CN110382042B - 用于确定起搏电极附近的局部组织延迟的标准 - Google Patents

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Abstract

公开了用于起搏心脏组织以用于改进心房和心室之间和/或左心室和右心室之间的同步的心脏起搏器。脉冲发生器被配置成用于在在前的心房事件之后以房室(AV)延迟将起搏脉冲递送至患者的心室。被配置成用于在递送该起搏脉冲之后从患者的心室感测信号的感测电路。耦合至脉冲发生器以及感测电路并且被配置成用于控制脉冲发生器的处理电路，该处理电路进一步被配置成用于：(1)从所感知的信号获取特征组；(2)使用该特征组确定心室起搏脉冲是否有效地夺获患者的心室；(3)确定是否存在一个或多个组织延迟条件。响应于确定存在组织延迟，一个或多个起搏脉冲参数被调整。

Description

用于确定起搏电极附近的局部组织延迟的标准
技术领域
本公开总体上涉及在心脏起搏治疗期间优化控制参数；并且，更具体地，涉及基于确定起搏电极附近的局部组织延迟的存在，优化起搏治疗控制参数。
技术背景
用于递送治疗或监测生理条件的各种植入式医疗设备已在临床上植入患者体内或被提议在临床上植入患者体内。一些植入式医疗设备可能采用一个或多个细长电引线和/或传感器。在一些情况下，植入式医疗设备经由一个或多个电极或传感器元件来递送电刺激治疗和/或监测生理信号，该一个或多个电极或传感器元件可被包括作为一个或多个细长的植入式医疗引线的一部分。植入式医疗引线可被配置成允许电极或传感器被放置在所需位置以用于递送刺激或感测。例如，各电极或传感器可被定位于引线的远侧部分。引线的近侧部分可耦合至植入式医疗设备壳体，该植入式医疗设备壳体可包含诸如刺激生成和/或感测电路之类的电路。
植入式医疗设备可被配置成用于递送诸如心脏再同步治疗(CRT)之类的心脏治疗以用于治疗患有充血性心力衰竭的患者。CRT涉及向两个心室或向一个心室递送起搏刺激，获得或多或少同时的机械收缩和自心室的血液喷射的期望结果。递送起搏刺激至两个心室被称作双心室起搏(BV)，而单心室起搏指的是仅左心室(LV)起搏或仅右心室(RV)起搏，如果房室传导完整，则通常伴随来自固有传导的融合。
CRT改进心腔同步。改进的心腔同步可增强心脏的血液动力学性能，由此缓解充血性心力衰竭的症状。示例性血液动力学参数包括心室压和/或心室压的改变的频率。从CRT实现积极的临床效益取决于若干治疗控制参数，诸如房室(AV)延迟以及心室间(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计时。VV延迟控制一个心室中的起搏脉冲相对于另一个心室中的起搏或固有的感知事件的计时。
选择用于控制CRT起搏脉冲的最佳AV和VV延迟可能受到局部组织延迟的影响。局部组织延迟涉及在起搏/感测引线电极至组织接口处发生的对起搏刺激的显著(substantially)延迟响应时间。局部组织延迟可由起搏电极的部位周围的病变的基质(例如，伤疤、纤维化等)或局部传导阻滞导致。局部组织延迟可能对CRT起搏治疗具有重要影响。例如，如果LV引线中存在延迟，则它可能导致同时BV起搏由此呈现为仅RV起搏，这对于患者而言并不是那么的有益。因此，仍然需要检测局部组织延迟并且作为响应调整一个或多个CRT起搏控制参数的设备和方法。
发明内容
本公开指向用于起搏电极附近的局部组织延迟的检测的技术；以及，响应于是否检测到局部组织延迟，调整用于起搏治疗的递送的起搏控制参数，以便改进心房和心室之间和/或左心室和右心室之间的同步。局部组织延迟的确定是由植入式医疗设备处理器响应于以短房室延迟起搏而评估在电描记图(EGM)信号上的基准点的时序关系做出的。基准是心动周期中的信号上的参考点。参考时间点可以是心房或心室感知的或起搏的事件、RV中感知到的R波、或基准点。基准可以是QRS(例如在RV中所感知到的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。
响应于局部组织延迟的确定，诸如时序参数(例如，房室(AV)延迟或心室间(VV)延迟)之类的控制参数由植入式医疗设备(IMD)控制以用于补偿由组织延迟导致的延迟。EGM信号上的基准包括与最小幅度(Min)相关联的最小时间(Tmin)以及与最大幅度相关联的最大时间(Tmax)。IMD处理器能够确定组织延迟是否存在于电极处。IMD处理器能够响应于评估一个或多个延迟条件而确定相对于起搏电极的组织延迟。一旦延迟条件涉及确定(Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)是否小于预先确定的比率。响应于确定(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)是否小于该预先确定的比率，可做出关于是否调整一个或多个控制起搏参数的确定，其中该控制起搏参数是AV延迟、心室间(VV)延迟、起搏向量以及起搏输出中的一个。
另一示例性延迟条件涉及当其他EGM参数满足如下文所述的有效夺获的条件时，Minamp是否小于预先指定的幅度阈值。示例性预先指定的幅度阈值可在约3.5到5毫伏(mV)的范围内。应当理解的是，IMD处理器能够在确定起搏电极附近是否存在组织延迟时评估一个延迟条件和/或两个延迟条件。
本公开可能够实现用于确定起搏电极附近的组织延迟的增加的灵敏度。此外，在医疗设备的植入期间，本公开在植入式医疗设备执行电测试电极组中的每一个电极的自动例程时在多极引线的电极上图形地显示延迟标记。例如，一个电极被起搏而剩余电极被用于感测来自心脏组织对所递送的起搏的响应。通过循环通过用于起搏的电极组中的每一个电极，可在编程器的图形用户界面上向用户显示在每一个起搏操作期间获取的数据。
在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。根据说明和附图以及所附权利要求，其他特征、目的以及优点将显而易见。
附图说明
图1为其中可实现本文中所公开的技术的植入式医疗设备(IMD)系统的一个实施例的示意图。
图2是示出了图1中所示的IMD的一个示例配置的框图。
图3是用于响应于确定是否存在局部组织延迟而调整诸如房室(AV)延迟或心室间(VV)延迟之类的控制参数的方法的流程图。
图4是通过起搏向量的仅左心室起搏获得的起搏心跳的心内电描记图(EGM)信号。
图5是通过起搏向量的双心室起搏获得的起搏心跳的EGM信号。
图6是用于诸如响应于确定局部组织延迟是否存在而调整控制参数的另一方法的流程图。
图7是可被用于实现本文所描述的方法的另一示例性IMD的图。
图8是IMD(例如，IPG)电路的一个实施例以及相关联的在图7中被采用以用于提供三个感测通道(channel)以及对应的起搏通道的引线的又另一框图。
图9A描绘了显示局部LV组织延迟的示例性EGM信号，该EGM信号在仅LV起搏期间从LV阴极到RV线圈以短的AV延迟(例如，少于60ms)从LV阴极获得。
图9B描绘了在使用与图9A仅LV起搏相同的向量和相似的条件时不呈现局部LV组织延迟的示例性EGM信号。
图10描绘了示意性EGM信号，该EGM信号示出了起搏脉冲、最小幅度、最大幅度、及其相应的计时Tmin和Tmax，其中计时间期可以相对于共同的时间参照(例如，心室起搏被递送的时间)来测量。
具体实施方式
心脏再同步治疗(CRT)改变心室的电激动，从而改善具有电传导障碍(诸如，左束支传导阻滞、右束支传导阻滞或其他障碍)的心脏中的电传导的空间同步。因此，心脏的最佳电激动可对于CRT疗效是重要的。最佳电激动可取决于包括起搏电极的位置和起搏时序参数(诸如，AV延迟和VV延迟)的多个因素。
在一个或多个实施例中，多极电引线被采用以用于将CRT递送到左心室(LV)。多极引线包括至少四个电极。示例性多极引线包括诸如可以从位于明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力公司(Medtronic Inc.)商购获得的ATTAIN PERFORMATM之类的四极引线。多极引线的每一个电极均以短AV延迟(例如，小于60ms)以足够LV夺获(capture)的能量起搏心脏组织，而剩余的LV电极感测心脏组织对于所递送的起搏脉冲的响应(例如，心内电描记图(EGM)信号)。诸如与心室起搏的每一个循环对应的EGM的最小幅度(Minamp)、与Minamp相关联的最小时间(Tmin)、最大幅度(Maxamp)以及其相关联的最大计时(Tmax)之类的基准是由植入式医疗设备中的处理器和/或编程器的处理器获得的。心室起搏的循环被限定为一个起搏的心动周期或心跳。IMD中的处理器或处理器能够在心室组织被起搏后评估一个或多个组织延迟条件。在一个或多个实施例中，当Minamp小于预先指定的幅度阈值而在仅LV起搏期间满足有效夺获条件的EGM参数或(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)的比率小于预先确定的比率，同时EGM参数在同时双心室起搏期间不满足有效夺获的条件时，LV电极存在组织延迟，其中前述的EGM参数是当在组织夺获的理想条件下进行起搏(例如，足够的起搏输出、短AV延迟、超控(overdrive)驱动固有心律)时为从LV阴极到RV线圈或LV阴极到罐(Can)(即，IMD的壳体)的向量测量的。LV电极利用延迟标识符被标记并且随后被显示在编程器的用户界面上。有效夺获在于2012年12月6日提交的美国专利号8,750,998并且名为“有效夺获测试(EFFECTIVE CAPTURE TEST)”以及于2013年3月15日提交的美国专利号US 2014-0277245A1并且名为“用于提升心房纤颤期间的有效心室夺获的百分比的调制起搏频率(MODULATE PACING RATE TO INCREASE THE PERCENTAGE OF EFFECTIVE VENTRICULARCAPTURE DURING ATRIAL FIBRILLATION)”中有描述，二者均通过引用以其全文并入本文。在图形用户界面上显示延迟指示符可包括医疗电引线(例如，四极引线)，其中位于引线远侧端处的四个电极与一个显示“X”的被阴影化并且无法被选择以用于起搏的电极、和/或指示特定的电极与组织延迟相关联的数据一起显示。显示在用户界面上的其他结果包括起搏阈值、阻抗、对于寿命的影响。本文中所公开的技术使得IMD能够执行心脏的电激动的闭环优化。
图1是植入式医疗设备(IMD)系统100的一个实施例的示意图，在该系统中可以实现在此披露的技术来向患者114的心脏112提供治疗。系统100包括IMD 10，IMD 10耦合至携载多个电极的引线118、120、和122。IMD 10被配置用于与编程器170进行双向通信。IMD 10可以是例如植入式起搏器或植入式复律除颤器(ICD)，该植入式起搏器或植入式复律除颤器经由耦合到引线118、120和122中的一个或多个上的电极向心脏112提供电信号以便对心脏112进行起搏、复律和除颤。IMD 10能够在一个或多个心脏腔室中递送起搏，并且在所示的实施例中，被配置用于使用引线118、120、和122在右心房(RA)126、右心室(RV)128、和左心室(LV)132中进行多腔室起搏和感测。
IMD 10使用RV尖端电极140和RV环形电极142来递送RV起搏脉冲和感测RV心脏内电描记图(EGM)信号。RV引线118被显示成携载线圈电极162，线圈电极162可用于递送高压复律或除颤电击脉冲。IMD 10使用由多极冠状窦引线120携载的电极144感测LV EGM信号并且递送LV起搏脉冲，该多极冠状窦引线延伸穿过RA 126并且通过冠状窦进入心静脉130。在一些实施例中，冠状窦引线120可以包括沿左心房(LA)136定位的电极以用于感测左心房(LA)EGM信号并且递送LA起搏脉冲。
IMD 10使用RA引线122感测RA EGM信号和递送RA起搏脉冲，RA引线122携载尖端电极148和环形电极150。RA引线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)定位以用于递送复律/除颤电击。在其他实施例中，RV引线118携载RV线圈电极162和SVC线圈电极166两者。IMD 10被配置成用于检测心脏112的快速性心律失常，诸如心室128和132的纤颤，并且将高电压心脏复律或除颤治疗以电击脉冲的形式递送到心脏112。典型地，使用起搏/感测电极140、142、144、148和150来实现心腔的起搏和感测，然而，在一些实施例中，线圈电极162和/或166可用于感测和/或起搏电极向量。
虽然IMD 10在图1中被示出为处于右胸植入位置中，但当IMD 10具体化为ICD时，更典型的植入位置是左胸植入位置。在其他实施例中，IMD 10可被植入腹部位置中或作为皮下设备被植入在腹部位置之下，如通过引用以其全文并入本文的Sambelashvii的US 9,768,319中所示出和所描述的。
IMD 10包括用于执行归属于IMD 10的功能的内部电路。外壳160封围内部电路。可以认识到，外壳160或外壳160的部分可被配置作为用于复律/除颤电击递送的活动(active)电极158，或用作用于单极起搏或采用由引线118、120和122携载的任何电极感测配置的中性电极。IMD 10包括连接器块134，连接器块134具有用于接收引线118、120、和122的近端引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来实现由引线118、120、和122携载的电极与IMD内部电路的电连接。
IMD 10被配置成用于通过在一个或两个心室128和132中递送起搏脉冲来递送CRT以便控制和改善心室同步性。可以使用所选择的起搏向量来递送LV起搏，该所选择的起搏向量利用多极LV引线120上的至少一个电极144。使用RV尖端电极140和环形电极142来递送RV起搏。取决于患者的需要，可以通过在单个心室腔(LV或RV)或两个腔(双心室起搏)中进行起搏来递送CRT。本文中所描述的方法可在使用可编程的起搏脉冲时序参数和所选的起搏向量向右心室和/或左心室递送起搏脉冲的双腔室或多腔室起搏器或ICD中实现。
在一些实施例中，IMD 10被配置成用于提供“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起搏之间自动地切换。当AV传导受损或受阻时，或更一般地当AV传导时间变慢时，递送双心室起搏。当返回正常AV传导时，递送仅LV起搏。以这种方式，基于可能随时间波动的患者自身的AV传导状态，仅在需要时递送RV起搏。
虽然图1中示出多腔ICD，但应当认识到，在此披露的技术可以在具有或不具有抗心律失常治疗(诸如心脏复律和除颤电击能力)的单腔、双腔或多腔起搏器中实现。例如，本文所公开的用于CRT控制参数的闭环优化的技术可被用于优化被施加至(感知或起搏的)心房事件与在一个心室(仅RV或LV)中递送的心室起搏脉冲或双心室起搏脉冲(RV和LV)之间的AV延迟。
编程器170包括显示器172、处理器174、用户界面176、以及包括用于与IMD 10通信的无线遥测电路的通信模块178。在一些示例中，编程器170可以是手持式设备或基于微处理器的家用监测器或床边编程设备。诸如内科医生、技术员、护士或其他临床医生之类的用户可以与编程器170进行交互以便与IMD 10通信。例如，用户可以经由用户界面176与编程器170进行交互，以便检索当前编程的操作参数、由IMD 10收集的生理数据、或者来自IMD10的设备相关的诊断信息。用户还可与编程器170交互以对IMD 10编程，例如，选择用于IMD的操作参数的值。与编程器170交互的用户可发起由IMD 10自动或半自动地执行的CRT优化程序，以建立用于CRT控制参数的闭环优化的数据。EGM信号是由IMD 10使用所选择的心脏电极140、142、144、162、166和/或壳体电极158感知的。EGM数据是通常在CRT期间确定，因为CRT是使用被用于确定通过心脏组织的传导的各种参数设置递送的。通过评估响应于起搏刺激通过心脏组织的传导，可作出关于是否存在局部组织延迟的确定。呈现组织延迟的EGM信号的示例在图9A中被示出。如图所示，EGM包括沿着y轴的幅度以及沿着x轴的时间(以每毫米25毫秒测量)。幅度不如沿着x轴测量的时间重要。在图9中描绘的EGM被示出比图9B中所示出的不显示组织延迟的EGM信号的示例更窄。图9B的EGM清楚地描绘了具有与图9A中的EGM沿着x轴的特征相比更宽的特征的波。在没有延迟的情况下递送起搏脉冲至一个或多个心室优化心房和心室之间的同步以实现改进的心脏功能。额外地或替代地，在没有延迟的情况下向一个或多个心室递送起搏脉冲优化心室之间的同步。每一个EGM从位于四极引线(例如，可从位于明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力公司商购获得的ATTAIN PERFORMATM)上的LV电极以及RV线圈在仅LV起搏期间以短AV延迟在仅LV起搏期间获得。
如果局部组织延迟被确定为存在，则控制参数(例如，AV延迟、VV延迟、起搏向量、起搏输出等)可由IMD 10以闭环的方式被调整和/或优化。编程器170还被配置成用于确定局部组织延迟是否存在并且当患者在临床设置中时调整控制参数。患者特定的最佳电条件的知识是使用心内电极建立以用于使用皮肤电极获取EGM信号和/或表面心电图(ECG)电极信号，从其中检测起搏伪像(即，尖峰)和QRS起始之间的独特的延迟。ECG和/或EGM是为CRT参数设置(诸如60ms的缩短的AV延迟、VV延迟)记录。EGM信号包括在预先指定的时间段(例如，160ms、170ms、180ms、190ms、200ms等)内与最小幅度(Min)相关联的最小时间(Tmin)。
编程器170包括用于实现与IMD 10的无线通信的通信模块178。由系统100使用的通信技术的示例包括低频或射频(RF)遥测，例如，其可以是经由蓝牙、WiFi或MICS建立的RF链路，例如，如美国专利号5,683,432(Goedeke等人)中所述。在一些示例中，编程器170可包括编程头，所述编程头邻近患者的身体并靠近IMD 10植入部位放置，并且在其他示例中，编程器170和IMD 10可配置成使用不需要使用编程头且不需要用户干预来维持通信链路的距离遥测算法和电路来通信。
所设想的是，编程器170可以经由通信模块178耦合到通信网络上，以便将数据递送到远程数据库或计算机，从而允许使用在此描述的技术对患者114进行远程监测和管理。远程患者管理系统可被配置成利用目前所公开的技术来使临床医生能够查看CRT治疗参数并授权对IMD 10的编程。对用于与植入式医疗设备一起使用以用于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)进行参考，所有这些专利通过引用整体结合于此。
尽管本公开设想从心内电极获得的EGM被用于实现本公开的闭环特征，但当植入IMD10时和/或到医院随访期间ECG也可被使用以用于如本文所述的优化控制参数。为了获取ECG，系统100可进一步包括表面电极182的阵列，该阵列可由带或条带180携载，该带或条带180被适配成围绕患者114的躯干缠绕以将电极182定位在心脏112的附近。在图1中条带180被示为低于心脏112，但要理解的是，条带180可被定位在相对更上的位置中以围绕心脏112，使得电极180被定位在更接近心脏112处。电极182被用于在CRT优化会话期间从心脏112获取表面信号。CRT控制参数(例如，AV延迟、VV延迟、起搏向量、起搏输出等)可通过调整参数直至心室激动的表面基于ECG的确定指示最优的同步心室激动来优化。在一个或多个实施例中，EGM数据随后由IMD 10以优化的参数设置和来自最佳延迟设置的多个增量/减量来生成以用于建立特定于病患的基于EGM的局部组织延迟数据以及其与从最佳控制参数设置的增量和减量(例如，5ms、10ms、15ms、20ms、30ms、40ms等)的关系。基于EGM的数据被IMD10所使用以用于在闭环中调整控制参数，以响应于检测到局部组织延迟而维持优化的心室激动。
在图1中所示出的一个示例中，条带180被缠绕在患者114的躯干周围，由此使得电极182围绕心脏112。电极182可围绕患者114的外周定位，包括患者躯干的后表面、侧表面、和前表面。在其他示例中，电极182可定位在躯干的后表面、侧表面和前表面中的任一个或多个上。电极182可经由有线连接186电连接至ECG处理单元184。一些配置可使用无线连接(例如数据通道)来将由电极182感知到的信号传输到ECG处理单元184。
尽管在图1的示例中，条带180被示为携载表面电极182，但在其他示例中，可采用例如胶带或粘合剂的各种机构中的任一种来辅助电极182的间隔和放置。在一些示例中，条带180可包括弹性带、带条、或布。在一些示例中，各电极182可单独地放置在患者114的躯干上。
电极182可围绕患者114的心脏112并记录与心脏112的去极化和复极化相关联的电信号。可以以单极配置来使用电极182中的每一个以感测反映心脏信号的表面电势。ECG处理单元184还可耦合到返回电极或中性电极(未示出)，该返回电极或中性电极可与用于单极感测的电极182的每一个组合使用。另一示例性单极LV感测/起搏向量包括LV阴极罐(也被称作壳体)。在一些示例中，可能有围绕患者114的躯干空间分布的12至16个电极182。其他配置可以具有更多或更少的电极182。
ECG处理单元184可记录并分析由电极182感知的表面电势信号(在本文中通常被称为“ECG”信号)。处理单元184可被配置成向用户提供指示心脏112中的电传导的输出。用户可作出诊断、处方CRT、定位例如引线的治疗设备、或基于所指示的电传导来调整或选择治疗参数。
ECG处理单元184可直接从感知到的表面电势信号计算激动时间。每个电极位置(电极182的)的激动时间可被确定为两个事件之间的时间周期，诸如在相应的电极处的在QRS波群开始和在QRS信号期间的最小导数(即，所感知的电势信号的最陡负斜率)之间的时间周期。指示激动时间的时间和/或空间分布的一个或多个指数的值可被确定为电传导的测量或指示符。这些电传导的指示符可被用于评估不同的CRT控制参数并且标识最佳CRT控制参数。
可从由电极182感知的表面电势信号计算的心脏电传导的指数的示例包括：所确定的激动时间的标准差、激活时间的范围、和迟发(late)激动的百分比。表面电极的全部或子集(例如，仅位于躯干的左前、左侧和左后区域上的电极)可被用于激动时间的计算或运算。激动时间的范围可被计算为从电极182的全部或子集确定的最大和最小心脏激动时间之差。迟发激动的百分比估算电极182中的其相关联的激动时间大于QRS波群持续时间或电极182的确定的激动时间的特定百分位(例如，第70个百分位)的百分比。在共同转让的预授权美国专利公开No.2012/0283587A1(Ghosh等人)中通常公开了用于基于表面激动时间确定电传导的指数的技术，该专利公开在此通过引用整体结合于此。通常描述了从外表面ECG引线导出的电传导的指数。基于此类从表面ECG引线导出的指数的CRT优化可在植入时或在患者随访时执行。然而本文所公开的技术使得能够以持续的闭环方式调谐起搏计时参数以用于以患者特定的方式维持心室的最佳电激动。
基于由电极182感知的表面电势信号的心室传导的一个或多个指数被用于标识最佳CRT参数设置(例如，AV延迟、VV延迟、起搏向量、起搏输出等)。用户可使用编程器170将控制参数编程到IMD 10中。在一些实施例中，ECG处理单元184与编程器170有线或无线地通信或被集成至公用设备中，该公用设备使得系统100能够自动地逐步通过多个CRT参数设置、记录并且分析表面电势信号以用于获取心室传导的一个或多个基于ECG的指数，以及基于从表面ECG信号确定的心室电激动的分析，为CRT参数标识并且编程最佳设置。
携载电极180的条带182是对记录表面ECG信号有用的装置的说明性实施例，根据这些表面ECG信号可确定心室激动时间。其他表面心脏信号记录装置可被用于获取心脏信号数据，根据该心脏信号数据，心室激动时间可被计算并且可在计算心室传导中使用以用于建立一个或多个CRT控制参数的最佳设置。其他信号记录装置和技术可包括12-引线ECG电极、携载电极的阵列的背心、和心电向量描记法。
一旦基于从表面ECG信号中导出的心室的电激动信号的最佳同步建立了最佳CRT参数，就由IMD 10使用最佳参数设置以及多个增加的或减少的(即，从最佳设置偏移的)非最佳设置递送CRT。IMD 10获取最佳设置和多个非最佳设置的EGM信号以用于建立不同的心室激动的状态(即，通过心脏组织(LV、RV、LA、RA)的信号的最佳电传导的不同状态以及与控制参数的最佳设置的不同增量或减量对应的非最佳电传导的不同状态)的EGM参数。该EGM参数数据由IMD10存储并且可在闭环的CRT控制参数优化中使用。
图2是示出IMD 10的一个示例配置的框图。在由图2所示的示例中，IMD 10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。IMD 10进一步包括心脏信号分析器90。
存储器82可包括计算机可读指令，计算机可读指令当被处理器80执行时，使IMD10和处理器80执行在本公开通篇中归因于IMD 10、处理器80、和心脏信号分析器90的各种功能。可在存储器82内对计算机可读指令进行编码。存储器82可包括非瞬变的计算机可读存储介质，该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(唯一例外是瞬态传播信号)。
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)、或等效分立或集成的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系统。术语“处理器”、“处理器模块”或“处理电路”通常可以是指前述逻辑电路中的任何电路(单独地或与其他逻辑电路组合)，或者任何其他等效电路。
归属于本文中的处理器80的功能可实现为软件、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可至少部分地被存储或编码为存储器82中的指令，这些指令由处理器和控制单元80执行。
处理器和控制单元80包括治疗控制单元，该治疗控制单元控制信号发生器84根据所选的一个或多个治疗程序来向心脏112递送电刺激治疗，例如心脏起搏或CRT，该一个或多个治疗程序可被存储在存储器82中。信号发生器84例如经由相应的引线118、120、122的导体、或者在外壳电极158的情况下经由设置在IMD 10的壳体160内的电导体来电耦合至电极140、142、144A-44D(统称为144)、148、150、158、162和166(这些电极中全部在图1中被示出)。信号发生器84被配置成经由电极140、142、144、148、150、158、162、和166的所选组合生成并向心脏112递送电刺激治疗。在CRT期间，信号发生器84根据AV和/或VV延迟递送心脏起搏脉冲。这些延迟是基于分析器90对心脏信号的分析来设置的，如本文所述的。
信号发生器84可包括开关模块(未示出)，以及处理器和控制80可使用开关模块例如经由数据/地址总线来选择可用电极中的哪些被用于递送起搏脉冲。处理器80控制电极140、142、144A-144D、148、150、158、162以及166中的哪一个被耦合到信号发生器84以便例如经由开关模块递送刺激脉冲。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适合于选择性地将信号耦合至所选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中的所选电极监测心脏电信号以用于感测心脏电事件，以便监测心脏112的电活动。感测模块86还可包括开关模块，该开关模块选择可用电极中哪些被用于感测心脏电活动。在一些示例中，处理器80经由感测模块86内的开关模块选择电极来充当感测电极或感测向量。
感测模块86包括多个感测通道，每个通道可选择性地耦合至电极140、142、144A-44D、148、150、158、162或166的相应组合，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，该放大器响应于对心脏112的相应腔室中的心脏去极化的感测而向处理器80输出指示。以这种方式，处理器80可接收对应于心脏112的各腔室中的R波和P波的出现的感测事件信号，例如，对应于相应心脏腔室的固有去极化的心室感测事件和心房感测事件。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。于2014年5月27日公开的Ghosh等人的美国专利号No.8,738,813中公开了示例性心脏信号形态波形分析方法，其公开以其整体通过引用并入本文。应当理解，可以使用许多不同的形态波形分析方法。
心室中(例如，在RV中)的R波的出现可被用于监测固有AV传导时间。具体而言，在一些实施例中，在没有心室起搏(或在允许发生固有传导的延长的AV延迟处起搏)期间的基于R波感测的AV传导时间的延长或对AV阻滞(block)的检测被用于控制自适应CRT。当AV传导受损时，信号发生器84由处理器80控制以用于递送双心室起搏，即，使用所选择的AV延迟以及所选择的VV延迟在RV和LV中递送起搏脉冲。当AV完好无损时，信号发生器84由处理器80控制以用于以所选择的AV延迟递送仅LV起搏，以依据基于EGM的参数最优地改进传导，该基于EGM的参数与心室电激动传导的关系先前已经建立。
如本文中所描述的，可针对不同的心律状态(诸如，涉及心房感测、心房起搏、仅LV起搏、或双心室起搏的心律状态)唯一地优化AV延迟。例如，可评估房室心律状态：1)心房感知，心室起搏、2)心房起博、双心室起搏、3)心房感测、仅LV起搏、和4)心房起搏、仅LV起搏。可针对不同的心律状态建立基于EGM的传导数据并且该基于EGM的传导数据可被用于依据感知到的基于EGM的数据以及当前心房感测或起搏心律状态和/或仅LV或双心室起搏状态来调整起搏控制参数(例如，AV延迟、VV延迟、起搏向量、起搏输出参数等)。
存储器82存储间期、计数(counters)、或被处理器80用于控制信号发生器84的起搏脉冲的递送的其他数据。这种数据可包括被处理器80用于控制将起搏脉冲递送到左心室和右心室中的一个或两者以用于CRT的间期和计数(counters)。在一些示例中，间期和/或计数被处理器80用于控制起搏脉冲相对于另一腔室中的固有或被起搏的事件的递送的时序(timing)。存储器82存储被建立以用于调整CRT控制参数(诸如，AV和VV延迟，如本文将描述的)的查找表和/或方程。方程可以以系数和截距值的形式存储，该系数和截距值限定了基于EGM的心室传导参数以及控制参数的不同的设置之间的关系。
图3是由IMD 10用于在一个闭环过程中响应于标识局部组织延迟存在于起搏电极的区域(例如，引线等)中而调整一个或多个起搏控制参数的方法300的流程图。方法300起始于框302，其中心室起搏脉冲由IMD 10中的信号发生器84生成，并且以缩短的AV延迟通过起搏电极被递送至心脏组织(例如，LV、RV)。示例性缩短的AV延迟可等于或低于60ms而VV延迟可被设为零。心室起搏脉冲可以是单心室脉冲(即，仅LV起搏(图4)、仅RV起搏)或双心室脉冲(图5)。在框304处，响应于所递送的心室起搏脉冲，一个或多个信号(即，EGM和/或ECG)通过一个或多个感测/起搏向量被感知(或由IMD 10的感测电路获取)。可被用于感测EGM的示例性感测/起搏向量包括LV电极(例如，多极引线、双极LV电极(即，阴极)以及RV线圈(即，阳极)或单极LV阴极-罐(也被称作IMD 10的壳体))。
监测窗口在从EGM信号中获取数据时被使用。监测窗口覆盖起搏脉冲之前、期间、或之后(或消隐间期之后)的时间段。例如，沿着X轴的监测窗口可被设置为从0到约200ms或更少、190ms或更少、180ms或更少、170ms或更少、160ms或更少、160ms或更少等。针对图4中所示出的示例性仅LV起搏脉冲，在150ms的时间(被称为Tmax_LV)下的最大幅度约为0.9mv，在100ms的时间(被称为Tmin_LV)下的最小幅度约为1.25mv，其中Tmin_LV和Tmax_LV两个时间间期都是从当心室起搏刺激被递送时开始测量的。针对图5中所示出的BV起搏脉冲，在80ms的时间(被称作Tmax_BV)下的最大幅度约为4mv并且在150ms的时间(被称作Tmin_BV)的最小幅度约为3.8mv。
在框306处，由IMD 10中的处理电路做出关于是否检测到局部组织延迟的确定。用于确定局部组织延迟的标准取决于所执行的起搏的类型(例如，单心室起搏、双心室起搏)。如果仅LV起搏正在被递送至左心室，则用于检测局部组织延迟的标准可以是Tmin是否超过阈值(例如，Tmin≥100ms)。如应用于响应于仅LV起搏感知的EGM信号(在图4中所描绘的)，Tmin等于100ms并且因此检测到局部组织延迟。如果Tmin小于100ms，则不存在局部组织延迟。如果Tmin大于或等于100ms，则存在局部组织延迟。在标准的又另一实施例中，阈值为小于100ms，例如，Tmin≥80ms。例如，如果仅LV起搏正在被递送至左心室，则被用于检测局部组织延迟的标准可以是Tmin是否大于等于80ms。
如果BV起搏脉冲正在被递送，则处理器确定Tmin>Tmax是否成立。如果感知到的数据指示Tmin>Tmax，则局部组织延迟被视为存在。如果Tmin不大于Tmax，则局部组织延迟不存在。额外地或替代地，当|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin)小于预先确定的比率时，延迟条件存在。额外地或替代地，延迟条件存在并且/或者|Minamp|小于预先确定的阈值并且有效夺获存在。
下方示出的表1总结了从图4-图5中所描绘的EGM信号中所获取的数据。
表1–由图4-图5中所描绘的EGM所呈现的局部组织延迟示例的总结
Figure BDA0002188358540000161
在框308处，如果在框306处检测到局部组织延迟，则由IMD10的处理器80调整一个或多个起搏控制参数。例如，计时参数(例如，AV延迟、VV延迟等)中的一个可能被自动地调整一减量(例如，5ms、10ms、15ms、20ms、25ms、30ms、35ms、40ms)或增量(例如，5ms、10ms、15ms、20ms、25ms、30ms、35ms、40ms)。调整起搏参数的一个示例涉及在VV＝0ms时具有组织延迟的患者，并且VV以每次增加20ms的方式被增加至40ms，直至组织延迟问题被解决。最佳VV延迟由IMD 10中的处理器电路设置为40ms。在一个或多个实施例中，增加VV延迟20ms可在确定将要使用的最佳VV延迟时被使用。在另一实施例中，VV延迟从0ms开始递增10ms，直至确定不存在组织延迟问题。
替代地，在不同的心律状况或状态期间(例如，在心房感测期间和/或在心房起搏(并且心室起搏出现在一个或两个心室中)期间)，计时参数可经历评估期间以用于选择最佳计时参数。在一个实施例中，AV延迟在心房起搏心律期间和/或心房感测心律期间被设为多个设置以用于在心房感测(SAV延迟)期间以及心房起搏(PAV延迟)期间标识最佳AV延迟。
替代地，AV延迟在一个心室起搏(仅RV和/或仅LV起搏)期间、和/或在双心室起搏期间可被设为多个不同的设置。在双心室起搏期间，VV延迟的多个设置可被测试。例如，一旦使用标称VV延迟标识了最佳AV延迟，多个VV延迟设置就可以被应用以用于依据心室传导的ECG数据确定最佳VV延迟。
在一些实施例中，多个起搏向量可以是可用的。例如，如图1中所示出的，多极CS引线可包括可用于起搏LV的多个电极。相应地，可以针对每一个可用的起搏向量标识基于表面激动时间的确定导致心室传导最小化的最佳AV延迟。当起搏向量被改变后，例如，由于引线阻抗中的变化或其他状况，AV或VV延迟可被调整至针对新的起搏向量所标识的最佳设置。
一旦建立了针对CRT参数的最佳设置，就在最佳参数设置(多个)下递送CRT。EGM信号由感测模块86获取并且被提供至心脏信号分析器90。在框308处，信号分析器90从EGM信号确定心室传导参数。
基于EGM的相对于传导的指数(index)以及局部组织延迟可被建立为存储在存储器中的查找表，并且该查找表可由IMD 10中的处理器访问。在步骤314处，数据是针对每一个测试设置、以及CRT参数的测试(非最佳)设置与最佳设置之间的差异存储的。以此方式，针对已知的最佳心室激动条件(即，响应于表面ECG分析标识的最佳CRT参数设置)以及针对多个非最佳设置表征基于EGM的指数。即，基于EGM的指数和多个参数设置之间建立了关系，多个参数设置包括最佳设置以及与最佳设置不同(即，从最佳设置偏移)的一个或多个非最佳设置。
知晓在心室的优化的电激动期间的基于EGM的指数的值，可以对CRT控制参数进行调整以使基于EGM的指数返回朝向与在闭环控制方法中具有出色传导的电激动相关联的值。最佳控制参数设置(诸如，AV延迟)可随着心率、活动或其他条件的改变而改变。该最佳设置中的变化在固有AV传导计时改变时发生。为了在变化的条件下保持最佳心室激动，最佳控制参数设置(例如A-V延迟)需要被调整以使得CRT心室起搏脉冲的时序与固有心室传导的时序的关系保持一致。然而，为了直接确定固有AV传导及其变化，心室起搏需要被暂时抑制，从而暂停CRT治疗。对于一些患者，即便是CRT治疗短暂的中断也可能是不期望的。通过监测基于EGM的指数及其在CRT起搏期间的变化，在不需要暂时暂停CRT治疗的情况下检测调整时序控制参数的需求是可能的。
可基于所存储的患者特定关系以及基于EGM的指数的局部组织延迟数据作出对于控制参数(诸如，时序参数AV延迟或VV延迟)的调整以用于对控制参数的增量和减量。以此方式，基于EGM的指数可被恢复为与最佳电激动相关联的值，以用于引起恰当的响应或夺获并且被维持在该值而无论心率、固有传导变化或其他变化条件如何。
为了基于上文所描述的方法诊断组织延迟，重要的是确保LV或BV起搏以导致局部组织夺获的足够能量被递送，如在于2012年12月6日提交的美国专利号8,750,998并且名为“有效夺获测试(EFFECTIVE CAPTURE TEST)”以及于2013年3月15日提交的美国专利号US2014-0277245A1并且名为”用于提升心房纤颤期间的有效心室夺获的百分比的调制起搏频率“(MODULATE PACING RATE TO INCREASE THE PERCENTAGE OF EFFECTIVE VENTRICULARCAPTURE DURING ATRIAL FIBRILLATION)”中所描述的，其二者均通过引用以其全文并入本文。由于起搏电极附近的患病基质(substrate)，延迟导致延迟的电传导，这与由于起搏输出不足而无法夺获组织是不同的。本文所描述的诊断方法有利地采用来自左心室夺获管理(例如，左心室夺获管理(LVCM)等)的结果来确定所递送的能量是否足够用于局部组织夺获。LVCM是由处理器执行的一组计算机指令，处理器自动地监测并且(如果可以的话)调节LV输出以试图确保心室起搏。LVCM可最小化递送用于夺获左心室的LV输出，同时在心室夺获所需的幅度上执行幅度的安全裕度，以便减小电刺激的不期望的效果，诸如膈神经刺激。LVCM还可指示即使采用高能量递送，也不能获得左心室夺获。
图6是用于IMD10响应于标识在起搏电极的区域中局部组织延迟的存在而自动地调整一个或多个起搏控制参数的方法400的流程图。方法400的实现要求起搏电极(多个)通过单极引线(图7-图8)和/或无引线起搏设备起搏心室(即，通常是左心室但也可是右心室)。示例性单击引线包括ATTAIN PERFORMATM并且示例性无引线起搏设备包括MICRATM设备，该两者均可从位于明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力公司商购获得。
方法400起始于框402，其中左心室或双心室起搏脉冲由IMD 10的信号发生器84生成并且以等于或低于60ms的缩短的AV延迟经由多极引线被递送至心脏组织(例如，LV、RV)，同时，如果使用大于夺获阈值的足够的起搏输出起搏双心室并且超控固有心率以确保理想的夺获条件，则VV延迟可被设为零。理想地，利用双心室起搏的延迟测试应当以同时的V-V延迟进行，因为利用LV预激动或RV预激动，EGM特性可能由于可影响确定延迟的灵敏度/特异性的差分V-V而改变。在框404处，响应于所递送的心室起搏脉冲，一个或多个信号(即，EGM和/或ECG)通过一个或多个感测/起搏向量被感知(或由感测模块86获取)。可被用于感测EGM的示例性感测/起搏向量包括双极LV电极(即，阴极)以及RV线圈(即，阳极)或单极LV阴极-罐(也被称作IMD的壳体)。
紧接着起搏脉冲之后(或在消隐间期之后)的监测窗口被用于从EMG信号获取数据。例如，沿着X轴的监测窗口可被设置为从0到大约200ms或更低、190ms或更低、180ms或更低、170ms或更低、160ms或更低、160ms或更低等。示例性仅LV起搏脉冲在图4中示出。如所示，在150ms的时间(被称作Tmax_LV)的最大幅度约为0.9mv，并且在100ms的时间(被称作Tmin_LV)的最小幅度约为1.25mv，其中Tmin_LV和Tmax_LV两个时间间期是从心室起搏刺激被递送的时间测量的。双心室(BV)信号在图5中示出。在80ms(被称作Tmax_BV)时的最大幅度约为4毫伏(mV)，并且在150，ms(被称作Tmin_BV)时的最小幅度约为3.8mV。
在框406处，由IMD10的处理器80做出关于是否检测到第一局部组织延迟条件的确定。来自框406的“否”路径返回至框402处的处理器80信令发生器84生成并且递送起搏脉冲至心室。来自框406的“是”路径可选地继续至框410。
在框410处，处理器80确定是否检测到第二局部组织延迟条件。第二延迟条件被用于确定第一组织延迟条件存在。
第一和第二延迟条件是从幅度随着时间数据的比率或Minamp条件选择的。(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)的比率小于预先确定的比率，该预先确定的比率可以从约0.05mV/ms到约0.15mV/ms之间变动。优选地，该比率为0.1mV/ms。在一个或多个其他实施例中，当Minamp小于预先指定的幅度阈值时，组织延迟存在于起搏电极(即，四个LV电极中的一个或无引线起搏设备)中。在一些实施例中，应用于确定局部组织延迟的标准取决于IMD设备是使用双心室治疗或是仅LV治疗。对于仅LV起搏，延迟检测的条件可能包括在仅LV起搏期间的有效夺获的评估以及随后检查Minamp是否小于预先指定的阈值。如果有效夺获的条件被满足并且Minamp被发现为小于预先指定的阈值，则延迟被确定为存在。对于同时双心室起搏，当有效夺获的条件未被满足并且(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)的比率小于预先确定的值时，延迟被确定为存在。IMD可以使用一个或两个标准以用于确定延迟是否存在于给定的LV起搏电极。
下方列出的是可被采用的示例性组织延迟比率以及幅度阈值。任一条件可被用于确认组织延迟。
表1示例性组织延迟比率以及幅度阈值总结
Figure BDA0002188358540000201
下方呈现的表2总结了从图4-图5中所描绘的EGM信号中所获取的数据。
表2–由图4-图5中所描绘的EGM所呈现的局部组织延迟示例的总结
Figure BDA0002188358540000211
在框408处，如果在框406或框410处检测到局部组织延迟，则调整一个或多个起搏控制参数。例如，如果延迟被确定相对于一个LV电极存在，但不存在于四极引线的其他LV电极，则如果当前被编程以用于从延迟已被确定的电极起搏，则设备可将起搏自动地切换至另一LV电极。在其他实施例中，设备可继续从相同的电极起搏，但如果设备是仅LV起搏则缩短AV延迟，或如果起搏双心室则增加LV预激动。IMD 10可进行自动地测试，其中IMD 10逐步调整上述时序并且测试延迟直至起搏的EGM参数不再满足延迟标准。诸如AV延迟之类的计时参数中的一个可被自动地调整一减量(例如，5ms、10ms、15ms、20ms、25ms、30ms、35ms、40ms)，或者用于双心室起搏的LV-RV延迟(其中LV在RV之前)可以以较小增量(例如，5ms、10ms、15ms、20ms、25ms、30ms、35ms、40ms)被改变。替代地，计时参数可经历评估时期以在不同的心律状况或状态期间(例如，在心房感测期间和在心房起搏(其中心室起搏出现在一个或两个心室中)期间)选择最佳计时参数。在一个实施例中，AV延迟在心房起搏心律期间和在心房感测心律期间被设为多个设置以用于在心房感测(SAV延迟)期间以及在心房起搏(PAV延迟)期间标识最佳AV延迟。
在一些实施例中，多个起搏向量可以是可用的。例如，如图7中所示出的，多极CS引线(例如，ATTAIN PERFORMATM)可包括可用于起搏LV的多个电极。相应地，可以针对每一个可用的起搏向量标识基于表面激动时间的确定导致心室传导最小化的最佳AV延迟和/或VV延迟。当起搏向量被改变后，例如，由于引线阻抗中的变化或其他情况，AV或VV延迟可由IMD10中的处理器电路自动地调整至针对新的起搏向量所标识的最佳设置。
一旦建立了针对CRT参数的最佳设置，就在最佳参数设置(多个)下递送CRT。EGM信号由感测模块86获取并且被提供至心脏信号分析器90。信号分析器90从EGM信号确定心室传导参数。
基于EGM的相对于传导的指数(index)以及局部组织延迟可被建立为存储在存储器中的查找表，并且该查找表可由IMD 10中的处理器访问。数据是针对每一个测试设置、以及CRT参数的测试(非最佳)设置与最佳设置之间的差异而存储的。以此方式，针对已知的最佳心室激动条件(即，响应于表面ECG分析标识的最佳CRT参数设置)以及针对多个非最佳设置表征基于EGM的指数。换言之，基于EGM的指数和多个参数设置之间建立了关系，多个参数设置包括最佳设置以及与最佳设置不同(即，从最佳设置偏移)的非最佳设置。
为了基于上文所描述的方法诊断组织延迟，确保LV或BV起搏是以导致局部组织夺获的足够的能量递送的可能是有帮助的，如本文所述。由于起搏电极附近的病变基质，延迟导致延迟的电传导，这与由于不足的起搏输出而无法夺获组织是不同的。诊断方法有利地采用来自左心室夺获管理(例如，左心室夺获管理(LVCM)等)的结果来确定所递送的能量是否足够用于局部组织夺获。LVCM是由处理器执行的一组计算机指令，处理器自动地监测并且(如果可以的话)调节LV输出以试图确保心室夺获。LVCM可最小化被递送以夺获左心室的LV输出，同时在心室夺获所需的幅度上执行幅度的安全裕度，以便减小电刺激的不期望的效果，诸如膈神经刺激。LVCM还可指示即使利用高能量递送，也不能获得左心室夺获。
图7-图8涉及包括IMD 16的可用于实现如本文所述的方法300或400的另一示例性治疗系统。图7是被更详细地示出的治疗系统的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合至治疗递送模块(例如，用于递送起搏治疗)、感测模块(例如，一个或多个电极，用以感测或监测心脏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的近侧端可包括电触头(contact)，这些电触头电耦合至IMD 16的连接器块34中的相应的电触头。另外，在一些示例中，引线18、20、22可借助于固定螺钉、连接销或另一种合适的机械耦合机构被机械地耦合至连接器块34。
引线18、20、22中的每根引线包括细长的绝缘引线体，所述引线体可以携载通过隔离件(例如管状绝缘鞘)而彼此分隔开的多个导体(例如，同心盘绕导体、直导体等)在展示的示例中，双极电极40、42位于邻近引线18的远侧端。此外，双极电极44、46位于邻近引线20的远侧端处，且双极电极48、50位于邻近引线22的远侧端处。
电极40、44、48可采用环形电极的形式，并且电极42、46、50可采用分别可伸缩地安装在绝缘电极头52、54、56内的可伸长螺旋尖端电极的形式。电极40、42、44、46、48、50中的每一个可电耦合至其相关联的引线18、20、22的引线本体内的导体(例如，螺旋的和/或直的)中的相应一个，并由此耦合至引线18、20、22的近端上的电触头中的相应一个。
电极40、42、44、46、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(例如，电描记图(EGM)内的形态波形)。这些电信号经由各自的引线18、20、22而传导至IMD 16。在一些示例中，IMD 16还可以经由电极40、42、44、46、48、50递送起搏脉冲，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7中所示，IMD 16包括一个或多个外壳电极，诸如外壳电极58，其可与IMD 16的外壳60(比如气密式外壳)的外表面一体地形成或以其他方式耦合至该外壳60。可使用电极40、42、44、46、48、50中的任意电极用于单极感测或与外壳电极58相组合的起搏。换言之，电极40、42、44、46、48、50、58中的任一者可结合用于形成感测向量，例如，可用于评估和/或分析起搏治疗的有效性的感测向量。可关于2012年12月18日提交并且转让给本发明的受让人的美国专利申请No.13/717,896看到感测和起搏的配置的示例，该申请的公开内容通过引用整体地结合于此，如通过优选地将LV尖端(即，电极46)－Rv线圈(即，电极62)分别用于起搏向量和感测向量而加以修改。本领域技术人员一般可理解，还可选择其他电极作为起搏和感测向量。电极44和64指的是权利要求中第三和第四LV电极。
如参照图8进一步详细描述的，壳体60可封围治疗递送模块，该治疗递送模块可包括用于产生心脏起搏脉冲和除颤或心脏复律电击的刺激发生器、以及用于监测该患者的心律的感测模块。引线18、20、22还可以分别包括可以采取线圈形式的细长电极62、64、66。IMD16可以经由细长电极62、64、66和外壳电极58的任何组合来向心脏12递送除颤电击。电极58、62、64、66还可以用于向心脏12递送复律脉冲。进一步地，电极62、64、66可以由任何适当的导电材料制成，比如，但不限于铂、铂合金、和/或已知可用于植入式除颤电极的其他材料。由于电极62、64、66一般不被配置成递送起搏治疗，因此电极62、64、66中的任意电极可用于在起搏治疗期间感测电活动(例如，用于分析起搏治疗有效性)并且可与电极40、42、44、46、48、50、58中的任意电极结合使用。在至少一个实施例中，RV细长电极62可用于在起搏治疗的递送期间感测患者的心脏的电活动(例如，与外壳电极58结合，形成RV细长线圈，或除颤电极至外壳电极的向量)。
本文所示出的示例性治疗系统的配置仅为一个示例。在其他示例中，代替本文所示的经静脉引线18、20、22或除其之外，该治疗系统可包括心外膜电极和/或贴片(patch)电极。进一步地，在一个或多个实施例中，IMD 16不需要植入患者14内。例如，IMD 16可以经由经皮的引线将除颤电击和其他治疗递送到心脏12，这些经皮的引线通过患者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，治疗系统可利用无线起搏(例如使用经由超声、电感耦合、RF等向一个或多个心脏内起搏部件的能量传输)，并且使用罐/壳和/或皮下引线上的电极感测心脏活动。
在向心脏12提供电刺激治疗的治疗系统的其他示例中，这种治疗系统可以包括耦合至IMD 16的任何适当数量的引线，并且所述引线中的每条引线都可以延伸至心脏12内或附近的任何位置。例如，治疗系统的其他示例可包括如图1-2中所示定位的三个经静脉引线。再进一步地，其他治疗系统可包括从IMD 16延伸进入右心房26或右心室28的单个引线，或延伸进入右心房26和右心室28中的相应一个的两根引线。
图8是IMD 16的功能框图的又另一实施例。图8描绘了双极RA引线22、双极RV引线18、和双极LV CS引线20，而没有与IPG电路31耦合的LA CS起搏/感测电极28和30，IPG电路31具有可编程模式和起搏领域已知的双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路91间接耦合至计时电路83，并且经由数据和控制总线耦合至微型计算机电路33。任选地，传感器信号处理49耦合至另一传感器，诸如，氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器等。在通常被划分成微型计算机电路33和起搏电路83的功能框图中展示了IPG电路31。起搏电路包括数字控制器/计时器电路83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发器41、活动传感器电路35以及以下描述的多个其他电路和部件。
晶体振荡器电路47为起搏电路320提供基本计时时钟，而电池29提供电力。上电复位(POR)电路45对电路到电池的初始连接作出响应以用于定义初始操作条件，并且类似地，响应于低电池状况的检测而重置设备的操作状态。参考模式电路37产生用于起搏电路320内的模拟电路的稳定电压参考和电流，而模拟-数字转化器ADC和多路复用器电路39使模拟信号和电压数字化以提供关于来自感测放大器55的心脏信号是否经由RF发射器和接收器电路41用于上行链路传输的实时遥测。电压参考和偏置电路37、ADC和多路复用器39、上电复位电路45和晶体振荡器电路47可对应于任何其他目前市售的植入式的心脏起搏器中的目前使用的这些部件。
如果将该IPG编程至频率响应模式，则由一个或多个生理传感器输出的信号被用作频率控制参数(RCP)以导出生理逸搏间期。例如，与在所描绘的示例性IPG电路35中的患者活动传感器(PAS)电路35中获得的患者的活动水平成比例地调节逸搏间期。患者活动传感器27被耦合至所述IPG壳体上，并且可采取本领域熟知的压电晶体换能器的形式，并且其输出信号被处理并用作RCP。传感器27响应于感知到的身体活动而产生电信号，这些电信号由活动电路35处理并被提供给数字控制器/计时器电路83。活动电路27和相关联的传感器27可对应于美国专利No.5,052,388和4,428,378中公开的电路。类似地，可结合诸如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器(所有这些都公知用于提供频率响应起搏能力)之类的替代类型的传感器来实践本发明。替代地，QT时间可用作频率指示参数，在这种情况下不需要额外的传感器。类似地，还可在非频率响应起搏器中实践本发明。
借助于遥测天线57和相关联的RF收发器41来完成去往和来自外部编程器的数据传输，RF收发器41用作解调所接收的下行链路遥测和传输上行链路遥测两者。如起搏领域所公知的，上行链路遥测能力将通常包括用于传输所存储的数字信息(例如，操作模式和参数、EGM直方图、和其他事件、以及指示心房和心室中所感知和起搏的去极化的发生的心房和/或心室电活动和标记通道脉冲)的能力。
微型计算机33包含微处理器80和相关联的系统时钟以及对应地在处理器上的RAM和ROM芯片82A和82B。另外，微型计算机电路33包括单独的RAM/ROM芯片82C以提供另外的存储器容量。微处理器80通常以减小的功率消耗模式来进行操作，并且是中断驱动的。微处理器80响应于限定的中断事件而被唤醒，所述事件可尤其包括由数字计时器/控制器电路83中的计时器生成的A触发信号、RV触发信号、LV触发信号，以及由感测放大器电路55生成的A事件信号、RV事件信号和LV事件信号。通过微计算机电路33借助于数据和控制总线306根据编程(programmed-in)的参数值和操作模式来控制由数字控制器/计时器电路83进行倒计时(time out)的间期和延迟的特定值。另外，如果被编程成用于作为频率响应起搏器而进行操作，则可以例如每周期或每两秒提供计时中断，以便允许微处理器分析活动传感器数据并更新基本A-A、V-A或V-V逸搏间期，如适用的话。此外，微处理器80还可以用于限定可变的、可操作的AV延迟间期以及递送至每个心室的能量。
在一个实施例中，微处理器80是适合于以常规方式获取并执行存储在RAM/ROM单元82C中的指令的定制微处理器。然而，设想的是，其他实施方式可适于实践本发明。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器、或者定制的专用硬接线逻辑或状态机型电路可以执行微处理器80的功能。
数字控制器/计时器电路83在微型计算机33的总体控制下进行操作以便控制起搏电路320内的计时功能和其他功能，并且包括一组计时电路和相关联逻辑电路，描绘了所述电路中的与本发明有关的某些电路。所描绘的计时电路包括URI/LRI计时器83A、V-V延迟计时器83B、用于计时所过去的V事件到V事件间期或V事件到A事件间期或V-V传导间期的固有间期计时器83C、用于计时A-A、V-A、和/或V-V起搏逸搏间期的逸搏间期计时器83D、用于计时从在前的A事件或A触发的心房-左心室起搏(A-LVp)延迟(或心房右心室起搏(A-RVp)延迟)的AV延迟间期计时器83E、用于计时心室后时间周期的心室后计时器、和日期/时间时钟83G。
AV延迟间期计时器83E加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(即，使用已知方法所确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)，用于对从在前的A起搏或A事件的开始进行倒计时。间期计时器83E触发起搏刺激递送，并且可基于一个或多个在先的心动周期(或是根据针对给定患者经验地导出的数据集合)。
事件后(post-event)计时器83F对在RV事件或LV事件或RV触发或LV触发之后的心室后时间周期或在A事件或A触发之后的心房后时间周期进行倒计时(time out)。事件后时间周期的持续时间还可以选择作为微型计算机33中存储的可编程的参数。心室后时间周期包括PVARP、心房后心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、心室后心房消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，但可以至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路而适当地限定其他周期。心房后时间周期包括心房不应期(ARP)(在心房不应期期间，为了复位任何AV延迟的目的而忽略A事件)以及心房消隐期(ABP)(在所述心房消隐期期间，禁用心房感测)。应当注意的是，心房后时间周期和AV延迟的开始可与每个A事件或A触发的开始或结束基本上同时开始，或者在A触发的情况下，可以在A触发之后的A起搏结束时开始。类似地，心室后时间周期和V-A逸搏间期的开始可以与V事件或V触发的开始或结束基本上同时开始，或者在V触发的情况下，在V触发之后的V起搏结束时开始。微处理器80还可选地计算AV延迟、心室后时间周期和心房后时间周期，其随着响应于一个或多个RCP和/或用固有心房率而建立的基于传感器的逸搏间期而变化。
输出放大器电路51包括RA起搏脉冲发生器(如果提供LA起搏则是LA起搏脉冲发生器)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器，或者对应于目前在提供心房和心室起搏的市售心脏起搏器中使用的那些中的任一个。为了触发起搏RV起搏或LV起搏脉冲的产生，数字控制器/计时器电路83在A-RVp延迟的超时(在RV预激的情况下)时产生RV触发信号或在A-LVp延迟的超时(在LV预激的情况下)产生LV触发，所述A-RVp延迟的超时和A-LVp延迟的超时由AV延迟间期计时器83E(或V-V延迟计时器83B)提供。类似地，在由逸搏间期计时器83D计时的V-A逸搏间期结束时，数字控制器/计时器电路83产生触发RA起搏脉冲的输出的RA触发信号(或触发LA起搏脉冲的输出的LA触发信号，如果提供的话)。
输出放大器电路51包括开关电路，用于将来自引线导体和中性电极(IND)之中的所选择的起搏电极对耦合至RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器(如果提供的话))、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器。中性电极表示与指定元件没有相互作用的任何电极。例如，在心房电极和LV电极之间没有相互作用(即，没有起搏、感测或甚至亚阈值测量)，因为该通路没有价值。如果RV电极可与LV电极相互作用，则除非RV电极被明确定义为与LV电极绝缘，否则RV电极不能被定义为中性。
起搏/感测电极对的选择和控制电路53选择要与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器耦合的引线导体和相关联的起搏电极对以用于完成RA、LA、RV和LV起搏。
感测放大器电路55包含对应于在当前的用于心房和心室起搏和感测的心脏起搏器中目前采用的那些中的任一个。如在上述引用的、共同转让的'324专利中所述的，在本领域中已经很普遍的是使用非常高阻抗P波和R波感测放大器来放大由心脏去极化波前的通过而跨感测电极对所生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低幅度信号，并且依赖于通带滤波器、时域滤波、以及幅度阈值比较，以便从背景电噪声中区分P波或R波。数字控制器/计时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
感测放大器通常在向所述起搏系统的任何起搏电极递送起搏脉冲之前、期间和之后的消隐期期间与感测电极解耦合以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，用于在ABP、PVABP和VBP期间将所选择的引线导体对和引线20上的IND_CAN电极从RA感测放大器(和LA感测放大器(如果提供的话))、RV感测放大器以及LV感测放大器的输入解耦。感测放大器电路55还包括用于将所选择的感测电极引线导体和引线20上的IND_CAN电极耦合至RA感测放大器(和LA感测放大器(如果提供的话))、RV感测放大器以及LV感测放大器的开关电路。再次，感测电极选择和控制电路53选择待与输出放大器电路51和感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器耦合的导体和相关联的感测电极对，以用于沿着所期望的单级和双极感测向量完成RA、LA、RV和LV感测。
由RA感测放大器感知到的RA感测信号中的右心房去极化或P波导致传送至数字控制器/计时器电路83的RA事件信号。类似地，由所述LA感测放大器(如果提供的话)感知到的LA感测信号中的左心房去极化或P波导致传送至所述数字控制器/计时器电路83的LA事件信号。由心室感测放大器感知到的RV感测信号中的心室去极化或R波导致传达至数字控制器/计时器电路83的RV事件信号。类似地，由心室感测放大器感知到的LV感测信号中的心室去极化或R波导致传送至数字控制器/计时器电路83的LV事件信号。RV事件信号、LV事件信号、以及RA事件信号、LA感测信号可以是应答(refractory)的或不应的，并且可以不经意地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是由真的R波或P波触发。
基于特征的分类可在采用心脏起搏(例如，CRT起搏，诸如左心室融合起搏、双心室起搏(BiV)、多部位LV起搏等)的设备(例如，IMD 16)中实现逐个搏动节律分类并且可通过向医师提供有用的诊断指标将值添加至设备。这种基于特征的逐个搏动分类中牵涉到的计算代价可以是最低的并且可在设备(诸如，在本文中描述的IMD 16)的体系结构中实现。例如，与对于详细的模板匹配算法而言通常所需的多种密集的数学运算和归一相比，本文所描述的示例性方法可组合代数运算和比较和/或可每个搏动需要单次归一。
说明性实施例
实施例1.一种心脏起搏器，该心脏起搏器包括：
(a)脉冲发生器，该脉冲发生器被配置成用于在在前的心房事件之后以房室(AV)延迟将起搏脉冲递送至患者的心室；
(b)感测电路，该感测电路被配置成用于在递送该起搏脉冲之后从该患者的心室感测信号；
(c)处理电路，该处理电路耦合至该脉冲发生器以及该感测电路并且被配置成用于控制该脉冲发生器，该处理电路进一步被配置成用于：
(1)从所感知的信号获取特征组，该特征组包括最小幅度、与最小幅度(Minamp)相关联的最小时间(Tmin)、最大幅度、与最大幅度(Maxamp)相关联的最大时间(Tmax)；
(2)确定该心室起搏脉冲是否使用该特征组有效地夺获了该患者的心室；
(3)确定是否存在一个或多个组织延迟条件，该延迟条件包括：
a)|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin)小于预先确定的比率；以及
b.)|Minamp|小于预先确定的阈值并且存在有效的夺获；
(4)响应于存在确定组织延迟，调整一个或多个起搏脉冲参数，该起搏脉冲参数是AV延迟、心室间(VV)延迟、起搏向量以及起搏输出中的一个或多个；以及
(5)控制该脉冲发生器在此之后递送具有经调整的一个或多个起搏脉冲参数的起搏脉冲。
实施例2.根据实施例1的心脏起搏器，其中该预先确定的比率约为0.1mV/ms。
实施例3.根据实施例1或2的心脏起搏器，其中多极引线被采用以用于将起搏刺激递送至左心室。
实施例4.根据实施例1到3的心脏起搏器，其中引线被采用以用于将起搏刺激递送至右心室。
实施例5.根据实施例4的心脏起搏器，其中该多极引线包括四个或更多个电极。
实施例6.根据实施例3到5的心脏起搏器，其中该多极引线包括四个或更多个左心室(LV)电极，每一个电极以小于(<)或等于60毫秒(ms)的短AV延迟并且以足够用于LV夺获的能量进行起搏，而非起搏的LV电极可被用于感测对于所递送的起搏的响应。
实施例7.根据实施例4到6的心脏起搏器，其中该处理电路被进一步配置成用于响应于起搏刺激的递送，确定组织延迟的存在，其中该Minamp小于预先指定的幅度阈值。
实施例8.根据实施例4到7的心脏起搏器，其中该处理电路被进一步配置成用于响应于起搏刺激的递送，确定组织延迟的存在，其中比率(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)小于预先确定的比率。
实施例9.根据实施例8的心脏起搏器，进一步包括：
图形用户界面，该图形用户界面用于响应于起搏刺激的递送，显示组织延迟存在于LV电极处。
实施例10.根据实施例1到9的心脏起搏器，其中处理电路被配置成用于响应于确定该(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)小于预先确定的比率，确定存在局部组织延迟。
实施例11.根据实施例3到10的心脏起搏器，其中响应于确定该(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)小于预先确定的比率，AV延迟被缩短为短AV延迟。
实施例12.根据实施例3到11的心脏起搏器，其中该AV延迟被缩短至小于或等于80ms。
实施例13.根据实施例6到12的心脏起搏器，其中该AV延迟减少一预先指定的水平，该预先指定的水平为5ms、10ms、15ms、20ms、25ms、30ms、35ms、以及50ms中的一个。
实施例14.根据实施例1到13的心脏起搏器，其中获取该信号包括选择包括左心室电极和右心室线圈电极的感测向量。
实施例15.根据实施例1到14的心脏起搏器，其中该信号发生器被配置成用于以该短AV延迟递送双心室起搏。
实施例16.根据实施例1到15的心脏起搏器，其中该处理电路进一步被配置成用于调整该VV延迟，使得该左心室起搏刺激在该右心室起搏刺激之前被递送。
实施例17.根据权利要求1到16的心脏起搏器，其中该左心室起搏刺激在该右心室起搏刺激之前约5ms或更多、10ms或更多、15ms或更多、20ms或更多、25ms或更多、30ms或更多、35ms或更多、以及40ms或更多被递送。
实施例18.一种包含指令的非瞬态计算机可读存储介质，该指令在被执行时，使得被包括在医疗设备系统中的处理器进行如下操作：
(a)以等于或小于60ms的短房室(AV)延迟递送左心室起搏刺激；
(b)响应于心室起搏刺激，感测信号；
(c)从信号中确定与最小幅度(Minamp)相关联的最小时间(Tmin)、从信号中确定最小幅度、确定与最小幅度相关联的最小时间(Tmin)、最大幅度、与最大幅度相关联的最大时间(Tmax)；
a)确定(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin)是否小于预先确定的比率；
以及
(e)响应于确定(|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|)是否小于该预先确定的比率，确定是否调整一个或多个控制起搏参数，其中该控制起搏参数是AV延迟、心室间(VV)延迟、起搏向量以及起搏输出中的一个。
实施例19.一种使用植入式起搏器的方法，该方法包括：
(a)利用该起搏器在在前的心房事件之后以房室(AV)延迟将起搏脉冲递送至患者的心室。
(b)利用该起搏器在该起搏脉冲之后从患者的心室感测信号；
(c)利用该起搏器从所感知的信号获取特征组，该特征组包括最小幅度、与最小幅度(Minamp)相关联的最小时间(Tmin)、最大幅度、与最大幅度(Maxamp)相关联的最大时间(Tmax)；
(2)利用该起搏器确定心室起搏脉冲是否使用该特征组有效地夺获了患者的心室；
(e)利用该起搏器确定是否存在一个或多个组织延迟条件，该延迟条件包括：
a)|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin)小于预先确定的比率；以及
b.)|Minamp|小于预先确定的阈值并且存在有效的夺获；
(4)响应于确定存在组织延迟，利用该起搏器调整一个或多个起搏脉冲参数，该起搏脉冲参数是AV延迟、心室间(VV)延迟、起搏向量以及起搏输出中的一个或多个；以及
(5)利用该起搏器控制脉冲发生器在此之后递送具有经调整的一个或多个起搏脉冲参数的起搏脉冲。
实施例20.一种医疗设备系统，该医疗设备系统包括用于执行实施例19中的方法的装置。
实施例21.一种包括指令的非瞬态计算机可读存储介质，该指令当由医疗设备系统的处理电路系统执行时，使得该处理电路执行如实施例19中的方法。
实施例22.一种根据实施例1到19中任一个的方法。
由此，已描述了用于CRT控制参数(例如，AV延迟、VV延迟等)的闭环或开环调整的IMD系统和方法的各种实施例。然而，本领域的普通技术人员将理解，可以在不脱离权利要求书的范围的情况下对所描述的实施例做出各种修改。这些以及其他示例在所附权利要求的范围内。

Claims (16)

1.一种心脏起搏器，所述心脏起搏器包括：
(a)脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成用于在在前的心房事件之后以房室AV延迟将起搏脉冲递送至患者的心室；
(b)感测电路，所述感测电路被配置成用于在递送所述起搏脉冲之后从所述患者的心室感测信号；
(c)处理电路，所述处理电路耦合至所述脉冲发生器以及所述感测电路并且被配置成用于控制所述脉冲发生器，所述处理电路进一步被配置成用于：
(1)从所感知的信号获取特征组，所述特征组包括最小幅度、与所述最小幅度Minamp相关联的最小时间Tmin、最大幅度、与所述最大幅度Maxamp相关联的最大时间Tmax；
(2)确定递送到所述心室的所述起搏脉冲是否使用所述特征组有效地夺获了所述患者的心室；
(3)确定是否存在一个或多个组织延迟条件，所述延迟条件包括：
a)|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|小于预先确定的比率；以及b.)|Minamp|小于预先确定的阈值并且存在有效的夺获；
(4)响应于确定存在组织延迟，调整一个或多个起搏脉冲参数，所述起搏脉冲参数是AV延迟、心室间VV延迟、起搏向量以及起搏输出中的一个或多个；以及
(5)控制所述脉冲发生器在此之后递送具有经调整的一个或多个起搏脉冲参数的起搏脉冲。
2.根据权利要求1所述的心脏起搏器，其特征在于，所述预先确定的比率为0.1mV/ms。
3.根据权利要求1所述的心脏起搏器，其特征在于，多极引线被采用以用于将起搏刺激递送至左心室。
4.根据权利要求3所述的心脏起搏器，其特征在于，引线被采用以用于将起搏刺激递送至右心室。
5.根据权利要求4所述的心脏起搏器，其特征在于，所述多极引线包括四个或更多个电极。
6.根据权利要求3所述的心脏起搏器，其特征在于，所述多极引线包括四个或更多个左心室(LV)电极，每一个电极以小于(<)或等于60毫秒(ms)的短AV延迟并且以足够用于LV夺获的能量进行起搏，而非起搏的LV电极可被用于感测对于所递送的起搏的响应。
7.根据权利要求4所述的心脏起搏器，其特征在于，所述处理电路被进一步配置成用于响应于起搏刺激的递送，确定组织延迟的存在，其中所述Minamp小于预先指定的幅度阈值。
8.根据权利要求4所述的心脏起搏器，其特征在于，所述处理电路被进一步配置成用于响应于起搏刺激的递送，确定组织延迟的存在，其中所述比率|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|小于预先确定的比率。
9.根据权利要求8所述的心脏起搏器，进一步包括：
图形用户界面，所述图形用户界面用于响应于起搏刺激的递送，显示组织延迟存在于LV电极处。
10.根据权利要求1所述的心脏起搏器，其特征在于，处理电路被配置成用于响应于确定所述|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|小于预先确定的比率，确定存在局部组织延迟。
11.根据权利要求3所述的心脏起搏器，其特征在于，响应于确定所述|Maxamp-Minamp|/|Tmax-Tmin|小于预先确定的比率，所述AV延迟被缩短为短AV延迟。
12.根据权利要求3所述的心脏起搏器，其特征在于，所述AV延迟被缩短至小于或等于80ms。
13.根据权利要求6所述的心脏起搏器，其特征在于，所述AV延迟减少一预先指定的水平，所述预先指定的水平为5ms、10ms、15ms、20ms、25ms、30ms、35ms、以及50ms中的一个。
14.根据权利要求1所述的心脏起搏器，其特征在于，获取所述信号包括选择包括左心室电极和右心室线圈电极的感测向量。
15.根据权利要求11所述的心脏起搏器，其特征在于，所述脉冲发生器被配置成用于以所述短AV延迟递送双心室起搏。
16.根据权利要求1所述的心脏起搏器，其特征在于，所述处理电路进一步被配置成用于调整所述VV延迟，使得左心室起搏刺激在右心室起搏刺激之前被递送。
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Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10206601B2 (en) 2013-12-09 2019-02-19 Medtronic, Inc. Noninvasive cardiac therapy evaluation
US20190076660A1 (en) * 2017-09-11 2019-03-14 Pacesetter, Inc. Systems and methods for normalizing cardiac electrical conditions of measured hemodynamic variations for use in cardiac pacing device optimization processes
EP3773187A1 (en) 2018-03-29 2021-02-17 Medtronic, Inc. Left ventricular assist device adjustment and evaluation
US10645017B2 (en) * 2018-05-09 2020-05-05 Biosig Technologies, Inc. Systems, apparatus, and methods for conveying biomedical signals between a patient and monitoring and treatment devices
US11298548B2 (en) 2019-01-23 2022-04-12 Medtronic, Inc. Dual-electrogram based control of cardiac resynchronization therapy
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
US11464984B2 (en) * 2020-02-04 2022-10-11 Pacesetter, Inc. Leadless pacemaker systems, devices and methods that monitor for atrial capture
US11813464B2 (en) 2020-07-31 2023-11-14 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system evaluation
US11911622B2 (en) 2020-09-22 2024-02-27 Medtronic, Inc. Conduction system pacing with adaptive timing to maintain AV and interventricular synchrony
CN112274777A (zh) * 2020-11-03 2021-01-29 复旦大学附属中山医院 一种在室间隔左心室侧实现左束支起搏的无导线起搏系统
US11691018B2 (en) 2021-02-19 2023-07-04 Cardioinsight Technologies Inc. Using implantable medical devices to augment noninvasive cardiac mapping
WO2024020918A1 (en) * 2022-07-28 2024-02-01 Medtronic, Inc. Discriminating between left bundle branch area pacing and ventricular septal pacing
WO2024032416A1 (zh) * 2022-08-08 2024-02-15 合源医疗器械(上海)有限公司 用于发放脉冲刺激的医疗器械

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104968393A (zh) * 2012-12-06 2015-10-07 美敦力公司 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

Family Cites Families (322)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4233987A (en) 1978-08-18 1980-11-18 Alfred Feingold Curvilinear electrocardiograph electrode strip
US4674511A (en) 1979-04-30 1987-06-23 American Hospital Supply Corporation Medical electrode
US4497326A (en) 1981-04-06 1985-02-05 Curry Paul V L Heart pacing lead
US4402323A (en) 1981-05-12 1983-09-06 Medtronic, Inc. Disposable electrophysiological exploring electrode needle
PL133646B1 (en) 1981-10-22 1985-06-29 Os Bad Rozwojowy Tech Medyc Non-invasive method of measuring activation of hearth stimuli conducting system between successive stimulations
US4428378A (en) 1981-11-19 1984-01-31 Medtronic, Inc. Rate adaptive pacer
US4566456A (en) 1984-10-18 1986-01-28 Cordis Corporation Apparatus and method for adjusting heart/pacer rate relative to right ventricular systolic pressure to obtain a required cardiac output
US4763660A (en) 1985-12-10 1988-08-16 Cherne Industries, Inc. Flexible and disposable electrode belt device
US4787389A (en) 1987-07-16 1988-11-29 Tnc Medical Devices Pte. Ltd. Using an implantable antitachycardia defibrillator circuit
US4777955A (en) 1987-11-02 1988-10-18 Cordis Corporation Left ventricle mapping probe
DE3816042A1 (de) 1988-05-10 1989-11-23 Alt Eckhard Energiesparender herzschrittmacher
CN1030597C (zh) 1988-12-30 1996-01-03 中日友好医院 体表心电峰值记录分析方法及其标测图装置
US5054496A (en) 1988-07-15 1991-10-08 China-Japan Friendship Hospital Method and apparatus for recording and analyzing body surface electrocardiographic peak maps
US5052388A (en) 1989-12-22 1991-10-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator
DE4131103C1 (en) 1991-09-16 1993-04-01 Medizinische Fakultaet (Charite) Der Humboldt-Universitaet Zu Berlin, O-1040 Berlin, De Evaluation of ECG maps, e.g in cardiography - using electrodes placed near patient thorax to measure electrical field of heart, and projecting voltages to form spherical image of heart with iso-intensity lines on surface
US5311873A (en) 1992-08-28 1994-05-17 Ecole Polytechnique Comparative analysis of body surface potential distribution during cardiac pacing
US5687737A (en) 1992-10-09 1997-11-18 Washington University Computerized three-dimensional cardiac mapping with interactive visual displays
US5334220A (en) 1992-11-13 1994-08-02 Siemens Pacesetter, Inc. Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same
US5485849A (en) 1994-01-31 1996-01-23 Ep Technologies, Inc. System and methods for matching electrical characteristics and propagation velocities in cardiac tissue
US5443492A (en) 1994-02-02 1995-08-22 Medtronic, Inc. Medical electrical lead and introducer system for implantable pulse generator
US5552645A (en) 1994-06-08 1996-09-03 Siemens Medical Systems, Inc. Automatic probe activation
US5876336A (en) 1994-10-11 1999-03-02 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for guiding movable electrode elements within multiple-electrode structure
US6055448A (en) 1994-11-07 2000-04-25 Anderson; John Mccune Sensor device
US5628778A (en) 1994-11-21 1997-05-13 Medtronic Inc. Single pass medical electrical lead
US5514163A (en) 1995-02-21 1996-05-07 Medtronic, Inc. Dual chamber pacing system and method with optimized adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy
US6246898B1 (en) 1995-03-28 2001-06-12 Sonometrics Corporation Method for carrying out a medical procedure using a three-dimensional tracking and imaging system
US5671752A (en) 1995-03-31 1997-09-30 Universite De Montreal/The Royal Insitution For The Advancement Of Learning (Mcgill University) Diaphragm electromyography analysis method and system
US6532379B2 (en) 1995-05-04 2003-03-11 Robert A. Stratbucker Bio-electic interface adapter with twelve-lead ECG capability and provision for defibrillation
WO1997017893A1 (en) 1995-11-13 1997-05-22 Heart Rhythm Technologies, Inc. System and method for analyzing electrogram waveforms
US6915149B2 (en) 1996-01-08 2005-07-05 Biosense, Inc. Method of pacing a heart using implantable device
KR19990077062A (ko) 1996-01-08 1999-10-25 니심 다비쉬 심장 제어 방법 및 시스템
US5683432A (en) 1996-01-11 1997-11-04 Medtronic, Inc. Adaptive, performance-optimizing communication system for communicating with an implanted medical device
US5683429A (en) 1996-04-30 1997-11-04 Medtronic, Inc. Method and apparatus for cardiac pacing to prevent atrial fibrillation
US6311089B1 (en) 1996-05-14 2001-10-30 Pacesetter, Inc. Implantable stimulation device and method for determining ventricular and atrial sensitivity thresholds
EP0912137A4 (en) 1996-07-17 2001-04-11 Cambridge Heart Inc GENERATION OF LOCAL CARDIAL INTERVENTIONS
WO1998026712A1 (en) 1996-12-18 1998-06-25 John Mccune Anderson Apparatus for body surface mapping
US6625482B1 (en) 1998-03-06 2003-09-23 Ep Technologies, Inc. Graphical user interface for use with multiple electrode catheters
US6975900B2 (en) 1997-07-31 2005-12-13 Case Western Reserve University Systems and methods for determining a surface geometry
WO1999006112A1 (en) 1997-07-31 1999-02-11 Case Western Reserve University Electrolphysiological cardiac mapping system based on a non-contact non-expandable miniature multi-electrode catheter and method therefor
US5922014A (en) 1997-09-02 1999-07-13 Medtronic, Inc. Single pass lead and method of use
JP4208275B2 (ja) 1997-10-30 2009-01-14 株式会社東芝 心臓内電気現象の診断装置およびその現象の表示方法
US6128535A (en) 1997-12-05 2000-10-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic capture verification in multisite cardiac pacing
US6226542B1 (en) 1998-07-24 2001-05-01 Biosense, Inc. Three-dimensional reconstruction of intrabody organs
US6141588A (en) 1998-07-24 2000-10-31 Intermedics Inc. Cardiac simulation system having multiple stimulators for anti-arrhythmia therapy
US6301496B1 (en) 1998-07-24 2001-10-09 Biosense, Inc. Vector mapping of three-dimensionally reconstructed intrabody organs and method of display
US6358214B1 (en) 1998-08-19 2002-03-19 Misha Tereschouk ECG scanner
US6243603B1 (en) 1998-09-15 2001-06-05 Uab Research Foundation Methods and apparatus for detecting medical conditions of the heart
US7313444B2 (en) 1998-11-20 2007-12-25 Pacesetter, Inc. Self-anchoring coronary sinus lead
US6205357B1 (en) 1998-12-04 2001-03-20 Uab Research Foundation Methods and apparatus for detecting and treating medical conditions of the heart
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
US6115628A (en) 1999-03-29 2000-09-05 Medtronic, Inc. Method and apparatus for filtering electrocardiogram (ECG) signals to remove bad cycle information and for use of physiologic signals determined from said filtered ECG signals
WO2000069517A1 (en) 1999-05-12 2000-11-23 Medtronic, Inc. Monitoring apparatus using wavelet transforms for the analysis of heart rhythms
US7238158B2 (en) 1999-05-28 2007-07-03 Allez Physionix, Ltd. Pulse interleaving in doppler ultrasound imaging
US6377856B1 (en) 1999-06-14 2002-04-23 Pacesetter, Inc. Device and method for implanting medical leads
US6539259B1 (en) 1999-07-15 2003-03-25 Pacesetter, Inc. System and method of automatically adjusting sensitivity in an implantable cardiac stimulation device
CN1124824C (zh) 1999-09-27 2003-10-22 复旦大学 动态心电标测方法及其装置
US6442433B1 (en) 1999-10-26 2002-08-27 Medtronic, Inc. Apparatus and method for remote troubleshooting, maintenance and upgrade of implantable device systems
US6418346B1 (en) 1999-12-14 2002-07-09 Medtronic, Inc. Apparatus and method for remote therapy and diagnosis in medical devices via interface systems
US6473638B2 (en) 1999-12-24 2002-10-29 Medtronic, Inc. Medical device GUI for cardiac electrophysiology display and data communication
US6480745B2 (en) 1999-12-24 2002-11-12 Medtronic, Inc. Information network interrogation of an implanted device
US6584343B1 (en) 2000-03-15 2003-06-24 Resolution Medical, Inc. Multi-electrode panel system for sensing electrical activity of the heart
US6556860B1 (en) 2000-03-15 2003-04-29 The Regents Of The University Of California System and method for developing a database of body surface ECG flutter wave data maps for classification of atrial flutter
EP1949851A3 (en) 2000-03-17 2010-05-26 Medtronic, Inc. Heart failure monitor quick look summary for patient management systems
US6507756B1 (en) 2000-04-03 2003-01-14 Medtronic, Inc. Dual chamber pacing system having time-adaptive AV delay
DE60134223D1 (de) 2000-05-09 2008-07-10 Paieon Inc System und verfahren für drei-dimentionale rekonstruktion von einer arterie
US7349734B2 (en) 2000-05-15 2008-03-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for delivering defibrillation shock therapy while reducing electrical dispersion due to ventricular conduction disorder
AU2001275965B2 (en) 2000-07-18 2005-05-05 Motorola, Inc. Wireless electrocardiograph system and method
US6484118B1 (en) 2000-07-20 2002-11-19 Biosense, Inc. Electromagnetic position single axis system
US6650927B1 (en) 2000-08-18 2003-11-18 Biosense, Inc. Rendering of diagnostic imaging data on a three-dimensional map
AU2002212639A1 (en) 2000-10-18 2002-05-15 Paieon Inc. Method and system for positioning a device in a tubular organ
US6980675B2 (en) 2000-10-18 2005-12-27 Paieon, Inc. Method for processing images of coronary arteries
US7062315B2 (en) 2000-11-28 2006-06-13 Medtronic, Inc. Automated template generation algorithm for implantable device
WO2002064205A2 (en) 2001-02-13 2002-08-22 Quetzal Biomedical, Inc. Multi-electrode apparatus and method for treatment of congestive heart failure
US6766189B2 (en) 2001-03-30 2004-07-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for predicting acute response to cardiac resynchronization therapy
US6993389B2 (en) 2001-03-30 2006-01-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Identifying heart failure patients suitable for resynchronization therapy using QRS complex width from an intracardiac electrogram
US7058443B2 (en) 2001-04-26 2006-06-06 Medtronic, Inc. Diagnostic features in biatrial and biventricular pacing systems
US7697977B2 (en) 2002-11-27 2010-04-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for determining relative depolarization at multiple cardiac sensing sites
US6804555B2 (en) 2001-06-29 2004-10-12 Medtronic, Inc. Multi-site ventricular pacing system measuring QRS duration
US6856830B2 (en) 2001-07-19 2005-02-15 Bin He Method and apparatus of three dimension electrocardiographic imaging
US9326695B1 (en) 2004-11-12 2016-05-03 Orbital Research Inc Electrode harness and method of taking biopotential measurements
US6640136B1 (en) 2001-09-12 2003-10-28 Pacesetters, Inc. Implantable cardiac stimulation device with automatic electrode selection for avoiding cross-chamber stimulation
US6701186B2 (en) 2001-09-13 2004-03-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Atrial pacing and sensing in cardiac resynchronization therapy
AU2002362438A1 (en) 2001-10-04 2003-04-14 Case Western Reserve University Systems and methods for noninvasive electrocardiographic imaging (ecgi) using generalized minimum residual (gmres)
US7113823B2 (en) 2001-10-26 2006-09-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Morphology-based optimization of cardiac resynchronization therapy
US7286866B2 (en) 2001-11-05 2007-10-23 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method, system and computer product for cardiac interventional procedure planning
US6980866B2 (en) 2001-12-05 2005-12-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus for sensing cardiac contractile function
US6847836B1 (en) 2002-02-08 2005-01-25 Lenny Sujdak Emergency ECG electrode chest pad
IL148299A (en) 2002-02-21 2014-04-30 Technion Res & Dev Foundation Ultrasonic to the heart
US7346381B2 (en) 2002-11-01 2008-03-18 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Method and apparatus for medical intervention procedure planning
US7499743B2 (en) 2002-03-15 2009-03-03 General Electric Company Method and system for registration of 3D images within an interventional system
US6882882B2 (en) 2002-04-22 2005-04-19 Medtronic, Inc. Atrioventricular delay adjustment
US6968237B2 (en) 2002-05-22 2005-11-22 Pacesetter, Inc. Implantable coronary sinus lead and lead system
US7778686B2 (en) 2002-06-04 2010-08-17 General Electric Company Method and apparatus for medical intervention procedure planning and location and navigation of an intervention tool
US7043292B2 (en) 2002-06-21 2006-05-09 Tarjan Peter P Single or multi-mode cardiac activity data collection, processing and display obtained in a non-invasive manner
US7041061B2 (en) 2002-07-19 2006-05-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for quantification of cardiac wall motion asynchrony
US20070167809A1 (en) 2002-07-22 2007-07-19 Ep Medsystems, Inc. Method and System For Estimating Cardiac Ejection Volume And Placing Pacemaker Electrodes Using Speckle Tracking
US6978184B1 (en) 2002-07-29 2005-12-20 Marcus Frank I Optimization method for cardiac resynchronization therapy
US7123954B2 (en) 2002-09-19 2006-10-17 Sanjiv Mathur Narayan Method for classifying and localizing heart arrhythmias
US7031777B2 (en) 2002-09-27 2006-04-18 Medtronic, Inc. Cardiac vein lead with flexible anode and method for forming same
US7599730B2 (en) 2002-11-19 2009-10-06 Medtronic Navigation, Inc. Navigation system for cardiac therapies
US7697972B2 (en) 2002-11-19 2010-04-13 Medtronic Navigation, Inc. Navigation system for cardiac therapies
US7142922B2 (en) 2002-12-20 2006-11-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for predicting acute response to cardiac resynchronization therapy at a given stimulation site
US7215998B2 (en) 2003-01-06 2007-05-08 Medtronic, Inc. Synchronous pacemaker with AV interval optimization
US7013176B2 (en) 2003-01-28 2006-03-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for setting pacing parameters in cardiac resynchronization therapy
US6885889B2 (en) 2003-02-28 2005-04-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy based on left ventricular acceleration
US7610088B2 (en) 2003-02-28 2009-10-27 Medtronic, Inc. Method and apparatus for assessing left ventricular function and optimizing cardiac pacing intervals based on left ventricular wall motion
US7079895B2 (en) 2003-04-25 2006-07-18 Medtronic, Inc. Cardiac pacing for optimal intra-left ventricular resynchronization
US7107093B2 (en) 2003-04-29 2006-09-12 Medtronic, Inc. Use of activation and recovery times and dispersions to monitor heart failure status and arrhythmia risk
US7747047B2 (en) 2003-05-07 2010-06-29 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac CT system and method for planning left atrial appendage isolation
US7565190B2 (en) 2003-05-09 2009-07-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac CT system and method for planning atrial fibrillation intervention
US7142911B2 (en) 2003-06-26 2006-11-28 Pacesetter, Inc. Method and apparatus for monitoring drug effects on cardiac electrical signals using an implantable cardiac stimulation device
US7813785B2 (en) 2003-07-01 2010-10-12 General Electric Company Cardiac imaging system and method for planning minimally invasive direct coronary artery bypass surgery
CA2533538A1 (en) 2003-07-21 2005-01-27 Paieon Inc. Method and system for identifying an optimal image within a series of images that depict a moving organ
US7092759B2 (en) 2003-07-30 2006-08-15 Medtronic, Inc. Method of optimizing cardiac resynchronization therapy using sensor signals of septal wall motion
US7398116B2 (en) 2003-08-11 2008-07-08 Veran Medical Technologies, Inc. Methods, apparatuses, and systems useful in conducting image guided interventions
US7818040B2 (en) 2003-09-05 2010-10-19 Medtronic, Inc. Deflectable medical therapy delivery device having common lumen profile
EP1665130A4 (en) 2003-09-25 2009-11-18 Paieon Inc SYSTEM FOR THREE-DIMENSIONAL RECONSTRUCTION OF A TUBULAR ORGAN
US7233824B2 (en) 2003-10-07 2007-06-19 Medtronic, Inc. Secure and efficacious therapy delivery for an extra-systolic stimulation pacing engine
US7308299B2 (en) 2003-10-22 2007-12-11 General Electric Company Method, apparatus and product for acquiring cardiac images
US7142919B2 (en) 2003-10-24 2006-11-28 Medtronic, Inc. Reconfigurable, fault tolerant multiple-electrode cardiac lead systems
US7003350B2 (en) 2003-11-03 2006-02-21 Kenergy, Inc. Intravenous cardiac pacing system with wireless power supply
US7308297B2 (en) 2003-11-05 2007-12-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac imaging system and method for quantification of desynchrony of ventricles for biventricular pacing
US7684861B2 (en) 2003-11-13 2010-03-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable cardiac monitor upgradeable to pacemaker or cardiac resynchronization device
WO2005056108A2 (en) 2003-12-03 2005-06-23 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining an efficacious atrioventricular delay interval
US7184835B2 (en) 2003-12-12 2007-02-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for adjustable AVD programming using a table
US7486991B2 (en) 2003-12-24 2009-02-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Baroreflex modulation to gradually decrease blood pressure
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
RS49856B (sr) 2004-01-16 2008-08-07 Boško Bojović Uređaj i postupak za vizuelnu trodimenzionalnu prezentaciju ecg podataka
US7454248B2 (en) 2004-01-30 2008-11-18 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Method, apparatus and product for acquiring cardiac images
US7430309B2 (en) 2004-02-09 2008-09-30 Institut De Cardiologie De Montreal Computation of a geometric parameter of a cardiac chamber from a cardiac tomography data set
US7792572B1 (en) 2004-05-17 2010-09-07 Pacesetter, Inc. Ischemia detection using intra-cardiac signals
US7765001B2 (en) 2005-08-31 2010-07-27 Ebr Systems, Inc. Methods and systems for heart failure prevention and treatments using ultrasound and leadless implantable devices
CA2481631A1 (en) 2004-09-15 2006-03-15 Dspfactory Ltd. Method and system for physiological signal processing
US20060074285A1 (en) 2004-09-24 2006-04-06 Paieon Inc. Apparatus and method for fusion and in-operating-room presentation of volumetric data and 3-D angiographic data
US7509170B2 (en) 2005-05-09 2009-03-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic capture verification using electrocardiograms sensed from multiple implanted electrodes
US7457664B2 (en) 2005-05-09 2008-11-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Closed loop cardiac resynchronization therapy using cardiac activation sequence information
WO2006105474A2 (en) 2005-03-31 2006-10-05 Proteus Biomedical, Inc. Automated optimization of multi-electrode pacing for cardiac resynchronization
US20080058656A1 (en) 2004-10-08 2008-03-06 Costello Benedict J Electric tomography
US7426412B1 (en) 2004-10-13 2008-09-16 Pacesetter, Inc. Evoked potential and impedance based determination of diaphragmatic stimulation
US7664550B2 (en) 2004-11-30 2010-02-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting left ventricular lead displacement based upon EGM change
US7684863B2 (en) 2004-12-20 2010-03-23 Medtronic, Inc. LV threshold measurement and capture management
US8050756B2 (en) 2004-12-20 2011-11-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Circuit-based devices and methods for pulse control of endocardial pacing in cardiac rhythm management
JP2008523929A (ja) 2004-12-21 2008-07-10 シドニー ウエスト エリア ヘルス サービス 電気生理学データの自動処理
EP1835964B1 (en) 2004-12-21 2016-03-09 EBR Systems, Inc. Leadless cardiac system for pacing and arrhythmia treatment
US20080021336A1 (en) 2006-04-24 2008-01-24 Dobak John D Iii Devices and methods for accelerometer-based characterization of cardiac synchrony and dyssynchrony
US20060178586A1 (en) 2005-02-07 2006-08-10 Dobak John D Iii Devices and methods for accelerometer-based characterization of cardiac function and identification of LV target pacing zones
US7515959B2 (en) 2005-03-31 2009-04-07 Medtronic, Inc. Delivery of CRT therapy during AT/AF termination
US7555340B2 (en) 2005-04-01 2009-06-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrogram morphology-based CRT optimization
US8214041B2 (en) 2005-04-19 2012-07-03 Medtronic, Inc. Optimization of AV intervals in single ventricle fusion pacing through electrogram morphology
US8412314B2 (en) 2005-04-25 2013-04-02 Charles Olson Location and displaying an ischemic region for ECG diagnostics
US8332030B2 (en) 2005-04-27 2012-12-11 Medtronic, Inc. Device and method for providing atrial-synchronized ventricular pacing with selective atrial tracking
US7769451B2 (en) 2005-04-28 2010-08-03 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy
JP2008539857A (ja) 2005-05-03 2008-11-20 パイエオン インコーポレイテッド 両心室ペースメーカーのリードおよび電極を配置するための方法および装置
EP1906821B1 (en) 2005-07-22 2020-01-15 Case Western Reserve University System for noninvasive electrocardiographic imaging (ecgi)
US10406366B2 (en) 2006-11-17 2019-09-10 Respicardia, Inc. Transvenous phrenic nerve stimulation system
US7570999B2 (en) 2005-12-20 2009-08-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable device for treating epilepsy and cardiac rhythm disorders
US7751882B1 (en) 2005-12-21 2010-07-06 Pacesetter, Inc. Method and system for determining lead position for optimized cardiac resynchronization therapy hemodynamics
US7848807B2 (en) 2005-12-30 2010-12-07 Medtronic, Inc. Closed loop optimization of A-V and V-V timing
US8175703B2 (en) 2006-01-25 2012-05-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization therapy parameter optimization
US7567836B2 (en) 2006-01-30 2009-07-28 Cardiac Pacemakers, Inc. ECG signal power vector detection of ischemia or infarction
US7860580B2 (en) 2006-04-24 2010-12-28 Medtronic, Inc. Active fixation medical electrical lead
US7792584B2 (en) 2006-04-25 2010-09-07 Medtronic, Inc. System and method for characterization of atrial wall using digital signal processing
US8075486B2 (en) 2006-05-03 2011-12-13 Biosense Webster, Inc. Enhanced ultrasound image display
EP2029227A1 (en) 2006-05-31 2009-03-04 St. Jude Medical AB A method in an imd system
US7505810B2 (en) 2006-06-13 2009-03-17 Rhythmia Medical, Inc. Non-contact cardiac mapping, including preprocessing
US8725255B2 (en) 2006-11-17 2014-05-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using cardiac activation sequence information
US7616993B2 (en) 2006-11-27 2009-11-10 Biotronik Crm Patent Ag Heart stimulator using a Bezier function to define AV-delay values
US7765002B2 (en) 2006-12-08 2010-07-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Rate aberrant beat selection and template formation
US7702390B1 (en) * 2006-12-13 2010-04-20 Pacesetter, Inc. Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy
US7941213B2 (en) 2006-12-28 2011-05-10 Medtronic, Inc. System and method to evaluate electrode position and spacing
US8195292B2 (en) 2007-02-16 2012-06-05 Pacestter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using parameter estimation from realtime electrode motion tracking
US8155756B2 (en) 2007-02-16 2012-04-10 Pacesetter, Inc. Motion-based optimization for placement of cardiac stimulation electrodes
US20080242976A1 (en) 2007-03-30 2008-10-02 Proteus Biomedical, Inc. Electric field tomography
US7912544B1 (en) 2007-04-20 2011-03-22 Pacesetter, Inc. CRT responder model using EGM information
US7706879B2 (en) 2007-04-30 2010-04-27 Medtronic, Inc. Apparatus and methods for automatic determination of a fusion pacing pre-excitation interval
US7769464B2 (en) 2007-04-30 2010-08-03 Medtronic, Inc. Therapy adjustment
US7957799B2 (en) 2007-04-30 2011-06-07 Medtronic, Inc. Non-invasive cardiac potentiation therapy
US20080281195A1 (en) 2007-05-09 2008-11-13 General Electric Company System and method for planning LV lead placement for cardiac resynchronization therapy
US8213693B1 (en) 2007-05-16 2012-07-03 General Electric Company System and method to track and navigate a tool through an imaged subject
US8160700B1 (en) 2007-05-16 2012-04-17 Pacesetter, Inc. Adaptive single site and multi-site ventricular pacing
US20090005831A1 (en) 2007-06-01 2009-01-01 Wilson Lon P Method, apparatus and protocol for screening appropriate patient candidates and for cardiac resychronization therapy (crt), determining cardiac functional response to adjustments of ventricular pacing devices and follow-up of crt patient outcomes
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
US9037239B2 (en) 2007-08-07 2015-05-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus to perform electrode combination selection
US20090048528A1 (en) 2007-08-16 2009-02-19 Bruce Hopenfeld System and methods for detecting ischemia with a limited extracardiac lead set
WO2009025824A1 (en) 2007-08-20 2009-02-26 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with biased electrode
US8326418B2 (en) 2007-08-20 2012-12-04 Medtronic, Inc. Evaluating therapeutic stimulation electrode configurations based on physiological responses
US20090054941A1 (en) 2007-08-20 2009-02-26 Medtronic, Inc. Stimulation field management
US20090112109A1 (en) 2007-08-31 2009-04-30 Pawel Kuklik Reconstruction of geometry of a body component and analysis of spatial distribution of electrophysiological values
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
US8485980B2 (en) 2007-09-28 2013-07-16 Maquet Critical Care Ab Electrode positioning
US8180428B2 (en) 2007-10-03 2012-05-15 Medtronic, Inc. Methods and systems for use in selecting cardiac pacing sites
US20090099469A1 (en) 2007-10-11 2009-04-16 Flores Pamela A Wireless ECG/EKG patient telemetry monitoring system
US8145306B2 (en) 2007-10-15 2012-03-27 Lessmeier Timothy J Method for optimizing CRT therapy
DE102007054178A1 (de) 2007-11-14 2009-05-20 Biotronik Crm Patent Ag Biventrikulärer Herzstimulator
ATE493169T1 (de) 2007-12-13 2011-01-15 Ela Medical Sa Medizinische vorrichtung zur bestimmung des herzzustands eines patienten, dem ein aktives implantat zur biventrikulären stimulation eingesetzt wurde
US20100280355A1 (en) 2007-12-14 2010-11-04 Grimm Richard A System and method to characterize cardiac function
EP2225724A1 (en) 2007-12-18 2010-09-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. System for multimodality fusion of imaging data based on statistical models of anatomy
US20090234414A1 (en) 2008-03-13 2009-09-17 Sambelashvili Aleksandre T Apparatus and methods of optimizing atrioventricular pacing delay intervals
US20090232448A1 (en) 2008-03-14 2009-09-17 Eci Technology, Inc. Fiber optic multiplexer
US7996070B2 (en) 2008-04-24 2011-08-09 Medtronic, Inc. Template matching method for monitoring of ECG morphology changes
US8814798B2 (en) 2008-04-25 2014-08-26 Medtronic, Inc. Implantable device and method for monitoring venous diameter
US8818482B2 (en) 2008-05-16 2014-08-26 Paul David Phillips Electrode patch monitoring device
WO2009148429A1 (en) 2008-06-02 2009-12-10 Medtronic, Inc. Electrogram storage for suspected non-physiological episodes
US9037240B2 (en) 2008-06-02 2015-05-19 Medtronic, Inc. Electrode lead integrity reports
US8379539B2 (en) 2008-06-03 2013-02-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for providing multiple access within a network
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
US8019409B2 (en) 2008-06-09 2011-09-13 Pacesetter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using electromechanical delay from realtime electrode motion tracking
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
US9259166B2 (en) 2008-08-11 2016-02-16 Washington University In St. Louis Systems and methods for on-site and real-time electrocardiographic imaging (ECGI)
US20100094149A1 (en) 2008-09-12 2010-04-15 Philadelphia Health & Education Corporation, D/B/A Drexel University College Of Medicine Noninvasive Ultrasound Cardiac Pacemaker and Defibrillator
US8090443B2 (en) 2008-09-15 2012-01-03 Xiaoyi Min Monitoring HF exacerbation and cardiac resynchronization therapy performance
WO2010039501A1 (en) 2008-10-03 2010-04-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and apparatuses for cardiac resynchronization therapy mode selection based on intrinsic conduction
EP2346398B1 (en) 2008-10-23 2013-08-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Cardiac- and/or respiratory-gated image acquisition system for virtual anatomy enriched real-time 2d imaging in interventional radiofrequency ablation or pacemaker placement procedures
US8554314B2 (en) 2008-10-31 2013-10-08 Medtronic, Inc. Device and method to detect the severity of ischemia and heart attack risk
US9446246B2 (en) 2008-11-07 2016-09-20 Pacesetter, Inc. Identification of electro-mechanical dysynchrony with a non-cardiac resynchronization therapeutic device
EP2345024B1 (en) 2008-11-10 2017-11-08 Cardioinsight Technologies, Inc. Visualization of electrophysiology data
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
US9055880B2 (en) 2008-12-18 2015-06-16 Maquet Critical Care Ab Method and apparatus for determining an in vivo position of an esophageal catheter
US20100174137A1 (en) 2009-01-06 2010-07-08 Youngtack Shim Adaptive stimulation systems and methods
US20100198292A1 (en) 2009-01-30 2010-08-05 Medtronic, Inc. Evaluating electrode configurations for delivering cardiac pacing therapy
US8755881B2 (en) 2009-01-30 2014-06-17 Medtronic, Inc. Pacing therapy adjustment based on ventriculo-atrial delay
US8204590B2 (en) 2009-01-30 2012-06-19 Medtronic, Inc. Fusion pacing interval determination
US8219186B2 (en) 2009-03-05 2012-07-10 Chen Guangren Non-invasive system and method for scanning the heart
US20100234916A1 (en) 2009-03-11 2010-09-16 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University System and method for ventricular pace timing based on isochrones
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
EP2435132B1 (en) 2009-05-27 2013-08-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Phrenic nerve activation detection
US8886313B2 (en) 2009-07-02 2014-11-11 Cardiac Pacemakers Inc. Systems and methods for ranking and selection of pacing vectors
US8391980B2 (en) 2009-07-07 2013-03-05 Pacesetter, Inc. Method and system for identifying a potential lead failure in an implantable medical device
US9387329B2 (en) 2009-07-22 2016-07-12 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining ventricular pacing sites for use with multi-pole leads
US8626260B2 (en) 2009-08-27 2014-01-07 William Crosby Expandable electrode pad
US8285377B2 (en) 2009-09-03 2012-10-09 Pacesetter, Inc. Pacing, sensing and other parameter maps based on localization system data
US20110054560A1 (en) 2009-09-03 2011-03-03 Pacesetter, Inc. Pacing, sensing and other parameter maps based on localization system data
US20110075896A1 (en) 2009-09-25 2011-03-31 Kazuhiko Matsumoto Computer readable medium, systems and methods for medical image analysis using motion information
US8731642B2 (en) 2009-11-08 2014-05-20 Paieon Inc. Apparatus and method for locating a device tip within a volume
US8412327B2 (en) 2009-11-18 2013-04-02 Pacesetter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using vector measurements obtained from realtime electrode position tracking
JP5762723B2 (ja) 2009-11-20 2015-08-12 株式会社半導体エネルギー研究所 変調回路及びそれを備えた半導体装置
US9381363B2 (en) 2009-12-07 2016-07-05 Pacesetter, Inc. Optimal pacing configuration via ventricular conduction delays
SE534636C2 (sv) 2009-12-12 2011-11-01 Anna Bjaellmark Ett system för kvantifiering och visualisering av hjärtats rotationsmönster
US20110144510A1 (en) 2009-12-16 2011-06-16 Pacesetter, Inc. Methods to identify damaged or scarred tissue based on position information and physiological information
US8942818B2 (en) 2009-12-30 2015-01-27 Medtronic, Inc. Communication with an implantable medical device during implantation
US9265951B2 (en) 2010-02-12 2016-02-23 The Brigham And Women's Hospital System and method for automated adjustment of cardiac resynchronization therapy control parameters
US20110213260A1 (en) 2010-02-26 2011-09-01 Pacesetter, Inc. Crt lead placement based on optimal branch selection and optimal site selection
US20110319954A1 (en) 2010-06-28 2011-12-29 Pacesetter, Inc. Metrics and techniques for optimization of cardiac therapies
WO2012003122A1 (en) 2010-07-01 2012-01-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Rhythm correlation diagnostic measurement
US9271680B2 (en) 2010-09-17 2016-03-01 Cardioinsight Technologies, Inc. System and methods for computing activation maps
US8401646B2 (en) 2010-10-21 2013-03-19 Medtronic, Inc. Method and apparatus to determine the relative energy expenditure for a plurality of pacing vectors
US8718770B2 (en) 2010-10-21 2014-05-06 Medtronic, Inc. Capture threshold measurement for selection of pacing vector
US8583230B2 (en) 2011-01-19 2013-11-12 Pacesetter, Inc. Systems and methods for selectively limiting multi-site ventricular pacing delays during optimization of cardiac resynchronization therapy parameters
EP2670480A4 (en) 2011-02-01 2015-09-02 Brigham & Womens Hospital SYSTEM AND METHOD FOR GENERATING CONTROL PARAMETERS FOR CARDIAL RESYNCHRONIZATION THERAPY USING VENTRICULAR ACTIVATION SIMULATION AND SURFACE ECG REGISTRATION
US10016607B2 (en) 2011-02-08 2018-07-10 Pacesetter, Inc. Systems and methods for tracking stroke volume using hybrid impedance configurations employing a multi-pole implantable cardiac lead
EP2672889B1 (en) 2011-02-11 2021-04-07 The Johns Hopkins University System and method for planning a patient-specific cardiac procedure
BR112013020718A2 (pt) 2011-02-17 2016-10-18 Koninkl Philips Nv sistema, método e programa de computador para prover um mapa de atividade elétrica do coração de um ser vivo por meio de sinais elétricos do coração adquiridos através de uma pluralidade dos eletrodos de superfície em uma superfície externa do ser vivo
US8380308B2 (en) 2011-03-29 2013-02-19 Pacesetter, Inc. Systems and methods for optimizing ventricular pacing based on left atrial electromechanical activation detected by an AV groove electrode
US8972228B2 (en) 2011-05-03 2015-03-03 Medtronic, Inc. Assessing intra-cardiac activation patterns
US8617082B2 (en) 2011-05-19 2013-12-31 Medtronic, Inc. Heart sounds-based pacing optimization
US8876727B2 (en) 2011-05-19 2014-11-04 Medtronic, Inc. Phrenic nerve stimulation detection using heart sounds
US8718750B2 (en) 2011-05-26 2014-05-06 Biotronik Se & Co. Kg Heart stimulator and method for A-V delay optimization
US20120330179A1 (en) 2011-06-24 2012-12-27 Verathon, Inc. Electrode contact-quality evaluation
CA2841381C (en) 2011-07-05 2016-12-06 Cardioinsight Technologies, Inc. System and methods to facilitate providing therapy to a patient
US9615790B2 (en) 2011-07-14 2017-04-11 Verathon Inc. Sensor device with flexible joints
US8897851B2 (en) 2011-07-14 2014-11-25 Verathon Inc. Releasable liner for sensor device
EP2731672B1 (en) 2011-07-14 2019-06-05 Brigham and Women's Hospital, Inc. System and method for automated adjustment of cardiac resynchronization therapy control parameters
US8527050B2 (en) 2011-07-28 2013-09-03 Medtronic, Inc. Method for discriminating anodal and cathodal capture
US8744576B2 (en) 2011-07-29 2014-06-03 Medtronic, Inc. Sampling intrinsic AV conduction time
US8954160B2 (en) 2011-09-02 2015-02-10 Medtronic, Inc. Detection of extracardiac stimulation by a cardiac rhythm management device
US20130072790A1 (en) 2011-09-19 2013-03-21 University Of Pittsburgh-Of The Commonwealth System Of Higher Education Selection and optimization for cardiac resynchronization therapy
CA2754429A1 (en) 2011-10-05 2013-04-05 Kingston General Hospital Method and system for differentiating between supraventricular tachyarrhythmia and ventricular tachyarrhythmia
US9549683B2 (en) 2011-10-12 2017-01-24 Cardioinsight Technologies, Inc. Sensing zone for spatially relevant electrical information
US8861830B2 (en) 2011-11-07 2014-10-14 Paieon Inc. Method and system for detecting and analyzing heart mechanics
US9037238B2 (en) 2011-11-21 2015-05-19 Michael C. Soldner Method for efficient delivery of dual site pacing
US8639333B2 (en) 2011-11-21 2014-01-28 Medtronic, Inc. Method and apparatus for adaptive cardiac resynchronization therapy employing a multipolar left ventricular lead
US8682433B2 (en) 2011-11-21 2014-03-25 Medtronic, Inc. Method for efficient delivery of dual site pacing
US9199087B2 (en) 2011-11-21 2015-12-01 Medtronic, Inc. Apparatus and method for selecting a preferred pacing vector in a cardiac resynchronization device
US9956416B2 (en) 2011-12-22 2018-05-01 Medtronic, Inc. Monitoring activation times for use in determining pacing effectiveness
US9002454B2 (en) 2011-12-23 2015-04-07 Medtronic, Inc. Tracking pacing effectiveness based on waveform features
US8886315B2 (en) 2011-12-23 2014-11-11 Medtronic, Inc. Effectiveness of ventricular sense response in CRT
US8738813B1 (en) 2011-12-27 2014-05-27 Emc Corporation Method and apparatus for round trip synchronous replication using SCSI reads
US8768465B2 (en) 2012-02-17 2014-07-01 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization derived from multipolar leads or multiple electrodes during biventricular pacing
US10413203B2 (en) 2012-03-27 2019-09-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Baseline determination for phrenic nerve stimulation detection
US8958876B2 (en) 2012-03-27 2015-02-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Determination of phrenic nerve stimulation threshold
US20130289640A1 (en) 2012-04-27 2013-10-31 Medtronic, Inc. Heart sound-based pacing vector selection system and method
US9204815B2 (en) 2012-05-04 2015-12-08 The Cleveland Clinic Foundation Frequency analysis tool for cardiac resynchronization
US9155897B2 (en) 2012-05-04 2015-10-13 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during biventricular pacing
EP2846684B1 (en) 2012-05-09 2021-11-03 CardioInsight Technologies, Inc. Channel integrity detection
JP2013252180A (ja) 2012-06-05 2013-12-19 Nippon Koden Corp 生体電極および生体電極ロール
US8527051B1 (en) 2012-07-10 2013-09-03 St. Jude Medical Ab Detection and reduction of phrenic nerve stimulation
US9272151B2 (en) 2012-07-12 2016-03-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Adaptive phrenic nerve stimulation detection
US8781584B2 (en) 2012-11-15 2014-07-15 Medtronic, Inc. Capture threshold measurement for selection of pacing vector
US9320905B2 (en) 2012-12-06 2016-04-26 Medtronic, Inc. Effective capture test
US8738132B1 (en) 2012-12-06 2014-05-27 Medtronic, Inc. Effective capture test
US9061157B2 (en) * 2012-12-06 2015-06-23 Medtronic, Inc. Effective capture
US9604064B2 (en) 2013-02-21 2017-03-28 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
US9179846B2 (en) 2013-03-15 2015-11-10 Pacesetter, Inc. Method and system for characterizing cardiac function based on dynamic impedance
EP2968946B1 (en) 2013-03-15 2020-10-28 Medtronic Inc. Modulate pacing rate to increase the percentage of effective ventricular capture during atrial fibrillation
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
US9877789B2 (en) 2013-06-12 2018-01-30 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
US9474457B2 (en) 2013-06-12 2016-10-25 Medtronic, Inc. Metrics of electrical dyssynchrony and electrical activation patterns from surface ECG electrodes
US10251555B2 (en) 2013-06-12 2019-04-09 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
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
US9132274B2 (en) 2013-07-26 2015-09-15 Medtronic, Inc. Determining onsets and offsets of cardiac depolarization and repolarization waves
US9789319B2 (en) 2013-11-21 2017-10-17 Medtronic, Inc. Systems and methods for leadless cardiac resynchronization therapy
US9320446B2 (en) 2013-12-09 2016-04-26 Medtronic, Inc. Bioelectric sensor device and methods
US10206601B2 (en) 2013-12-09 2019-02-19 Medtronic, Inc. Noninvasive cardiac therapy evaluation
US9339656B2 (en) * 2014-02-28 2016-05-17 Medtronic, Inc. Methods and systems for identifying reasons for ineffective left ventricular capture in cardiac resynchronization therapy based on EGM morphology
US9776009B2 (en) 2014-03-20 2017-10-03 Medtronic, Inc. Non-invasive detection of phrenic nerve stimulation
US9707401B2 (en) 2014-07-30 2017-07-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Pacing site and configuration optimization using a combination of electrical and mechanical information
US9591982B2 (en) 2014-07-31 2017-03-14 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy
US9764143B2 (en) 2014-08-15 2017-09-19 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuration of interventricular interval
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
US9750941B2 (en) 2015-01-23 2017-09-05 Medtronic, Inc. Criteria for determination of local tissue latency near pacing lead electrodes
US9737223B2 (en) 2015-05-13 2017-08-22 Medtronic, Inc. Determining onset of cardiac depolarization and repolarization waves for signal processing
US11219769B2 (en) 2016-02-26 2022-01-11 Medtronic, Inc. Noninvasive methods and systems of determining the extent of tissue capture from cardiac pacing
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
US10987517B2 (en) 2017-03-15 2021-04-27 Medtronic, Inc. Detection of noise signals in cardiac signals

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104968393A (zh) * 2012-12-06 2015-10-07 美敦力公司 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

Also Published As

Publication number Publication date
CN110382042A (zh) 2019-10-25
US10532213B2 (en) 2020-01-14
EP3589362B1 (en) 2023-03-01
EP3589362A1 (en) 2020-01-08
WO2018160928A1 (en) 2018-09-07
US20180250514A1 (en) 2018-09-06

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