CN107405490B9 - 多部位起搏的有效递送 - Google Patents

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Abstract

公开了用于递送多部位起搏的植入式设备以及相关联的方法。该设备包括一组电极，该一组电极包括空间上彼此分离并且全都被耦合到植入式脉冲发生器的第一心室电极与第二心室电极。脉冲发生器被配置成将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量，并且将第二起搏脉冲递送到第二起搏向量。处理器确定第一与第二起搏脉冲是否在第一与第二起搏部位处正有效地夺获。响应于确定无效夺获，对于第一与第二起搏脉冲被同时递送，选择第一行动以实现有效夺获，并且如果第一与第二起搏脉冲被顺序地递送，则选择第二行动。

Description

多部位起搏的有效递送
技术领域
本公开一般涉及用于递送电刺激的医疗设备，并且具体而言，涉及用于心脏中的多部位起搏的装置和方法。
背景
心脏再同步治疗(CRT)是用于心脏衰竭患者的其中对一个或多个心脏腔室进行电刺激(起搏)以恢复或改善心脏腔室同步的治疗。CRT治疗涉及双心室起搏，该双心室起搏包括用RV电极起搏右心室(RV)以及用 LV电极起搏左心室(LV)或包括仅起搏左心室的单心室起搏。实现来自CRT的积极临床益处部分取决于尤其在左心室(LV)中的起搏部位的位置。起搏引线的布置以及选择电极起搏部位在促进来自CRT的积极结果中是重要的。在给定心脏腔室中的多部位起搏可潜在地实现心脏腔室同步的较大恢复和与治疗益处。已经做出努力来执行多部位起搏，如在Keel等人的美国专利No.8,509,890B、Cohen的No.5,267,560、Cohen的No.5,174,289、 Kleckner等人的美国专利No.6,496,730中所示出和描述的。INSYNC II MARQUISTM，由美敦力公司制造的CRT设备，并且INSYNC III MARQUISTM被配置成对两个不同的心室组织部位执行至少顺序起搏和/或同时起搏中的至少一者。
多部位起搏需要通过起搏路径和再充电路径递送电荷，该再充电路径移除在组织-电极界面处由于起搏而造成的过量电荷。起搏路径包括输出电容器、耦合电容器、以及电极之间的患者的心脏组织，该输出电容器向由电极形成的阻抗负载产生起搏脉冲。再充电路径具有跟随起搏路径的相反方向的电流。再充电路径包括组织-电极界面以及耦合电容器，该耦合电容器能够吸收剩余的起搏后极化信号(或后电势(after-potential))。剩余的起搏后极化信号是不期望的，因为来自组织对起搏脉冲的响应的感测可受影响。能够吸收剩余的起搏后极化信号并随后对极化信号进行放电的示例性的组织-电极界面位于活跃的尖端电极以及中性(indifferent)环(或IPG 壳体或“罐(can)”)电极。
感测放大器通常在起搏脉冲的递送以及编程的消隐周期期间被“消隐 (blank)”，直到发生组织-电极界面的复极化操作。被“消隐”的感测放大器意味着感测放大器与起搏/感测电极解耦合(uncoupled)。“消隐”的感测放大器例如防止使感测电路的前端放大器饱和。大多数的电流起搏器输出放大器电路包含“快速再充电”电路以用于在感测放大器的输入端子的消隐期间对起搏路径进行短路并主动耗散或抵制后电势，以缩短将以其他方式花费以耗散起搏后极化信号的时间。在共同转让的美国专利No. 6,324,425、4,406,286、和5,782,880、以及德国OLS DE 196 15 159中描述了快速再充电电路以及操作，所有这些通过引用结合于此。再充电操作的一个目的是处理由于在电极界面处产生气体(例如，H2,O2,Cl2)的氧化还原反应而导致的净电荷。再充电操作确保耦合电容器(多个)在下一个确保脉冲的递送之前被再充电至无关紧要(insignificant)的电压水平或平衡。通过确保起搏路径中的净直流电流设置成零或者近乎零，防止了电极的腐蚀。相反地，当无效的再充电路径使得净电荷在起搏脉冲被递送之后保留时，不发生电极腐蚀。美国专利No.6,324,425采用预定的再充电时间周期以确保耦合电容器(多个)被再充电到无关的电压水平或平衡。
期望发展不受限于预定再充电时间周期的系统和/或方法。同时期望发展能够增加起搏和/或再充电配置以优化再同步治疗并减少诸如膈神经刺激之类的副作用的额外的系统和/或方法。
附图简述
图1描绘了被耦合到患者的心脏的植入式医疗设备(IMD)。
图2是图1中所示的IMD的功能框图。
图3A是用于递送多部位起搏的开关矩阵的示意性电路图。
图3B是选择需要电极以用作阴极的路径的开关矩阵的示意性电路图。
图3C是选择需要电极以用作阳极的路径的开关矩阵的示意性电路图。
图4是用于选择电极以递送多部位起搏治疗的方法的流程图。
图5是在确定与心脏组织的多起搏相关的可编程选项时计算机的图形用户界面。
图6是描绘被递送到右心室的起搏脉冲、被递送到左心室的第一与第二起搏脉冲连同相应的耦合电容器再充电时间的时序图。
图7是示出被递送到左心室的第一与第二起搏脉冲、被递送到右心室的第三起搏脉冲连同相应的耦合电容器再充电时间的时序图。
图8是示出被递送到右心室的起搏脉冲、被递送到左心室的第一与第二起搏脉冲连同相应的耦合电容器再充电时间的时序图。
图9是示出被递送到右心室的起搏脉冲、被递送到左心室的第一与第二起搏脉冲连同相应的耦合电容器再充电时间的时序图。
图10是示出被递送到右心室的起搏脉冲、被递送到左心室的第一与第二起搏脉冲连同相应的耦合电容器再充电时间的时序图。
图11是示出被递送到左心室的第一与第二起搏脉冲、被递送到右心室的搏脉冲连同相应的耦合电容器再充电时间的时序图。
图12A描绘了来自图3A-3C的开关矩阵的一部分的简化示图。
图12B描绘了当起搏脉冲正被递送时的图12A的开关矩阵中的打开或者闭合的开关。
图12C描绘了当发生无源(passive)再充电时的图12A的开关矩阵中的打开或者闭合的开关。
图13A是描绘了与确定多点起搏是否有效地夺获心脏组织相关的第一实施例的流程图。
图13B是描绘了与确定多点起搏是否有效地夺获心脏组织相关的第二实施例的流程图。
图14是描绘其中评估每个电极以确定起搏是否有效地夺获心脏组织的流程图。
图15A是从第一LV电极LV1到中性电极RV线圈测量到的、示出了在第一左心室(LV1)电极处发生的有效夺获的单极电描记图。
图15B是从第二LV电极LV2到中性电极RV线圈测量到的示出了在第二左心室(LV2)处发生的有效夺获的单极电描记图。
图15C是从第一LV电极LV1到中性电极RV线圈测量到的、示出了在第一左心室(LV1)电极处发生的有效夺获的单极点描记图。
图15D示出了从第二LV电极LV2到中性电极RV线圈测量到的示出了在第二LV电极(LV2)处的有效夺获的单极电描记图。
图16描绘了来自图3A-3C的其中与耦合电容器相关联的再充电时间周期是可调整的且依赖于由起搏电极在起搏部位处感测到的电压的开关矩阵的一部分的简化示图。
发明内容
本文中描述了用于沿着心脏腔室选择多起搏部位并将起搏治疗递送至其的方法与相关电路。示例性起搏治疗包括心脏再同步治疗(CRT)。CRT 治疗涉及：双心室起搏，该双心室起搏包括用RV电极起搏右心室(RV) 以及用LV电极(多个)起搏左心室(LV)；或单心室起搏，该单心室起搏包括仅起搏单个心室，诸如左心室。可在任何单腔室、双腔室、或者多腔室起搏设备(具有被定位仪对心脏腔室进行双极性起搏的至少两个电极) 中实施这些方法。更常见的是，当多个电极沿着被起搏的心脏腔室可用时，将使用所公开的方法的实践，提供两个或更多个起搏向量以供选择以便对心脏脏室起搏。
一个或多个实施例涉及单个心动周期期间的多部位起搏。该方法包括选择起搏向量。由被参考至一个或多个阳极的一个或多个阴极来形成起搏向量，这允许能量从阴极流到阳极。在通过将第一阴极参考到第一阳极来选择第一起搏向量之后，选择第二起搏向量。第二起搏向量包括第二阴极与第二阳极。将第一起搏脉冲递送至第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处。将第二起搏脉冲递送至第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第而起搏部位处。在单个心动周期期间递送第一与第二起搏脉冲。第一起搏脉冲可拥有与第二起搏脉冲不同的能量特性。此外或替代地，第一与第二起搏脉冲(例如，第一与第二左心室起搏脉冲)彼此独立。例如，第一与第二起搏脉冲具有不同的起搏脉冲宽度和/或振幅。在一个或多个实施例中，与第一起搏脉冲的递送相关联的第一耦合电容器再充电时间独立于与第二起搏脉冲的递送相关联的第二耦合电容器再充电时间。每个再充电时间可被状况(例如，另一起搏脉冲的递送等)的发生中止。因此，第一耦合电容器再充电时间可以是在时间上基本相同的持续时间，即使再充电的完成被第二起搏中断。在一个或多个其他实施例中，耦合电容器再充电时间可以包括在完成再充电之前的一组再充电时间。
在一个或多个实施例中，通过将第三阴极连接到第三阳极来选择第三起搏向量。将第三起搏脉冲递送至第三起搏向量，该第三起搏向量沿着心脏腔室被定位在第三起搏部位处。在一个或多个实施例中，第一耦合电容器与第一起搏向量相关联，第二耦合电容器与第二起搏向量相关联，并且第三耦合电容器与第三起搏向量相关联。对第一、第二、以及第三耦合电容器进行无源再充电或复极化的顺序取决于若干因素。一个这种因素是再充电时间是否被起搏脉冲中断。另一因素是左心室到右心室延迟(V-V)起搏延迟。又一因素是多点LV延迟。
一个或多个其他实施例涉及用于对在多部位起搏治疗中涉及的一组耦合电容器再充电的方法。对第一输出电容器进行放电，以便将第一LV起搏脉冲递送到第一起搏向量。对第二输出电容器进行放电，以便将第二LV 起搏脉冲递送到第二起搏向量。对第三输出电容器进行放电，以便将第三右心室(RV)起搏脉冲递送到第三起搏向量。对第一、第二、以及第三耦合电容器再充电的顺序可取决于心室起搏模式、V-V起搏延迟、以及多点 LV延迟。例如，如果心室起搏模式为RV→LV，V-V延迟大于或等于10毫秒(ms)，并且多点LV延迟大于或等于10ms，则第一耦合电容器在第一 LV起搏的递送之后开始再充电，第二耦合电容器在第二LV起搏的递送之后经历再充电，并且RV耦合电容器在RV起搏的递送之后经历充电。
在另一实施例中，如果心室起搏模式为RV→LV，V-V延迟大于或等于 2.5ms，并且多点LV延迟大于或等于20ms，则第一耦合电容器在第一LV 起搏的递送之后经历再充电，第二耦合电容器在第二LV起搏之后经历再充电，并且RV耦合电容器在完成第一耦合电容器LV起搏再充电之后经历充电。
在又一实施例中，如果心室起搏模式为LV→RV，V-V延迟大于或等于 20ms，并且多点LV延迟大于或等于10ms，则第一耦合电容器在第一LV 起搏的递送之后开始再充电，第二耦合电容器在第二LV起搏之后被再充电，并且RV耦合电容器在RV起搏的递送之后经历充电。
在又一另一实施例中，如果心室起搏模式为LV→RV，V-V延迟大于或等于20ms，并且多点LV延迟大于或等于2.5ms，则第一耦合电容器在完成第二LV起搏耦合电容器再充电过程之后经历再充电，第二耦合电容器在第二LV起搏之后被再充电，并且RV耦合电容器在RV起搏的递送之后经历充电。
在又一实施例中，如果心室起搏模式为LV→RV，V-V延迟大于或等于 10ms，并且多点LV延迟大于或等于2.5ms，则第一耦合电容器在完成RV 起搏耦合电容器再充电过程之后经历再充电，第二耦合电容器在完成与第一LV起搏相关联的耦合电容器再充电操作之后被再充电，并且与RV电极相关联的耦合电容器在RV起搏的递送之后开始充电。
在又一另一实施例中，公开了用于递送多部位起搏治疗的植入式设备以及相关联的方法。该设备包括一组电极，该一组电极包括空间上彼此分离并且全都被耦合到植入式脉冲发生器的第一心室电极与第二心室电极。该设备包括处理器，该处理器被配置用于从所述一组电极选择第一阴极与第一阳极，以沿着心脏腔室在第一起搏部位处形成第一起搏向量，并被配置用于从所述一组电极选择第二阴极与第二阳极，以沿着相同的心脏腔室在第二起搏部位处形成第二起搏向量。脉冲发生器被配置成将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量，并且将第二起搏脉冲递送到第二起搏向量。脉冲发生器产生再充电电流，以用于响应于第一起搏脉冲，在第一再充电时间周期内对第一耦合电容器进行再充电。脉冲发生器用于产生再充电电流，以用于响应于第二起搏脉冲，在第二再充电时间周期内对第二耦合电容器进行再充电。对第一与第二耦合电容器进行再充电的顺序取决于以下各项中的一项：心室起搏模式、左心室到右心室延迟(V-V)起搏延迟、多点 LV延迟与到第一与第二起搏向量中的一个的最近递送的起搏脉冲。
详细描述
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。
在以下描述中，双腔室(两心室)起搏设备被描述为可利用本文中所描述的多部位起搏方法的设备的一个示例性实施例。该设备尤其用于通过在一个或两个心室中起搏来递送心脏再同步治疗(CRT)。然而，应当理解，多部位起搏可在在一个或多个心脏腔室中包括至少双极起搏能力以用于递送CRT或任何其他起搏治疗的多种设备配置中实施。此外，多部位电刺激方法的各方面可在将电刺激递送到易激动身体组织的任何医疗设备中被实施，并且不必被限制成在心脏起搏应用中实践。可由一个或多个无引线起搏设备(例如，可从美敦力公司商业购得的
Figure GDA0003025050800000071
)或利用如在2013 年3月21日提交的US 2015-0142069 A1中所示并所描述的引线来递送CRT，该专利的公开整体结合于此。此外，可胸骨下地递送CRT治疗。在一个或多个实施例中，经由起搏电极经由冠状窦来递送CRT治疗。在替代的实施例中，起搏电极(多个)被定位在左心室的里面以用于多部位起搏。
图1描绘了通过右心室(RV)引线16以及冠状窦(CS)引线18被耦合到患者心脏8的植入式医疗设备(IMD)10。在由Ghosh等人在2012年 5月4日提交的、由本公开的代理人共同转让的美国专利申请No.13/464,181 中示出了具有一组间隔开的电极的示例性左心室引线，该专利申请的公开通过引用整体结合于此。在美国专利No.US8355784 B2、US8965507、 US8126546中示出并描述了引线上的用于形成起搏向量的示例性电极，这些专利中的所有通过引用被结合并且可实现本公开的特征。
IMD 10被实现为通过根据需要将起搏脉冲递送到一个或两个心室以控制心脏激动序列而被提供用于恢复心室同步的心脏起搏设备。心脏8以部分剖视图被示出，示出了上心脏腔室(右心房(RA)与左心房(LA))、以及下心脏腔室(右心室(RV)以及左心室(LV))、以及心大静脉48，该心大静脉48分支以形成下心静脉。心大静脉48在右心房中打开成冠状窦(CS)。
经静脉引线16和18分别将IMD 10与RV和LV连接。应当理解，在一些实施例中，附加的引线和/或电极可被耦合到IMD，以用于将IMD与 RA与LA进行连接，以在心脏的三个或所有四个腔室中提供感测和/或起搏。
每个引线16与18携载耦合到延伸通过引线16与18的绝缘、细长导体的起搏/感测电极。远端的中性(indifferent)外壳电极12被形成为IMD 10 的外壳的外表面的一部分。起搏/感测电极以及远端中性外壳电极12可选择性地被应用为提供若干起搏/感测电极组合，以用于起搏和感测功能。电极可被配置为“阴阳极(canodes)”，其是被配置成取决于电极的所选路径而用于阴极或阳极的电极。
RV引线16被示为穿过RA到RV中的经静脉、心内膜引线。RV引线 16形成有被适配用于插入到IMD连接器块14的连接器孔中的近端引线连接器。可相对于转让给本发明的受让人的2009年10月13日颁证的美国专利No.7,601,033、2010年2月2日颁证的美国专利No.7,654,843查看连接器模块的示例，其公开通过引用整体结合于此。如所示，连接器模块14采取IS-4四极连接器的形式，但是任何合适的连接器机构可被取代。引线连接器(在图1中未示出)将由RV引线16携载的电极20、22、24、与26 经由连接器块14电耦合到IMD 10的内部电路。提供RV起搏/感测尖端电极20与近端RV起搏/感测环电极22以用于RV起搏与对RV EGM信号的感测。RV引线16另外携载可用于递送高压复律或去纤颤电击的RV线圈电极24和上腔静脉(SVC)线圈电极26。RV环电极22、RV线圈电极24 或SVC线圈电极26在一些实施例中被用作与沿着LV定位的电极配对的阳极，以用于在阳极夺获(capture)分析期间将单极起搏脉冲递送到LV中。
在示例的实施例中，多极LV CS引线18被穿过RA、到CS中并进一步到心静脉48中以沿着LV腔室延伸远端四个起搏/感测电极30、32、34 和36，以使用电极30到36的任意组合来实现LV起搏与对LV EGM信号的感测。LV CS引线18耦合到被插入到IMD连接器块14的孔中的近端引线连接器处(未示出)，以提供电极30到36到IMD内部电路的电耦合。在其他示例中，多极引线18可包括不止四个电极或少于四个电极。被配置成将多部位起搏脉冲递送到组织的任何医疗电引线可用于实施本文中所述的方法。示例性的医疗电引线可以是ATTAIN
Figure GDA0003025050800000091
LV引线，可从位于爱尔兰的美敦力公司(Medtronic,PLC.)商业购得。引线可用于实施方法200，以从两个或更多个电极(例如，LV1、LV2、LV3、LV4、LV5、 LV6、LV7、LV8…LVn，其中n是由引线制造商指定的整数)同时或大约同时递送起搏脉冲。
此外或在替代的实施例中，可沿着LV可操作地定位起搏/感测电极，以用于使用前进到不同的心静脉中的多个LV引线、使用心内膜引线与电极、心外膜引线与电极、或者它们的任意组合来起搏LV心肌。如本文中所使用的，递送使得心室响应的电刺激一般被称为夺获心室。此外，使用“沿着心脏腔室”定位的电极来起搏心脏腔室指的是，起搏心脏腔室的心肌组织以夺获(例如，诱发对起搏脉冲的响应)该心脏腔室，并包括使用可操作地定位在心内膜、心外膜、静脉内位置或它们的任意组合的电极。为了起搏心外膜组织，可使用心外膜引线。在一个或多个实施例中，无引线起搏器设备可用于起搏，诸如在2014年2月12日提交的、题为“SYSTEMS AND METHODS FOR LEADLESS PACING AND SHOCK THERAPY(用于无引线起搏与电击治疗的系统与方法)”的美国专利申请S/N.14/178,711 中所描述的无引线起搏设备。
图1中所示的在右心室与左心室中或周围的引线与电极的所描绘的位置是近似并且仅是示例性的。应当理解，适于放置在RA、LA、RV和/或 LV上或者中或者相对于其的起搏或感测部位处的替代引线与起搏/感测电极可用于与本文中所描述的方法进行结合。例如，在三腔室起搏设备中，携载尖端电极与环电极的RA引线可被定位成用于在右心房腔室中进行起搏与感测。此外，在四腔室实施例中，LV CS引线22可承载(bear)近端 LA CS起搏/感测电极(多个)，该近端LA CS起搏/感测电极沿着引线体进行定位以位于邻近LA以用于起搏LA或感测LA EGM信号。在Sheth 等人的美国专利No.7,555,336中通常公开了可实施本文中所描述方法的多腔室设备，以此方式通过引用被整体结合于此。
以上被指定为“起搏/感测”电极的电极可一般用于起搏和感测功能两者。可选择“起搏/感测”电极专用为起搏电极或感测电极，或以编程的组合用于起搏与感测两者，以用于沿着所选的感测与起搏向量感测心脏信号并递送电刺激脉冲。起搏向量包括一对电极，该一对电极包括一个或多个阴极以及一个或多个阳极。通常，阴极将电荷递送到心脏组织，因为能量通常从阴极流到阳极，然而，可转换极性以使得阳极将电荷递送到组织。分开的或共享的中性起搏与感测电极还可被指定用于起搏和感测功能，包括使用RV线圈电极和/或SVC线圈电极26作为起搏阳极或用于感测心脏信号。
图2是IMD 10的功能性框图。IMD 10通常包括时序与控制电路52 与操作系统，该操作系统可采用处理器54以用于根据编程的操作模式控制感测与治疗递送功能。例如，时序与控制电路52可用信号通知开关矩阵58 执行若干动作。为说明，时序与控制电路52可用信号通知开关矩阵58，使得开关触发输出电容器，以将起搏脉冲放电到其相关联的电极。在图3A-3C 中示出了并以下关于开关矩阵58描述了起搏的细节。
在另一示例中，来自时序与控制52的信号可使开关允许耦合电容器进行再充电。处理器54以及相关联的存储器56经由数据/寻址总线55耦合到 IMD 10的各个组件。处理器54、存储器56、时序与控制52、以及夺获分析模块80可合作地操作位控制器，以用于执行与控制IMD 10的各种功能。
处理器54可包括微处理器、控制器、数字状态机、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逻辑电路中的任意一个或多个。在一些示例中，处理器54可包括多个部件，诸如以下各项的任何组合：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以及其他分立或集成逻辑电路。归因于本文中的处理器54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，夺获分析模块80和/或感测模块60可至少部分地作为由处理器54执行的指令被存储或编码在存储器 56中。
IMD 10包括治疗递送模块50，以用于响应于基于感测到的生理信号确定需要治疗而递送治疗。治疗递送模块50包括信号发生器或刺激发生器，以用于提供电刺激治疗，诸如心脏起搏或心律失常治疗，包括心脏再同步治疗。心脏起搏包括将电起搏脉冲递送到患者的心脏，例如，以维持患者的心率(例如，以调节患者的心跳、以提高和/或维持患者的血液动力学效能等)。心脏起搏可包括递送范围从大约0.25伏特到大约8伏特并且更优选地在2-3伏特之间的电起搏脉冲。由模块20在时序与控制模块52的控制下递送治疗。治疗递送模块50经由开关矩阵58被耦合到两个或更多个电极68，以用于将起搏脉冲递送到心脏。开关矩阵58可用于选择哪些电极以及对应极性被用于递送电刺激脉冲。电极68可对应于图1中所示的电极 12、20、22、24、26、30、32、34、和36或者耦合到IMD 10的任何电极。
时序与控制52与处理器54以及夺获分析模块80协同通过治疗递送模块50根据编程的治疗协议来控制由治疗递送模块50的起搏脉冲和/或再充电信号的递送，该编程的治疗协议包括使用本文中所描述的方法选择在沿着心脏腔室的部位处进行多部位起搏的选项。多起搏部位的选择与递送的起搏治疗的控制可基于激动时间测量或阳极夺获分析算法或两者的结合的结果，可关于由Demmer等人的2011年11月21日提交的、由本公开的受让人共同转让的美国专利申请S/N.13/301,084查看其示例，其公开通过引用整体结合于此。
例如，阳极夺获的检测可用于选择电极30到36以及对应的极性中的哪些被用于递送心脏起搏治疗。如此，在一些实施例中，夺获分析模块 80被配置成确定起搏夺获阈值，并检测阳极夺获的存在，以针对给定起搏向量确定阳极与阴极夺获阈值两者。
电极68还用于接收心脏电信号。可监测心脏电信号，以用于诊断或监测患者病况，或可用于确定何时需要治疗并控制治疗的定时与递送。当用于感测时，电极68经由开关矩阵58被耦合到感测模块60.感测模块60包括感测放大器，并且可包括其他信号调节电路和模数转换器。心脏EGM信号(模拟感测事件信号或数字信号或两者)可随后由处理器用于检测生理事件，诸如，检测并区分心律失常，确定患者心脏的激动模式，测量心肌传导事件间期，并用于执行如本文中将进一步描述的阳极夺获分析与起搏夺获阈值测量。
IMD 10可另外被耦合到一个或多个生理学传感器70。生理学传感器 70可包括压力传感器、加速度计、流量传感器、血液化学传感器、活动传感器、心音传感器、或与植入式设备仪器使用的其他生理学传感器。皮下设备的示例性心音传感器被示出、描述在Anderson等人的美国专利No. 7,682,316中并被定位在其中的身体中。皮下心音传感器可连同肺后面的引线上的第二传感器一起放置。在ICD的设备和/或CRT设备中的心音传感器实现被示例性地描绘、示出在Ganion等人的美国专利No.8,078,285B2 中并被定位在其中的患者的身体中其他示例性心音传感器被示出、描绘在美国专利号8,876,727、8,617,082和8,777,874中并被定位在其中的身体中，这些专利中的所有通过引用被整体地合并。
可由从IMD 10延伸或包含在IMD外壳中或上的引线来携载生理学传感器。传感器界面62从传感器70接收信号并将传感器信号提供给传感器模块60。在其他实施例中，无线传感器可远离IMD被植入，并与IMD 10 无线通信。IMD遥测电路64可接收从无线传感器反射出的感测到的信号。传感器信号由处理器54使用，以用于检测生理事件或状况。
传感器输入可用于确定哪个起搏配置(即，双心室起搏、融合起搏(例如，仅左心室(LV)起搏))、三心室起搏(三V)或双LV起搏)和/或 AV/VV时序最适合用于患者。心音传感器数据可用于确定S1的强度、V 感测到S1间期、峰峰振幅或以上的组合。心音传感器可位于IMD的外壳 (也被称作(“罐(can)”))中或上，为收缩性而感测的阻抗在系统内 (诸如，心脏内)的电极之间，从电极中的一个电极返回到罐。在由本公开的受让人共同转让的Morely等人的美国专利No.9,026,208、Ganion等人的美国专利No.8,078,285、Greenineger等人的US 6,247,474 B1、以及Zhang 等人的美国专利US8617082 B2中示出了可实施本文中的特征的示例性配置，这些专利的公开通过引用整体结合于此。
操作系统包括相关联存储器56，该相关联存储器56用于存储由处理器54使用的各种编程入(programmed-in)操作模式与参数值。存储器56 还可用于存储从所感测的信号编译的数据和/或与设备操作历史相关的数据，以供在接收到检索或询问指令时遥测出。处理器54与治疗递送模块50、感测模块60以及存储器56协作执行用于测量激动时间以用于选择递送多部位起搏的起搏部分的算法。处理器54被配置成选择第一阳极与第一阴极，以形成第一起搏向量。处理器54随后选择第二阳极与第二阴极，以形成第二起搏向量。也可由处理器54选择附加的阳极与阴极对。
夺获分析算法可被存储在存储器56中，并由处理器54和/或夺获分析模块80对从电极68所接收的输入进行执行，以用于检测阳极夺获并用于测量起搏夺获阈值。微处理器54可通过改变用于递送心脏起搏治疗的电极选择来对夺获分析数据作出响应。关于夺获分析的数据可被存储在存储器 56中，以由临床医生进行检索与回顾，并且该信息可用于对IMD 10中的起搏治疗进行编程。
IMD 10进一步包括遥测电路64和天线65。在IMD遥测电路64和包括在编程器90中的外部遥测电路之间的上行链路和下行链路遥测期间发送编程命令或数据。
编程器90可以是由临床医生、护士、技术人员或其他用户使用的手持设备或基于微处理器的家庭监测器或床边编程设备。IMD 10和编程器90 经由无线通信进行通信。通信技术的示例可包括使用蓝牙或MICS的低频或射频遥测，但是可也使用其他技术。
用户(诸如医师、技术人员、或其他临床医生)可与编程器90交互，以与IMD 10通信。例如，用户可与编程器90交互以从IMD 10检索生理或诊断信息。编程器90可从IMD 10接收数据以用于CRT的电极选择，尤其是关于阴极与阳极夺获阈值与在电极选择中使用的其他测量(诸如，血液动力学测量与LV激活时间)的数据。
用户还可与编程器90交互来对IMD 10进行编程，例如，选择IMD的操作参数的值。例如，与编程器90交互的用户可选择可编程参数，该可编程参数控制经由电极68中的任一个递送到患者的心脏8的心律管理治疗。示例性可编程起搏参数包括房室延迟(AV延迟)、左心室到右心室延迟(VV 或者V-V延迟)、起搏振幅、起搏速率、脉冲持续时间、以及起搏路径或向量(例如，诸如引线尖端电极到引线环电极之类的双极的，等等，或者诸如引线尖端电极到IMD壳体(casing)或外壳之类的单极的)，这些所有都可被配置成确保到患者的有效治疗。AV延迟通常可被描述为表示在心房电活动(不论是固有的(例如，自然的)或起搏的)与心室起搏的递送之间的时间周期的可编程的值。AV延迟的优选值已通常被限定为，针对固定心率产生最大心搏量(stroke volume)或对窦结驱使的心率产生最大心输出量的延迟。示例性A-V延迟(图5中所示)是标称的(nominal)150ms 或160ms。
在一些实施例中，处理器54或包括在编程器90中的处理器被配置成计算电池花费估计。使用测量的起搏夺获阈值与引线阻抗测量与其他测量或估算的参数一起，可对不同的起搏配置计算预期的IDM 10的电池寿命。此信息可用于选择或推荐多部位起搏配置。如此，IMD 10被配置成执行引线阻抗测量并确定估算的能量花费计算所要求的其他参数，其他参数包括但不限于，起搏频率的历史，夺获阈值、引线阻抗以及剩余的电池寿命。
此外，IMD 10可操作用于使用各种电极配置来递送起搏治疗，所述电极配置可以是单极的、双极的、四极的、或进一步多极的。例如，多极引线可包括可用于递送起搏治疗的若干电极。因此，多极引线系统可提供或供应多个电向量以从其起搏。起搏向量包括阴极与阳极。阴极可以是位于引线上的至少与一个电极，而阳极可以是位于至少一个引线(例如，相同的引线，或者不同的引线)上和/或IMD的壳体或罐上的电极。虽然作为起搏治疗的结果的心脏功能的改善可主要取决于阴极，但是如阻抗、起搏阈值电压、漏电流、寿命等的电参数可能更依赖于起搏向量。虽然未在图2 中明确示出，但是可构想到，用户可通过经由通信网络发送与接收询问并编程命令来经由通信网络与编程器90远程地交互。编程器90可被耦合到通信网络，以使得临床医生能够使用计算机来访问由编程器90从IMD 10 接收的数据，并经由编程器90将编程指令发送到IMD 10。对共同转让的美国专利号6,599,250(Webb等人)、6,442,433(Linberg等人)、6622045(Snell 等人)、6418346(Nelson等人)、以及6480745(Nelson等人)作出参考，以得到与植入时医疗设备一起使用的网络通信系统的一般描述与示例，以用于远程患者监测与设备编程，它们通过引用整体结合于此。
开关矩阵58(在图3A-3C中更详细地示出)提供了相对现有技术的增加的配置。例如，由于选择电极用于阴极(图3B)或阳极(图3C)的能力，更大数量的起搏配置是可达到的。此外或替代地，增加的起搏配置可通过产生从时序与控制电路52到相应的输出电容器C保持的一系列起搏命令而在单个心动周期中沿着LV电极执行顺序的起搏。此外，起搏路径可以“起搏到起搏(pace to pace)”改变或可以是预装载的，取决于硬件配置。例如，电极可在一个起搏期间用作阴极，并基于由处理器执行的指令在下一个起搏的时候转换到阳极。该转换功能的示例将基于LV夺获阈值从关于心肌的阳极/阴极组合发生。来自阴极的刺激通常具有比阳极刺激低的阈值。基于最小夺获阈值确定最佳电极要求将电极从阳极转换到阴极。同时，在LV序列中，第一起搏的阳极可被配置为第二起搏的阴极，如果完成第一起搏/再变化序列的话。
除了提供增加的起搏配置选项之外，开关矩阵58提供更高效与有效的无源再充电配置。无源再充电(也被称为复极化)包含以与起搏电流的相反方向行进的再充电电流。无源再充电电流用于平衡耦合电容器处的总电荷。耦合电容器处零的净电荷防止电极处腐蚀的发生。
开关矩阵58被描绘为包括支持或安全起搏路径140、输出电容器(C 保持)130a-d、涓流充电电阻器(R涓流)112a、尖端耦合电容器(C尖端)132a-f、起搏开关(S起搏)106a-l、接地开关(S地)118a-118i、无源再充电开关(S再充电) 124a-f、连接到电容器的到集成电路的端子(TCAP)110a-f、电极116a-116g，以及沿着集成电路用于连接到外部设备的焊盘HP的组102a-d。输出电容器 C保持130a-c、C尖端124a-f,ATIP 142a和RVTIP 142b位于开关矩阵58的外部，如在图3A-3C中的虚线所指示的。支持或安全起搏路径140用于夺获管理。失夺获(Lack of capture)使得触发安全起搏以确保后续起搏脉冲导致夺获。例如，安全起搏可增加起搏信号的振幅以确保心脏组织的夺获发生。安全起搏开关包括S起搏106b、106d、106f、106h、106j与106l。
开关矩阵58允许起搏脉冲在相同的心动周期内通过一个或多个起搏向量被递送。起搏向量包括直接以一个或多个阳极(图3C)为参考的一个或多个阴极(图3B)。到阳极或阴极的所选路径可通过处理器访问一个或多个数据寄存器(即，存储器中的数据存储区域)自动地控制，或者可由用户通过编程器上的用户界面输入。可通过使得寄存器(未示出)中的相应控制能够执行同时或基本同时的起搏来选择阳极与阴极。
如在图3B中所示，阴极包括心房端子电容器(ATCAP)110a和C尖端、右心室端子电容器(RVTCAP)110b与C尖端、左心室端子电容器((LVTCAP) 110c、左心室环1端子电容器(LVR1TCAP)110d与C尖端、左心室环电极2、端子电容器(LVR2TCAP)110e和C尖端、左心室环电极3端子电容器 (LVR3TCAP)110f和C尖端。阳极包括壳体(也被称作外壳或罐)或右心室线圈(壳体/RV线圈)116a、心房环(ARING)116b、左心室尖端电极(LVTIP (在图1中被示作电极30))116d、左心室环电极32(LVRING1)116e、左心室环电极2(LVRING2(在图1中被示作电极34))116f、以及左心室环电极3(LVRING3(在图2中被示作电极36))116g。
每个起搏向量包括起搏路径与再充电或复极化路径。为了更好地理解起搏路径与无源再充电路径，在图12A-12C中更详细地描绘了与由心房尖端电极(即，图3B中所示的阴极)与心房环电极(即，图3C中所示的阳极)形成的起搏向量相关联的开关矩阵58一部分。图12A-12C中的所示起搏路径与再充电路径、起搏到起搏(即，逸搏间期)例示了图3A-3C中所示的各种起搏向量。
参见图12A，关于示例性逸搏间期示出了电路图，该逸搏间期是起搏到起搏的时序图。在数字起搏信号被发送到开关矩阵58之前，输出电容器 C保持通过闭合的电池正端子开关(SBPLUS)连接到电源(例如，电池)，从而使得输出电容器C保持能够被充电，直到取得期望的电压(例如，8伏特或者更小，7伏特或者更小、6伏特或者更小、5伏特或者更小等)以便递送下一个起搏脉冲。在时序与控制电路52产生数字起搏信号(其在等于零的时间处开始并延伸达特定时间量(例如，大约1ms))之后，开关Shp,vss和S接地闭合，如在图12B中所示。输出电容器C保持经由闭合的开关S起搏被连接到尖端耦合电容器(C尖端)132。其正极板与负极板在图12A-12C中示出的尖端耦合电容器C尖端在开关矩阵58的外部，并被配置成阻止DC电压穿过心脏。一旦开关Shp,vss、S起搏和S接地被闭合，起搏脉冲电流就在环/壳体电极(即阳极)与尖端电极(即，阴极)之间流动。
在图12B中所示的特定示例中，起搏电流按照惯例在正电荷将移动的方向上行进，如在图12B中所指示的，即，从心房环电极到心房尖端电极。电子(e-)的实际流动是在起搏电流的相反方向上。由于电流方向，环/壳体电极相对于起搏尖端电极带正电。电荷，并且因此电压被积累在尖端耦合电容器C尖端上。对于维持电荷中性不期望在耦合电容器C尖端上的电荷的累积。
参考图12C，为了移除尖端耦合电容器C尖端上的电荷，生成无源再充电信号，以将总电荷平衡到净零电荷。时序与控制电路52用信号通知开关矩阵58执行无源再充电。实施一组开关序列以用于无源再充电或复极化的发生。例如，打开S起搏开关，这创建了C保持与电极之间的开路，从而停止起搏操作。此后，打开开关S接地或Shp。该开关序列保持环电极或外壳电极被连接到电路参考(即，VSS)，直到输出电容器C保持电压通过S起搏开关被打开而从尖端与环电极断开连接之后。
开关S再充电闭合，这使得在先前起搏操作中使用的尖端电容器C尖端(即，阴极)随后被连接到参考电压VSS。在尖端电容器C尖端被连接到负电源电压VSS之后，期望的环或壳体电极通过闭合图12C中所示的开关S接地被重新连接以提供电压VSS。一旦两个开关都被闭合，再充电电流路径就通过外部负载被完成。再充电路径的电流流动是起搏电流的相反方向。电子e-的流动在再充电电流的相反方向上流动。在当前示例中，再充电电流从尖端电极流动到环/壳体电极。基于电流方向，“再充电的”尖端电极相对于“再充电的”电极(例如，环/壳体电极)是正的。再充电时间通常大约6.8 ms或大约7ms；然而，再充电时间可以更大(例如，高达20ms)或更低 (例如，小于7ms)。在生成再充电电流之后，耦合电容器处的总净电荷现在是零电荷或大约零电荷。
为确保耦合电容器处的净电荷是零或大约零伏特，再充电时间周期是固定的或可调整的。可由硬件或计算机指令实施自动设置再充电时间周期。例如，可由制造商、用户或者通过查找表来设置与耦合电容器的每个再充电时间周期相关联的每个硬件时间寄存器。
可通过使用针对起搏电流将再充电时间周期与每个起搏电压相关联的查找表或建立的分开的电路来建立可调整的再充电时间。可通过测量起搏电极处的电压来确定耦合电容器处的电荷为零或大约零(例如，5-10毫伏)。一旦在起搏电极处净电荷可被确定为零或大约为零(例如，5-10毫伏)，就使用图16中的电路自动终止再充电电流。图16与图12A-C相同。图12A-C 的描述通过引用合并于此，除了关于被增加以在一旦起搏电极感测到组织界面处的电压为零或近乎零伏特(例如，5-10毫伏)就终止再充电起搏脉冲的电子组件。增加的电子组件包括偏移调整71、比较器73、再充电控制75、开关S再充电77。如所示，再充电电流在S再充电闭合时在开始时间61处开始，但是再充电电流在结束时间63处终止。结束时间63作为从再充电控制75生成的控制信号的结果而发生。再充电控制75还可被配置成在时序与控制模块53内。响应于由将起搏脉冲递送到起搏部位的起搏电极检测到零或大约零(例如，5-10毫伏)，而生成在结束时间63处终止再充电信号的控制信号。经由比较器73确定由起搏电极检测到较低电压值。一旦生成控制信号，S再充电打开，这建立了开路，从而停止再充电过程。
每个耦合电容器的再充电时间周期可取决于起搏电流的特性(例如，起搏脉冲宽度，起搏振幅以及起搏阻抗)。再充电查找表可使用估算的时间来确保对于每个耦合电容器净电荷为零或约为零。示例性再充电查找表可包括为每个尖端电容器建立的再充电时间周期。每个再充电时间周期与起搏脉冲宽度、起搏振幅、以及起搏阻抗相关联。通过获得特性(例如，起搏脉冲宽度、起搏振幅、以及起搏阻抗等)中的一个或全部，再充电时间周期可从查找表获得并自动地实施。实施可调整时间周期可节省植入式医疗设备的能量。
在起搏与再充电操作之后，引线系统被保持在涓流充电操作中，其中，涓流电阻器R涓流112排掉可在递送起搏脉冲后保留在电极上的剩余电荷或极化伪像。在涓流充电操作期间，阳极(例如，环电极，设备壳体(仅IPG)) 经由高阻抗涓流电阻器被连接到VSS。此外，尖端电容器阴极中的全部经由相同值的高阻抗电阻器112被连接到VSS。
图12A-12C关于心房尖端到心房环电极的详细描述可相同或类似地应用到由图3A-3C中所描绘的阴极与阳极相对于其起搏与再充电路径形成的其余示例性起搏向量。例如，另一示例性起搏向量可包括RV尖端电极142b (即，阴极)以及RV环电极116c(即，阳极)。时序与控制电路52用信号通知开关矩阵58递送起搏脉冲。与RV尖端电极142b通道相关联的开关Shp,vss 122b闭合。此后，开关S起搏106c和S接地118c闭合。当开关S接地 118c闭合时，RV环电极116c处于与Shp Vss相同的电压或大致相同的电压。输出电容器C保持130b将能量放电到RV尖端电极142b，其具有到RVRING 116c(即，阳极)的返回路径(未示出)。
为了移除耦合电容器C尖端上的电荷，生成无源再充电信号，以将总电荷平衡到净零电荷。时序与控制电路52用信号通知开关矩阵58通过一组开关序列执行无源再充电。例如，S起搏开关106c被打开，这创建了输入电容器C保持130b与RVTIP和RVRING电极142b、116c之间的开路，从而停止起搏操作。此后，打开开关S接地118c或Shp 122b。该开关序列保持RV 环电极116c被连接到电路参考(即，VSS)，直到输出电容器C保持电压通过S起搏开关106c被打开而从RV尖端与RV环电极142b、116c断开连接之后。
开关S再充电124b闭合，这使得在先前起搏操作中使用的尖端电容器C 尖端132b随后被连接到参考电压VSS在尖端电容器C尖端132b被连接到负电源电压VSS之后，RV环电极116c经由开关S接地118c被重新连接到电源电压VSS。一旦两个开关S再充电124b、S接地118c都被闭合，再充电电流路径就通过外部负载被完成。再充电路径的电流流动是起搏电流的相反方向。耦合电容器处的总净电荷现在是零电荷。
可使用左心室电极30、32、34、36来形成许多起搏向量。左心室电极 30、32、34、36中的一个或多个可被配置成用作阳极或阳极。通常，选择左心室电极30、32、34、36作为阴极以起搏LV，而外壳(即，被称作罐或壳体)或除颤电极24用作阳极。在一个或多个实施例中，通过保持与 LV电极相关联的S接地开关打开来停用(deactivate)其余的LV电极。保持与电极相关联的S接地开关打开防止电流穿过该电极的电路。在一个或多个实施例中，其余电极中的一个或多个可用作阳极。此外或替代地，任何电极路径可用于感测。
优选地，选择电极32与34(图1)用于起搏；然而，LV电极的任何配对组合可用于起搏左心室。在一个或多个实施例中，电极32和34被间隔开1.5毫米(mm)，而电极30与36被间隔开20到21mm，如在由Ghosh 等人在2012年5月4日提交的、由本公开的受让人共同转让的美国专利申请No.13/464,181中所示的，该专利申请的公开通过引用整体结合于此。
一般而言，选择电极以用作阴极以通过采用关于图12A-12B所描述的开关序列来闭合开关Shp Vss 122,S起搏106,S接地118来对组织进行起搏。对于用作阳极的电极，S接地必须闭合，并且S起搏打开。为了在对组织进行起搏之后平衡C尖端处的电荷，通过使用关于图12C针对该特定电极所描述的开关序列打开S起搏开关并闭合开关Shp，SBPLUS 120、S再充电124、S接地118 来递送再充电电流。
现在描述LV电极用作阴极或阳极的示例性路径。参见图3A，LVTIP 116d可通过闭合开关Shp Vss 122c(其与LV尖端电极通道相关联)而被配置成用作阴极。此后，到LVHM 104c的开关S起搏106e与S接地118f关闭与 LVRING 116e/壳体/RV线圈116a中的一个或多个相关联的通道(多个)。与所选阳极(例如，LVRING/壳体/RV线圈中的一个或多个)的通道相关联的开关S接地118f与S接地118闭合。开关S接地118f与S接地118在与Shp Vss相同或者大致相同的电压电势处闭合。C保持130c将能量放电到LVTCAP 110c、C尖端132c、LVTIP 116d，其具有到LVRING(即，作为阳极的 LVRING1-3 116e-g)、壳体或RV线圈(即，阳极)的返回路径(未示出)。
为了移除耦合电容器C尖端上的电荷，生成无源再充电信号，以将总电荷平衡到净零电荷。时序与控制电路52用信号通知开关矩阵58执行无源再充电。打开S起搏开关106e，这创建了C保持130c与电极之间的开路，从而停止起搏操作。此后，打开开关S接地118f或Shp 122c。该开关序列保持所选阳极(例如LVRING/壳体/RV线圈中的一个或多个)连接到电路参考(即VSS)，直到输出电容器C保持130c电压通过S起搏开关106e被打开，与LVTIP 116d以及用作阳极的一个或多个电极断开连接之后。该一个或多个阳极可以是壳体、除颤线圈、或者LV电极中的一个。通过确保与该电极相关联的Shp,vss与S接地118在起搏操作期间被闭合，来选择该一个或多个电极以用作阳极。
在起搏操作被终止(即打开S起搏开关)之后，开关S再充电124c闭合，这使得先前起搏操作中使用的尖端电容器C尖端132c随后被连接到参考电压 VSS。在尖端电容器C尖端132c被连接到负电源电压VSS之后，用作阳极的期望电极被重新连接，以通过与和该特定电极直接对准的通道相关联的开关S接地118提供电压VSS。例如，如果LVRING1 116e要用作阳极，则S接地118g闭合。不用做阳极的LVRING电极具有打开的S接地开关。替代地，如果LVRING2 116f要用作阳极，则S接地118h闭合。替代地，如果LVRING3 116g要用作阳极，则S接地118i闭合。
一旦开关S再充电124c与S接地闭合，再充电电流路径就通过外部负载被完成。再充电路径的电流流动是起搏电流的相反方向。耦合电容器处的总净电荷现在是零电荷。
对于LVRING1要用作阴极，与LV ring1电极通道相关联的开关Shp Vss 122c闭合。此后，开关S起搏106g和S接地118a闭合到壳体/RV线圈。当开关S接地118g闭合时，壳体或RV线圈或另一个LV电极用作阳极，其处于与Shp Vss相同或大致相同的电压电势。C保持130c将能量放电到LVR1TCAP 110d和C尖端，其具有到阳极(例如，壳体、RV线圈等)的返回路径(未示出)。
对于LVRING2要用作阴极，与LVRING2电极通道相关联的开关Shp Vss 122c闭合。此后，开关S起搏106i和S接地118a闭合到壳体/RV线圈。C保持130c将能量放电到具有到壳体或RV线圈(即阳极)的返回路径(未示出) 的LVR2TCAP 110e(即阴极)。
对于LVRING3要用作阴极，与LVRING 3电极通道相关联的开关Shp Vss 122c闭合。此后，开关S起搏106k 104c和S接地118a闭合到壳体/RV线圈。当开关S接地118a闭合时，壳体或RV线圈用作阳极，其处于与Shp Vss相同或大致相同的电压电势。C保持130c将能量放电到具有到壳体或RV线圈(即阳极)的返回路径(未示出)的LVR3TCAP 110f(即阴极)。
虽然已经针对双极起搏配置描述了开关矩阵58，但是也可以使用诸如尖端(即阴极)到壳体(即，阳极)之类的单极起搏。切换电路58中的每个电子部件的示例性值包括处于10微法的C保持，而C尖端标称为6.8微法。涓流电阻器112值是在5兆欧(MΩ)与500千欧(kΩ)值之间的寄存器可选的。采用具有处于大约20欧姆的导通电阻切换(on resistance to switch) (RON)的FET开关。图4是描绘用于控制正从诸如可植入LV引线(从植入式医疗设备延伸)之类的多极电极递送的多部位起搏治疗的方法200的流程图。在框202，选择第一阴极和第一阳极以形成第一起搏向量。第一起搏向量位于给定心脏腔室内的选定的第一起搏部位，其可以是LV起搏部位。为了说明起见，用于选择多个起搏部位的方法是在沿着LV选择多个起搏部位以用于CRT治疗的情境下呈现的。然而，所描述的方法可被改变或适配成适合用于在不同的心脏组织、心脏腔室或组织中或上选择起搏部位和/或在不同的起搏治疗中使用。
框202处的第一起搏部位的选择可以基于各种测量或者是标称的起搏部位。例如，可以将第一起搏部位选择为与在不进行LV起搏的情况下的 LV的迟发(late)激动时间对应的电极部位。LV激动时间是从参考时间点到起搏/感测电极部位处的所感测R波测量到的时间间期。参考时间点可以是心房感测或起搏事件、RV中感测到的R波或基准点。基准可以是QRS (例如在RV中所感测的QRS波群)的开始、QRS的峰(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、施加起搏电刺激的开始等。
迟发激动是相比其他可能的LV起搏/感测电极位置处的激动(心肌去极化)相对较迟发生的激动。迟发激动不一定是可以在LV中测量的最迟发LV激动，因为延长的激动可能与不期望作为起搏部位的病理组织或患病组织(如心肌疤痕组织)相关联。关于CRT，当LV在与心室的迟发固有激动时间相关联的位置处或附近被起搏时，可实现最大治疗益处。为了确定对应于迟发激动的电极部位，在可用LV电极中的每个处相对于参考时间点测量LV激动时间，参考时间点诸如当不递送心室起搏时在RV中感测到的R波。在一个实施例中，通过对用作感测电极的LV电极30、32、 34和36中的每一个处的LV去极化波前(R波)进行感测来测量LV激动时间。可以在固有心律期间或心房起搏期间测量LV激动时间。通常，RV 中的起搏将被抑制(withhold)以获得固有心室传导期间的LV激动时间测量。
可以使用其他测量或技术(其可以或可以不与测量LV激动时间相结合)来选择第一起搏部位。例如，血液动力学测量可被执行来确定哪一个起搏部位导致最大血液动力学受益。可以从耦合到IMD 10的其他生理传感器70或使用诸如多普勒超声心动图、荧光检查法或LV导管插入术之类的临床技术来获得血液动力学测量。从例如由本公开的受让人共同转让的由 Demmer等人于2011年11月21日提交的美国专利申请号13/301,084和由 Ghosh等人于2012年5月4日提交的美国专利申请号13/464,181可以确定用于选择从其进行起搏的最优电极的示例性方法，这些专利的公开通过引用整体结合于此。
在框204处，选择第二阴极和第二阳极以形成第二起搏向量。用作第二起搏向量的第二阴极和第二阳极的选择使用框202中呈现的方法中的一种或多种。在框206处，第一起搏脉冲被递送到在沿着心脏腔室的第一起搏部位处定位的第一起搏向量。在框208处，第二起搏脉冲被递送到在沿着心脏腔室的第二起搏部位处定位的第二起搏向量。第二起搏脉冲与第一起搏脉冲不同。例如，第一与第二起搏脉冲可具有不同的能量特性(例如，电压，振幅等)。
在相同的心动周期期间递送第一与第二起搏脉冲。具体地，在相同或基本相同的时间通过位于不同组织部位处的两个或多个不同电极来递送第一和第二起搏脉冲。例如，具有预先指定的电压(也称为第一电压)的第一起搏脉冲被递送到第一组织部位，随后接着是在产生第一起搏脉冲之后立即开始的非常小或交错的(staggered)时间段(即2.5ms等)。在交错的时间段结束或到期后(例如从第一起搏脉冲的产生测量到的2.5ms)，以预先指定的电压(也称为第二电压)产生第二起搏脉冲，并将其递送至另一个组织部位。第一与第二起搏脉冲的产生之间的交错的时间段允许从感测电极移除极化伪像。在递送另一起搏脉冲之前，必须从电极清除或基本上清除从起搏脉冲的递送产生的极化伪像；否则，诱发反应可能难以检测。设置在从第一和第二电极发出的起搏脉冲之间的交错的时间段确保存在与每个起搏脉冲相关联的单个输出，从而防止一个起搏脉冲(例如3伏)与另一起搏脉冲(例如5伏)重叠。第一和第二起搏脉冲具有不同的能量特性，这允许根据每个患者的需要来定制起搏，同时通过使用例如3伏而不是5伏来降低功耗。
一个或多个实施例涉及对与开关矩阵58相关联的耦合电容器进行再充电。时序与控制电路52用信号通知开关矩阵58以经由输出电容器产生起搏脉冲，如关于图12A-12B所述。该信号使一组开关对输出电容器进行放电，该输出电容器将能量(例如，起搏脉冲)传输到电极。在起搏脉冲终止之后，产生再充电电流，以在耦合电容器处获得零或约零净电荷，如先前相对于图12C所述，并被合并于此。
可编程起搏参数，如图5的图形用户界面(GUI)300所示，可影响耦合电容器的再充电时间。可编程起搏参数控制设备功能和/或数据收集。由 IMD 10使用的用于递送治疗的可编程起搏选项包括，例如心室起搏、室间 (V-V)起搏延迟、或多点LV延迟。通常将GUI 300的可编程起搏选项的左手列(被指定为“初始值”)预设为期望的目标，而由用户设置被指定为“优化永久性(optimized permanent)”的右手侧列以反映与患者有关的实际信息。
心室起搏参数确定是否起搏心室(多个)以及以何种顺序起搏每个心室。心室起搏参数允许选择：对RV进行起搏接着是起搏LV(即RV→LV)、对LV进行起搏接着是起搏RV(即LV→RV)、仅LV起搏或仅RV起搏。基于患者的心脏状况选择心室起搏参数以实现最大心输出量。
当选择RV+LV顺序时，V-V起搏延迟控制RV和LV1起搏之间的时序间期，并当选择LV+RV顺序时，V-V起搏延迟控制LV1和RV起搏之间的时序间期。可以将V-V起搏延迟参数设置在任何时间处，诸如在第一起搏脉冲之后高达100ms(例如1：0(＝2.5)，0ms，10ms，...80ms等)。多点LV延迟被定义为分别递送到第一和第二LV起搏部位的第一和第二 LV起搏脉冲之间存在的延迟。
可例如通过对RV进行起搏接着是起搏LV(即RV→LV)来实施心室起搏。一旦已经选择了心室起搏参数，V-V起搏延迟就被预先指定到某一值 (例如大于或等于10ms等)。使用表1中列出的值通过查找表链接到V-V 起搏延迟的多点LV延迟要求多点LV延迟大于或等于10ms。在指定心室起搏和V-V延迟之后，示例性地示于图3A-3C中的对耦合电容器再充电的序列按照如表1中所总结的指定顺序进行自动设置。例如，假设心室起搏被设置为起搏RV，接着是起搏LV(即RV→LV)，且V-V起搏延迟被设置为 10ms，多LV延迟(multiple LV delay)被设置为大于或等于10ms，则与递送用于第一LV起搏的电刺激相关联的第一耦合电容器在第一LV起搏之后立即被再充电。第二耦合电容器在递送用于第二LV起搏的电刺激之后立即被再充电。与递送RV起搏相关联的电容器在递送RV起搏之后立即被再充电。
在与对RV的心室起搏接着是起搏LV(即RV→LV)、并且V-V起搏延迟被设置为约2.5ms相关的另一个实施例中，多LV延迟被设定为大于或等于约20ms。第一电容器和RV电容器在递送第一LV起搏后被再充电。第二电容器在第二LV起搏的递送之后被再充电。
在与对LV的心室起搏接着是起搏RV(即LV→RV)、V-V起搏延迟被设置为大于或等于约20ms相关的又一实施例中，多LV延迟被设定为大于或等于约10ms。第一电容器在第一LV起搏的递送之后被再充电。第二电容器在第二LV起搏的递送之后被再充电。RV电容器在RV起搏的递送之后被再充电。
在与对LV的心室起搏接着是起搏RV(即LV→RV)、并且V-V起搏延迟被设置为约20ms相关的又一实施例中，多LV延迟被设置为约2.5ms。第一电容器在第二LV起搏的递送之后被再充电。第二电容器在第二LV起搏的递送之后被再充电。RV电容器在RV起搏的递送之后被再充电。
在与对LV的心室起搏接着是起搏RV(即LV→RV)、并且V-V起搏延迟被设置为2.5ms相关的又一实施例中，多LV延迟被设置为2.5ms。第一电容器在第二RV起搏的递送之后被再充电。第二电容器在第一LV起搏的递送之后被再充电。RV电容器在RV起搏的递送之后被再充电。
第一LV起搏再充电是指，与第一LV电极相关联的电容器在第一起搏或第一起搏脉冲(即能量放电)被递送到心脏组织(例如心室)之后再充电，其通常花费大约20毫秒(ms)。第二LV起搏再充电指的是，电容器在第二起搏或第二起搏脉冲之后再充电。RV起搏再充电指的是，电容器在起搏脉冲到RV之后再充电。
任选地，在CRT治疗期间可以对一个或多个实施例施加限制。多部位 LV起搏极性和LV第一起搏极性不能两者都使用RV线圈，除非完成再充电，因为在可能的感测路径上消除了附加极化的电势。如果选择LV→RV，同时将V-V延迟设置为0(即约为2.5ms的交错的时间段)，并将多点LV 起搏切换为“开(ON)”，则多点LV延迟是不可选择的，这将导致LV-2.5ms -LV-2.5ms-RV。
在一个或多个其他实施例中，如果选择LV→RV，则不允许10ms的V-V 延迟。在一个或多个其他实施例中，如果选择RV→LV，则0或10ms的多部位LV延迟也是不被允许的。相反，如果选择LV→RV并且多部位LV起搏为“开”，则要求多点LV延迟小于V-V延迟。在一个或多个实施例中，如果CRT是自适应的，则不能选择或编程心室起搏和V-V起搏延迟。
以下呈现的表1总结了可由IMD 10使用的可编程选项。
表1呈现了可被编程到植入式医疗设备中的设备CRT参数以及示例性的值。
Figure GDA0003025050800000271
除了表1之外，在图6-11中呈现的时序图提供了关于在起搏脉冲递送到心脏组织之后的耦合电容器的变化的再充电时间的有用的例子。诸如图6 中所示的时序图400之类的每个时序图包括六条水平线402-412。顶部三条水平线402、404、406示出了不同起搏脉冲的时序，而底部三条水平线408、 410、412示出了与到特定电极(例如，RV电极、LV1电极、LV2电极等) 的通道相关联的每个耦合电容器的再充电时间。每个耦合电容器的充电时间受一个或多个起搏脉冲的影响。与起搏脉冲水平线相交的垂直线414、416 指示起搏脉冲的开始时间414或结束时间416。起搏脉冲的开始和结束之间的时间是起搏脉冲的持续时间。类似地，沿着底部再充电水平线之一的垂直线418、420指示再充电操作的开始时间418或结束时间420。再充电操作的持续时间在再充电的开始时间和结束时间之间发生。通过查看起搏脉冲线并随后查看相关的再充电线来解释时序图。然后检查中断再充电时间的任何起搏脉冲。
通常，耦合电容器的再充电遵循一组再充电要求。例如，在递送起搏脉冲之后，再充电操作继续，除非再充电操作被另一个起搏脉冲中断。最后的起搏对于完成其相关联的再充电操作获得顶级优先，除非该特定的再充电操作被另一个起搏中断。此外，最后的起搏第一个去完成其再充电操作，因为在起搏间期期间没有其他起搏脉冲将中断与最后起搏相关联的再充电操作。
该组再充电要求适用于图6-11中所示的一群起搏，诸如，RV起搏、第一LV起搏和第二LV起搏。群之间的对应时间被认为是总体起搏间期。例如，如果起搏间期为1000毫秒(60搏动/分钟)，则一个RV起搏与下一个RV起搏(未示出)之间的时间为1000毫秒，而RV起搏与第一和第二LV起搏之间的时间包含较短的时间间隔。时序图中示出了第一和第二 LV起搏之间的示例性较短时间间期。
图6描绘了以RV起搏脉冲被发送到RV电极开始的时序图400。RV 起搏开始于从水平线延伸的第一条垂直线，并终止于来自相同的水平线的下一条垂直线。还在图6中示出了第一和第二起搏之间的延迟(PV2V)和第二和第三起搏之间的延迟(PV2V2)。具体而言，PV2V是在第一起搏的开始和第二起搏的开始之间的时间，而PV2V2是在第二起搏的开始与第三起搏的开始之间的时间。与和RV电极相同的通道相关联的耦合电容器经历一组再充电操作。例如，耦合电容器在RV起搏脉冲终止之后立即再充电。RV耦合电容再充电操作被LV1电极处的起搏脉冲中断。与和LV1电极相同的通道相关联的耦合电容器在完成LV1起搏脉冲之后立即经历再充电操作，并持续直到再充电操作被LV2起搏脉冲中断。与和LV2电极相同的通道相关联的耦合电容器在完成LV2起搏脉冲之后立即经历再充电过程，并持续直到完成再充电操作。与RV1电极相关联的耦合电容器随后通过第二再充电操作完成其再充电操作。此后，与LV1相关联的耦合电容器完成其再充电操作。
图7描绘了以LV1起搏脉冲被递送到LV1电极开始的另一时序图。与 LV1电极相关联的耦合电容器在LV1起搏脉冲终止之后立即经历再充电操作。LV1再充电操作继续，但被LV2起搏脉冲中断。与LV2相关联的耦合电容器开始再充电操作，并持续直到RV起搏脉冲中断再充电操作。与RV 电极相关联的耦合电容器在完成RV起搏脉冲之后立即开始再充电操作。与RV电极相关联的耦合电容器完成其再充电操作，接着是与LV1电极相关联的耦合电容器完成其再充电操作。在完成LV1再充电操作之后，完成 LV2再充电操作。
图8描绘了以RV起搏脉冲被递送到RV电极开始的另一时序图。与 RV电极相关联的耦合电容器在RV起搏脉冲终止之后立即开始其再充电操作。再充电操作继续，但被LV1起搏脉冲中断。与LV1相关联的耦合电容器在起搏脉冲终止之后开始其再充电操作，并继续到完成。随后递送LV2 的起搏脉冲。与LV2起搏相关联的耦合电容器开始并完成其不间断的再充电操作。
图9描绘了以RV起搏脉冲被递送到RV电极开始的时序图。与RV电极相关联的耦合电容器在RV起搏脉冲终止后立即经历再充电操作。未中断地完成RV再充电操作。递送LV1起搏脉冲。与LV1电极相关联的耦合电容器在完成LV1起搏脉冲之后立即开始其再充电操作。与LV1相关联的耦合电容器的再充电操作继续进行，直到再充电操作被LV2起搏脉冲中断。与LV2起搏脉冲相关联的耦合电容器的再充电操作在完成LV2起搏脉冲之后立即开始。随后完成LV2耦合电容器再充电操作。此后，完成LV1再充电操作。
图10描绘了再充电操作在没有被另一起搏脉冲中断的情况下继续的时序图。RV起搏脉冲被递送到RV电极。与RV电极相关联的耦合电容器在RV起搏脉冲终止后立即经历再充电操作。RV再充电操作继续直到完成。随后递送LV起搏，接着是与LV相关联的耦合电容器的再充电操作。在将 LV2起搏递送到LV2电极之前完成再充电操作。在递送LV2起搏之后，开始LV2再充电操作，并最终在没有中断的情况下完成。
图11是又一示例性时序图。起搏脉冲首先被递送到LV1电极。与LV1 电极相关联的耦合电容器立即开始再充电，直到再充电操作被与LV2电极相关联的起搏脉冲中断。与LV2电极相关联的耦合电容器在起搏脉冲的终止后立即开始再充电。LV2耦合电容器的再充电操作未受阻地继续。与LV1 电极相关联的耦合电容器再次尝试再充电，但被递送到RV电极的起搏脉冲中断。与RV电极相关联的耦合电容器完成其再充电操作。此后，与LV1 电极相关联的耦合电容器完成其再充电操作。
图13中描绘的方法500证实了在多部位起搏治疗期间各个电极(例如，阴极)的有效夺获。如先前所解释的，多部位起搏涉及通过对心脏组织的刺激而递送的起搏治疗，对心脏组织的刺激在相同心动周期内来自位于心脏的相同腔室(例如左心室)中的不止一个电极，该电极通常紧密地在空间上邻近，例如左心室中的冠状窦的支流内的多(四)-极引线的两个电极。可以通过位于相同腔室(例如LV)中的两个或更多个电极的同时或顺序刺激来传送多部位或多点起搏。同时起搏被定义为其中电极之间的时序延迟小于5ms的来自两个或更多个电极的起搏。由于多部位或多点刺激中的电极彼此紧密地邻近，所以在递送这种治疗期间检测和证实各个电极的有效夺获是重要的。虽然传统的左心室夺获管理例程在来自每个LV电极的刺激期间单独地确定每个电极的夺获阈值，但是常规夺获管理不能在来自不止一个LV电极的多部位或多点起搏治疗期间证实夺获。在顺序的多点刺激期间，夺获的检测特别重要，因为太长的电极间时序延迟可导致在接收第二起搏脉冲的第二电极附近的难治状况(例如，心脏组织将不会对电激励作出响应)。为了清楚起见，在图13中使用类似的附图标记(例如504a、 504b、506a、506b)来标识类似的元素。
方法500在框502处开始，其中通过到第一与第二起搏向量的起搏脉冲将治疗502递送到组织。例如，在框504a处将第一起搏脉冲递送到第一起搏部位。在框504b处将第二起搏脉冲递送到第二起搏部位。应当理解，虽然框504b指的是第二起搏，但是框504b预期起搏可以被递送到第N个起搏电极，其中N可以是2-10之间的任何数字，以便在多电极起搏期间从不同放置的电极单独地评估有效夺获。在框506a处，对应于第一LV电极的电信号(例如，电描记图(EGM)内的形态波形(多个))被窗口化(window) 以评估来自该同一电极的有效夺获。如本文中所使用的，形态波形对应于由刺激阴极(例如LVx，其中X涉及图1中的LV电极30、32、34、36中的任何一个)和第二电极(其可以是中性电极(例如，RV线圈))之间的电势的时间变化测得的起搏刺激的诱发反应。在起搏刺激的递送之后的预定或选择的时间段或定时窗口(例如，150ms、165ms、175ms、185ms、200ms) 内分析形态波形的特征。例如，LVx-RV线圈EGM表示用于刺激中的每个LV阴极的单极电描记图。框506b涉及将用于将第二起搏递送到第二起搏部位附近或第二起搏部位中的第二起搏向量的电信号(例如，EGM内的形态波形(多个))窗口化。
在框508处，将有效夺获标准应用于将能量递送到组织的每个电极(例如，阴极)。例如，每个电极(例如LVx电极)的有效夺获标准是基于单极LVx-RV线圈EGM的总体形态学特征。可以关于2014年6月10日颁证的并且转让给本发明的受让人的美国专利No.8,750,998查看示例性的有效夺获标准或有效夺获测试(ECT)的示例，该专利的公开通过引用整体合并于此。使用单极电描记图向量(例如，LV阴极-RV线圈或LV阴极- 罐)的特征，在每个LV阴极处单独地计算对夺获的验证。确定有效夺获的方法采用电描记图的总体特征(诸如，最大振幅(Max)，最小振幅(Min)，最大振幅的定时(Tmax)和最小振幅的定时(Tmin)，从第一LV起搏递送的时间开始的预先指定的窗口(例如165ms)的时间窗口内的基线振幅 (BL))，并使用下面呈现的标准来验证有效组织夺获。
图14描绘了用于确定单个电极处的有效夺获的流程图。使用方法600 中阐述的标准来评估第一和第二电极两者。为了确定起搏刺激是否有效地夺获心室，根据在框606、608、610、616、618、和620处所具体化的数学关系中的一个或多个来评估所感测的数据。在框606处，作出关于是否满足与有效夺获有关的第一条件的判定。以下呈现的第一条件从Tmax减去 Tmin，然后确定结果是否大于预定的阈值(T)，诸如30ms。第一条件的方程如下：
Tmax–Tmin>阈值(例如，20-35ms)
如果Tmax–Tmin不大于30ms，则“否”路径继续至框614，在框614 中，声明起搏刺激没有有效地夺获心室。相反，如果Tmax–Tmin>30ms，则“是”路径继续至框608。在框608处，作出关于是否满足第二条件的判定。第二条件的方程如下：
LL<|Max-BL|/|BL-Min|<UL。
下限(LL)和上限(UL)分别与形态特征的上限比和下限比相关联。示例性LL可以是0.2并具有0.1到0.33的范围，并且示例性UL可以是5.0 并具有3.0到10.0的范围。优选地，LL被设置为0.125以及UL被设置为 8.0。
最大值(Max)和最小值(Min)与特定EGM形态特征(诸如，幅度) 相关联。|Max-BL|/|BL-Min|的比包括除以BL-Min的绝对值的Max-BL的绝对值。如果没有满足框608处的第二条件，则“否”路径继续至框618，在框618中作出关于是否(|Max-BL|/|Min-BL|)≤LL的判定。如果不满足 (|Max-BL|/|Min-BL|)≤LL，则“否”路径继续至框614，并且声明心室起搏刺激没有诱发心室的有效夺获。相反，来自框618的“是”路径继续至框620，在框620中作出关于是否BL<|Min/8|的判定。如果BL不小于|Min/8|，则来自框620的“否”路径继续至框614，在框614中声明电刺激没有有效地夺获心室。如果BL小于|Min/8|，则“是”路径继续至可选框610。
来自框608的“是”路径也继续至框610，框610确定Tmin是否小于预选值，诸如60ms。预选值可以是在40ms-80ms之间的任何值。如果Tmin 不小于60ms，则“否”路径继续至可选框616，在框616中作出关于Max-Min 是否大于阈值(诸如从0.5-4.0mV的任何值)的另一判定。如果Max-Min 大于3.5mV，则存在有效夺获并且“是”路径继续至框612，在框612中声明心室刺激夺获心室。来自框616的“否”路径继续至框614，在框614 中作出心室刺激被确定为没有有效夺获心室的判定。
返回至框610，如果Tmin小于60ms，则“是”路径继续至框612，在框612中声明有效夺获。每当在框612处声明有效夺获时，有效夺获计数器递增1。在有效夺获监测期间连续地维持并更新有效夺获计数器。有效夺获监测确定起搏刺激是有效还是无效。在起搏治疗期间有效夺获监测跟踪来自心脏组织的响应。
可连续地执行或更优选地，周期地(例如，100搏动/小时(hr)、每天等)执行有效夺获监测。优选地，有效夺获监测按每小时100搏动地执行并且由正常起搏定时(不是ECT的理想定时条件)构成。有效夺获监测 (即，100搏动每小时)作为有效夺获搏动的％被报告至用户。用户可应用所关注阈值的任何选择(例如，90％等)。在监测的周期之后，可通过将有效夺获计数器除以被起搏搏动的总数来计算有效夺获的度量。该方法然后返回至框602处监测下一被起搏事件。
在使用方法600各自评估第一和第二电极的有效起搏之后，在图 13A-13B的方框510处作出关于是否存在有效夺获的判定。如果第一或第二起搏都未有效夺获心脏组织，则“否”路径返回至框502以测试一个或多个其他电极。如果在框510处第一与第二起搏两者都是有效的，则声明递送的起搏是有效的，并且“是”路径继续至框512。图15A-15D是对应于多部位刺激期间的LV电极(例如，阴极)的单极电描记图轨迹(trace)。心室起搏(VP)开始于每个电描记图中的VP。图15A电描记图显示了在 LV1电极-RV线圈处发生的有效夺获，而图15B示出了在LV2电极-RV线圈处发生的有效夺获。相反，图15C-15D描绘了在图15C中的RV/LV1-LV2 电极处发生的有效夺获，而图15D显示了LV2-RV-线圈处的无效夺获。具体而言，LV1-RV线圈处的QS形态指示在阴极LV1处的有效夺获，但在 LV2-RV线圈处的r-S形态指示在阴极LV2处缺乏有效夺获。
在框512处，处理器使多部位起搏的类型遵循顺序起搏514路径或同时起搏路径指令集。例如，如果多部位起搏被认为是顺序起搏514，那么在框518处电极间定时被缩短。例如，电极间定时可以以5ms或10ms的递减步长改变，即从40ms至35ms，或从40ms至30ms。此后，路径继续至框502或停止达一预先指定的时间周期。
另一方面，如果在框516处多部位起搏被认为是同时起搏，则图13A 的可选判定框520用于确定起搏输出是否处于最高输出。最高的输出是由 IMD向组织递送的能量的最大量(例如最高的幅度，最长的脉冲宽度)。从框520到框524的“是”路径指示可能由于引线变位或不良基质(例如疤痕组织)而正在发生无效夺获。此后，可在框502处开始评估用于治疗递送的另一电极。返回到框520，如果起搏输出不处于其最高输出，则“否”路径继续至框522并增加起搏输出。
图13B与图13A相同，除了框520和524被移除，并且同时起搏框直接与起搏输出被增加的框522连接。本领域技术人员将会理解，方法500 在多点或多部位LV起搏期间检测并确认来自每个单独电极(例如阴极) 的有效组织夺获。具体地，方法500基于与同时多点起搏相比哪些优选定时间期可被设置用于顺序多点起搏来区分步骤。
植入式医疗设备、方法、或者系统使用具有少于传统单个起搏(例如， 5伏特)的总起搏能量的起搏序列。例如，假设使用双极医疗电引线将一个电极起搏到另一电极。进一步假设，需要以0.5ms的5伏特来夺获心脏组织。本公开的一个实施例预期使用预充电与起搏。可以将第一起搏(例如2 伏起搏)递送到第一目标组织(例如心脏组织)，并且可以在同一心动周期内将第二起搏(例如2伏起搏)递送到第二目标组织(例如心脏组织)。在此示例中，夺获实现与以5伏特递送的单个起搏相同的结果，但与单个起搏的5伏特相比，使用较少的总能量(即4伏特)。
本公开的另一实施例预期使用预充电与起搏。可以将第一起搏(例如 1伏起搏)递送到第一目标组织(例如心脏组织)，并且可以在同一心动周期内将第二起搏(例如1伏起搏)递送到第二目标组织(例如心脏组织)。在此示例中，夺获实现与以5伏特递送的单个起搏相同的结果，但与单个起搏的5伏特相比，使用较少的总能量(即2伏特)。通过不将典型的电荷(例如，5伏特)递送到组织而节省了能量。
在本公开的另一实施例中，采用预充电与起搏。可以将第一起搏(例如在1伏特到约2伏特的范围内的起搏)递送到第一目标组织(例如心脏组织)，并且可以在同一心动周期内将第二起搏(例如在1伏特到约2伏特的范围内的起搏)递送到第二目标组织(例如心脏组织)。在此示例中，第一起搏与第二起搏是不同的电压，但是实现与5伏特起搏相同或类似的夺获。此外，通过不将完全的5伏特递送到组织而节省了能量。
一个或多个实施例涉及使用本文中所述的夺获来自动选择优选向量或将优选向量呈现在计算机(例如，编程器)上的图形用户界面上。优选向量采用最小阈值来夺获和/或避免不期望的膈神经刺激。在一个或多个实施例中，选择向量组合(即，第一起搏向量、第二起搏向量)以接近正常收缩力学(mechanics)。在一个或多个其他实施例中，选择向量组合(即，第一起搏向量、第二起搏向量)以基于心搏量或射血分数(ejection fraction) 来优化起搏序列。
本领域技术人员将理解，本文中所描述的方法并不限于如常规设备所教示的预定的再充电时间周期。本文中所描述的一组再充电要求为植入式医疗设备提供了较大的灵活性并可延长电池寿命。
本文中所呈现的流程图旨在示出该设备的功能操作，并且不应被解释为反映实践所述方法所必需的软件或硬件的具体形式。可以认为，软件、硬件和/或固件的特定形式主要由该设备中所采用的特定系统体系结构以及该设备所采用的特定检测和治疗传送方法确定。在本文中的公开内容给出的任何现代IMD的情境中提供实现所述功能的电路在本领域技术人员的能力范围内。
可在计算机可读介质中实现结合本文中提供的流程图描述的方法，计算机可读介质包括用于使可编程处理器执行所描述的方法的指令。计算机可读介质摂包括，但不限于，任何易失或非易失性介质，诸如RAM、ROM、 CD-ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储器等等。指令可被实现为可被它们自己执行或与其他软件结合执行的一个或多个软件模块。
此外，在本文中呈现的流程图中，应当理解，所示的所有框可不在相同的实施例中被执行，或可以以与所示顺序不同的顺序被执行。此外，结合本文呈现的单独的流程图描述的操作可以以任何组合被结合，以成功地实现沿心脏腔室选择多个起搏部位、以及选择用于递送多部位起搏的能量效率方式的结果。
此外，起搏脉冲可被施加到相同或不同心脏腔室中的多个部位，以治疗其他心脏病状，例如，通过多个稍微重叠的或不重叠的起搏路径递送的紧密间隔的起搏脉冲来治疗快速性心律失常。在一个或多个其它实施例中，可以通过针对心脏的每个室的编程的起搏极性来确定环或壳体电极的选择。
在一个或多个其他实施例中，可以使用综合诊断风险评分算法来计算预期心力衰竭事件(HFE)的风险评分，并且响应于所计算的风险HFE，实施多部位起搏达预先指定的时间周期或直到满足先决条件。当两个标准中的一个出现时发生HFE。首先，当患者因恶化的HF入院时，宣告HFE。其次，患者在任何位置(如紧急部门、救护车、医疗单位的观察单位、紧急护理、HF/心脏病诊所、患者的家等)处接受静脉内的HF治疗(如IV 利尿剂/血管舒张剂)或超滤。
响应于HFE的风险评分，可以执行多部位起搏，以在接下来的30天内检查HFE的趋势。在心力衰竭恶化期间，可由IMD处理器自动实现不同的治疗(例如多部位起搏)。替代地，IMD可接收导致自动实施多部位起搏的HFE风险状态。
在一个或多个其他实施例中，可以在HFE恶化期间自动实施多部位起搏。一旦恶化得到解决，电刺激就可以返回到先前为该患者指定的常规起搏。例如，假设医务人员认为患者可以从多部位起搏中受益，但也担心植入式医疗设备的电池消耗。起搏治疗可以切换到被认为在恶化期间更有效的多部位起搏治疗，并且随后一旦恶化按常规发展，起搏治疗就被切换回常规起搏治疗。
还将理解，刺激能量可以不同于起搏脉冲，并且刺激路径可以构成以顺序方式在多个部位处进行刺激的其他活体组织，例如神经、膀胱、括约肌、脑和其他器官或肌肉群。可以以上述方式来解决对任何反应性活体组织刺激路径进行再充电以实现刺激脉冲能量的紧密间隔传送的问题。
尽管起搏电流可被配置为从阳极行进到阴极，但是本领域技术人员理解到，电路图可被配置为使起搏电流从阴极行进到阳极。
从1-37连续列举的以下段落提供了本公开的各个方面。在一个实施例中，在第一段(1)中，本公开提供了起搏设备的第一实施例，该起搏设备包括一组电极，该一组电极包括空间上彼此分离开并且全都耦合到植入式脉冲发生器的第一心室电极与第二心室电极，该设备包括：
处理器，该处理器被配置用于从该组电极选择第一阴极与第一阳极，以沿着心脏腔室在第一起搏部位处形成第一起搏向量，并配置用于从该组电极选择第二阴极与第二阳极，以沿着相同的心室腔室在第二起搏部位处形成第二起搏向量；
所述脉冲发生器，被配置成将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量，并且将第二起搏脉冲递送到第二起搏向量；
脉冲发生器用于产生再充电电流，以用于响应于第一起搏脉冲，在第一再充电时间周期内对第一耦合电容器进行再充电；
脉冲发生器用于产生再充电电流，以用于响应于第二起搏脉冲，在第二再充电时间周期内对第二耦合电容器进行再充电；并且
其中对第一与第二耦合电容器进行再充电的顺序取决于以下各项中的一项：心室起搏模式、左心室到右心室延迟(V-V)起搏延迟、多点LV延迟，以及到第一与第二起搏向量中的一个的最近递送的起搏脉冲。
实施例2是实施例1的设备，其中在第一再充电时间周期内对第一耦合电容器再充电是响应于第一起搏脉冲。
实施例3是实施例1的设备，其中在第二再充电时间周期内对第二耦合电容器再充电是响应于第二起搏脉冲。
实施例4是1-2中任一实施例的设备，其中，第一与第二再充电时间周期不是处于预设的时间周期。
实施例5是1-4的实施例中的任一实施例的设备，其中，第一与第二再充电时间周期中的一个包括，在对于第一与第二再充电时间周期中的一个完成再充电之前所实施的一组再充电时间周期。
实施例6是1-5的实施例中的任一实施例的设备，其中，第一与第二再充电时间周期中的一个在时间上具有相同的持续时间，即使再充电的完成被另一起搏脉冲中断。
实施例7是1-16的实施例中的任一实施例的设备，进一步包括，在图形用户界面上显示从第一起搏向量与第二起搏向量中的一个选出的优选的起搏向量。
实施例8是1-7的实施例中的任一实施例的设备，其中，优选的起搏向量配置包括彼此间隔开大约1.5毫米的第一与第二左心室电极。
实施例9是1-8的实施例中的任一实施例的设备，其中，第一与第二起搏向量是第一与第二左心室电极。
实施例10是1-9的实施例中的任一实施例的设备，其中，第一与第二起搏脉冲在同一心动周期期间被顺序地间隔开。
实施例11是1-10的实施例中的任一实施例的设备，其中，第一与第二起搏向量被选择成避免膈神经刺激。
实施例12是1-11的实施例中的任一实施例的设备，其中，第一与第二起搏脉冲被配置成是心脏再同步治疗。
实施例13是1-12的实施例中的任一实施例的设备，其中，第一起搏部位是左心室组织与右心室组织中的一个。
实施例14是1-13的实施例中的任一实施例的设备，其中，第二起搏部位是左心室组织与右心室组织中的一个。
实施例15是实施例1-14的设备，其中，第一与第二起搏部位沿着左心室组织被间隔开。
实施例16是用于对与用于递送多部位起搏治疗的右心室电极以及第一与第二左心室电极相关联的一组耦合电容器再充电的方法，该方法包括：
设置用于控制起搏脉冲的递送的一个或多个起搏参数；
从时序控制模块生成第一起搏控制信号到开关矩阵，该开关矩阵包括第一、第二与第三组开关；
响应于第一起搏控制信号，第一组开关使得第一输出电容器放电，以将第一左心室(LV)起搏脉冲递送到第一起搏向量；
从时序控制模块生成第二起搏控制信号；
响应于第二起搏控制信号，第二组开关使得第二输出电容器放电，以响应于第二起搏信号将第二LV起搏脉冲递送到第二起搏向量；
从时序控制模块生成到开关矩阵的第三起搏控制信号；
响应于第三起搏控制信号，第三组开关使得第三输出电容器放电，以将右心室(RV)起搏脉冲递送到第三起搏向量；
其中，对第一、第二、与第三耦合电容器再充电的顺序取决于该一个或多个可编程起搏参数。
实施例17是实施例16的方法，其中，该一个或多个可编程起搏参数包括心室起搏模式、V-V起搏延迟、以及多点左心室延迟。
实施例18是实施例16的方法，其中，响应于确定：
(a)心室起搏模式是RV→LV，
(b)V-V起搏延迟是大约2.5ms，
(c)多点LV延迟大于或等于大约20ms，
响应于第二起搏脉冲，对第二耦合电容器再充电；
响应于对第二耦合电容器再充电，对第一耦合电容器再充电；以及
响应于第三起搏脉冲，对第三耦合电容器再充电。
实施例19是16-18的实施例中的任一实施例的方法，其中，响应于确定：
(a)心室起搏模式是LV→RV，
(b)V-V起搏延迟大于或等于大约20ms，
(c)多点LV延迟大于或等于大约10ms，
响应于第一起搏脉冲，对第一耦合电容器再充电；
响应于第二起搏脉冲，对第二耦合电容器再充电；以及
响应于RV起搏脉冲，对第三耦合电容器再充电。
实施例20是16-19的实施例中的任一实施例的方法，其中，响应于确定：
(a)心室起搏模式是LV→RV，
(b)V-V起搏延迟大于或等于大约20ms，
(c)多点LV延迟大于或等于大约2.5ms，
响应于第二起搏脉冲，对第二耦合电容器再充电；
响应于对第二电容器再充电，对第一耦合电容器再充电；以及
响应于RV起搏脉冲，对第三耦合电容器再充电。
实施例21是16-20的实施例中的任一实施例的方法，其中，响应于确定：
(a)心室起搏模式是LV→RV，
(b)V-V起搏延迟大于或等于大约5ms，
(c)多点LV延迟大于或等于大约2.5ms，
响应于RV起搏脉冲，对第三耦合电容器再充电；
响应于对第三电容器再充电，对第一耦合电容器再充电；
以及
响应于对第一电容器再充电，对第二耦合电容器再充电。
实施例22是16-21的实施例中的任一实施例的方法，其中，对第一耦合电容器的再充电发生在不是预定的时间周期内。
实施例23是16-22的实施例中的任一实施例的方法，其中，对第二耦合电容器的再充电发生在不是预定的时间周期内。
实施例24是16-23的实施例中的任一实施例的方法，其中，对第三耦合电容器的再充电发生在不是预定的时间周期内。
实施例25是用于控制多部位起搏治疗的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送至第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处；以及
在单个心动周期内将第二起搏脉冲顺序地递送到第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第二起搏部位处，
其中，第一与第二起搏脉冲的顺序起搏具有少于常规单个起搏脉冲的总起搏能量。
实施例26是用于控制多部位起搏治疗的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处；
在单个心动周期内将第二起搏脉冲顺序地递送到第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第二起搏部位处，其中，响应于心搏量，优化顺序起搏。
实施例27是用于控制多部位起搏治疗的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处；
在单个心动周期内将第二起搏脉冲顺序地递送到第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第二起搏部位处，
其中响应于射血分数，优化顺序起搏。
实施例28是用于确定多部位起搏治疗的有效夺获的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送至第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处；
在单个心动周期内将第二起搏脉冲顺序地递送到第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第二起搏部位处；
确定第一与第二起搏向量是否有效地夺获心脏组织；以及
缩短起搏的递送的电极间定时。
实施例29是用于调整双部位起搏以通过植入式医疗设备有效地夺获组织的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处；
在单个心动周期内将第二起搏脉冲递送到第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第二起搏部位处；
确定第一与第二起搏脉冲是否正在第一与第二起搏部位处有效地夺获；
确定第一与第二起搏脉冲正被同时递送还是顺序地递送；
响应于确定无效夺获，对于第一与第二起搏脉冲被同时递送，选择第一行动以实现有效夺获，并且如果第一与第二起搏脉冲被顺序地递送，则选择第二行动。
实施例30是实施例29的方法，其中，第一行动包括增加递送到心脏组织的能量。
实施例31是实施例29的方法，进一步包括，确定经由第一起搏脉冲或第二起搏脉冲递送的能量是否处于最高输出。
实施例32是29-31的实施例中的任一实施例的方法，其中，进一步包括：
确定在第一与第二起搏部位中的一个处是否正由植入式医疗设备产生最高起搏输出；
响应于确定没有正在生成最高起搏输出，增加起搏输出。
实施例33是29-32的实施例中的任一实施例的方法，其中，进一步包括：
确定在第一与第二起搏部位中的一个处是否正由植入式医疗设备产生最高起搏输出，响应于确定正在产生最高起搏输出；
确定无效夺获存在于第一与第二起搏部位中的一个处。
实施例34是29-34的实施例中的任一项实施例的方法，其中，响应于确定第一起搏脉冲或第二起搏脉冲处于最高输出，而确定正在发生无效夺获。
实施例35是29-35的实施例中的任一项实施例的方法，其中，第二行动包括缩短电极间定时。
实施例36是一种方法，包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处；
在单个心动周期内将第二起搏脉冲同时递送或大约同时递送到第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第二起搏部位处，第一与第二起搏脉冲提供比递送到心脏组织的常规单个起搏脉冲少的递送的结合的总能量。
实施例37是实施例36的方法，其中，被递送的常规单个起搏脉冲的总能量在2到3伏特的范围内。
实施例38是用于控制多部位起搏治疗的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以沿着心脏腔室在第一起搏部位处形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以沿着心脏腔室在第二起搏部位处形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量；
将第二起搏脉冲递送到第二起搏向量；
响应于第一起搏脉冲，在第一再充电时间周期内对第一耦合电容器再充电；以及
响应于第二起搏脉冲，在第二再充电时间周期内对第二耦合电容器再充电，
其中，第一与第二再充电时间周期中的一个通过查找表进行设置。
实施例39是用于控制多部位起搏治疗的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以沿着心脏腔室在第一起搏部位处形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以沿着心脏腔室在第二起搏部位处形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量；
将第二起搏脉冲递送到第二起搏向量；
响应于第一起搏脉冲，在第一再充电时间周期内对第一耦合电容器再充电；以及
响应于第二起搏脉冲，在第二再充电时间周期内对第二耦合电容器再充电，
其中，第一与第二再充电时间周期中的一个是可调整的。
实施例40是实施例39的方法，其中，可调整的第一或第二再充电时间周期取决于在第一与第二起搏部位中的一个处测量的起搏电压。
实施例41是实施例39的方法，其中，可调整的第一或第二再充电时间周期取决于第一与第二起搏脉冲特性中的一个。
实施例42是实施例39-41中任一实施例的方法，其中，第一与第二起搏脉冲特性包括：起搏脉冲宽度、起搏振幅以及起搏阻抗。
实施例43是用于递送多部位起搏治疗的医疗设备，包括：
多个电极，该多个电极用于感测心脏信号，并将心脏起搏脉冲沿着心脏腔室递送到第一起搏部位与第二起搏部位；
处理器，该处理器被配置成，将第一阴极参考第一阳极，以在第一起搏部位处形成第一起搏向量，并且将第二阴极参考到第二阳极，以在第二起搏部位处形成第二起搏向量；
治疗递送模块，该治疗递送模块用于经由该多个电极将第一心脏起搏脉冲递送到第一起搏向量，并经由该多个电极将第二心脏起搏脉冲递送到第二起搏向量，治疗递送模块被进一步配置成，响应于第一心脏起搏脉冲的递送，在第一再充电时间周期内生成第一再充电起搏脉冲，并且响应于第二心脏起搏脉冲的递送，在第二再充电时间内生成第二再充电起搏脉冲，其中第一与第二再充电时间周期关于时间持续时间彼此独立。
实施例44是用于控制多部位起搏治疗的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以沿着心脏腔室在第一起搏部位处形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以沿着心脏腔室在第二起搏部位处形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送到第一起搏向量；
将第二起搏脉冲递送到第二起搏向量；
响应于第一起搏脉冲，在第一再充电时间周期内对第一耦合电容器再充电；
响应于第二起搏脉冲，在第二再充电时间周期内对第二耦合电容器再充电；以及
其中对第一与第二耦合电容器进行再充电的顺序取决于以下各项中的一项：心室起搏模式、左心室到右心室延迟(V-V)起搏延迟、多点LV延迟与到第一与第二起搏向量中的一个的最近递送的起搏脉冲。
实施例45是实施例44的方法，其中，在第一再充电时间周期内对第一耦合电容器再充电是响应于第一起搏脉冲。
实施例46是实施例44的方法，其中在第二再充电时间周期内对第二耦合电容器再充电是响应于第二起搏脉冲。
实施例47是44-46的实施例中任一实施例的方法，其中，第一与第二再充电时间周期不是处于预设的时间周期。
实施例48是44-47的实施例中的任一实施例的方法，其中，第一与第二再充电时间周期中的一个包括针对第一与第二再充电时间周期中的一个完成再充电之前所实施的一组再充电时间周期。
实施例49是44-48的实施例中的任一实施例的方法，其中，第一与第二再充电时间周期中的一个在时间上具有相同的持续时间，即使再充电的完成被另一起搏脉冲中断。
实施例50是44-49的实施例中的任一实施例的方法，进一步包括，在图形用户界面上显示从第一起搏向量与第二起搏向量中的一个选出的优选的起搏向量。
实施例51是44-50的实施例中的任一实施例的方法，其中，优选的起搏向量配置包括彼此间隔开大约1.5毫米的第一与第二左心室电极。
实施例52是44-51的实施例中的任一实施例的方法，其中，第一与第二起搏向量是第一与第二左心室电极。
实施例53是44-52的实施例中的任一实施例的方法，其中，第一与第二起搏脉冲在同一心动周期期间被顺序地间隔开。
实施例54是44-53的实施例中的任一实施例的方法，其中，选择第一与第二起搏向量以避免膈神经刺激。
实施例55是44-54的实施例中的任一实施例的方法，其中，多部位起搏治疗被配置成是心脏再同步治疗。
实施例56是44-55的实施例中的任一实施例的方法，第一起搏部位是左心室组织与右心室组织中的一个。
实施例57是44-56的实施例中的任一实施例的方法，第二起搏部位是左心室组织与右心室组织中的一个。
实施例58是用于控制多部位起搏治疗的方法，该方法包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
将第一起搏脉冲递送至第一起搏向量，该第一起搏向量沿着心脏腔室被定位在第一起搏部位处；
将第二起搏脉冲递送至第二起搏向量，该第二起搏向量沿着心脏腔室被定位在第二起搏部位处；
其中，第一与第二起搏脉冲具有一个或多个不同的能量特性，并且在单个心动周期内被递送，
其中，将第一与第二起搏向量选成接近正常心脏收缩力学。
因此，参看特定实施例，在上述描述中已经呈现了用于控制多部位起搏的装置和方法。要理解的是，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本公开的范围。

Claims (14)

1.一种植入式医疗设备，所述植入式医疗设备被配置成调整多部位起 搏以进行有效夺获，所述设备包括：
用于选择第一阴极与第一阳极以形成第一起搏向量的装置；
用于选择第二阴极与第二阳极以形成第二起搏向量的装置；
用于在单个心动周期内，同时或顺序地将第一起搏脉冲递送到沿着心脏腔 室被定位在第一起搏部位处的所述第一起搏向量，并将第二起搏脉冲递送到沿 着心脏腔室被定位在第二起搏部位处的所述第二起搏向量的装置；
用于确定所述第一起搏脉冲与第二起搏脉冲是否在所述第一与第二起搏 部位处正在有效地夺获的装置；
用于响应于确定无效夺获，对于所述第一起搏脉冲与第二起搏脉冲被同时 递送，选择第一行动以实现有效夺获，并且如果所述第一起搏脉冲与第二起搏 脉冲被顺序地递送，则选择第二行动的装置。
2.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述第一行动包括增加被递送 到心脏组织的能量。
3.如权利要求1所述的设备，进一步包括，确定经由所述第一起搏脉冲或 所述第二起搏脉冲递送的能量是否处于最高输出。
4.如权利要求1所述的设备，进一步包括：
用于确定在所述第一与第二起搏部位中的一个处是否正由所述植入式医 疗设备产生最高起搏输出的装置；
响应于确定没有正在生成所述最高起搏输出，用于增加所述起搏输出的装 置。
5.如权利要求1所述的设备，进一步包括：
用于确定在所述第一与第二起搏部位中的一个处是否正由所述植入式医 疗设备产生最高起搏输出的装置，响应于确定正在生成所述最高起搏输出；
用于确定无效夺获存在于所述第一与第二起搏部位中的一个处的装置。
6.如权利要求1所述的设备，其特征在于，响应于确定所述第一起搏脉冲 或所述第二起搏脉冲处于最高输出，确定正在发生无效夺获。
7.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述第二行动包括缩短电极间 定时。
8.一种计算机可读存储介质，其包含指令，当所述指令由被配置成调整 多部位起搏以进行有效夺获的植入式医疗设备的处理器执行时，使所述植入式 医疗设备执行操作，所述操作包括：
选择第一阴极与第一阳极，以形成第一起搏向量；
选择第二阴极与第二阳极，以形成第二起搏向量；
在单个心动周期内，同时或顺序地将第一起搏脉冲递送到沿着心脏腔室被 定位在第一起搏部位处的所述第一起搏向量，并将第二起搏脉冲递送到沿着心 脏腔室被定位在第二起搏部位处的所述第二起搏向量；
确定所述第一起搏脉冲与第二起搏脉冲是否在所述第一与第二起搏部位 处正在有效地夺获；
响应于确定无效夺获，对于所述第一起搏脉冲与第二起搏脉冲被同时递送， 选择第一行动以实现有效夺获，并且如果所述第一起搏脉冲与第二起搏脉冲被 顺序地递送，则选择第二行动。
9.如权利要求8所述的计算机可读存储介质，其特征在于，所述第一行动 包括增加被递送到心脏组织的能量。
10.如权利要求8所述的计算机可读存储介质，进一步包括，确定经由所 述第一起搏脉冲或所述第二起搏脉冲递送的能量是否处于最高输出。
11.如权利要求8所述的计算机可读存储介质，其特征在于，进一步包括：
确定在所述第一与第二起搏部位中的一个处是否正由所述植入式医疗设 备产生最高起搏输出；
响应于确定没有正在生成所述最高起搏输出，增加所述起搏输出。
12.如权利要求8所述的计算机可读存储介质，其特征在于，进一步包括：
确定在所述第一与第二起搏部位中的一个处是否正由所述植入式医疗设 备产生最高起搏输出，响应于确定正在生成所述最高起搏输出；
确定无效夺获存在于所述第一与第二起搏部位中的一个处。
13.如权利要求8所述的计算机可读存储介质，其特征在于，响应于确定 所述第一起搏脉冲或所述第二起搏脉冲处于最高输出，确定正在发生无效夺获。
14.如权利要求8所述的计算机可读存储介质，其特征在于，所述第二行 动包括缩短电极间定时。
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