CN112689527B - 用于心脏再同步疗法的自动优化希氏束起搏的心脏刺激系统 - Google Patents

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Abstract

对患者心脏执行心脏再同步疗法(CRT)的系统和方法包括刺激系统的使用，该刺激系统具有至少一个处理器、至少一个存储器、脉冲生成器、位于靠近患者心脏的希氏束的刺激电极和适配于感测患者心脏的左心室(LV)的电活动的感测电极。通过使用脉冲生成器并通过刺激电极施加具有第一脉冲能量的希氏束起搏(HBP)脉冲来提供CRT。然后使用感测电极测量响应于HBP脉冲的LV激活时间。基于LV激活时间修改脉冲生成器的至少一个设置，从而可以使用修改后的脉冲能量经由刺激电极由脉冲生成器提供随后的HBP脉冲。

Description

用于心脏再同步疗法的自动优化希氏束起搏的心脏刺激系统
相关申请的交叉引用
本申请要求2018年11月5日提交的美国非临时性申请序列号16/181,234的优先权，其全部公开通过引用并入本文。
技术领域
本公开总体涉及植入式心脏刺激设备。更具体地，本公开针对心脏刺激系统，该系统包括用于希氏束起搏的引线，并且包括用于自动识别和实施用于递送希氏束起搏的心脏刺激系统的设置的逻辑，以用于心脏再同步疗法(CRT)。本公开还涉及使用这样的刺激系统执行CRT的方法。
背景技术
在正常人的心脏中，一般位于上腔静脉和右心房交界附近的窦房结构成了启动心脏腔室的节律性电激发的主要自然起搏器。从窦房结出现的心脏搏动传递到两个心房腔室，引起去极化，称为P波，并导致心房腔室收缩。激发脉冲经由房室(AV)结和由希氏的束(也称为希氏束)、左束支、右束支和浦肯野纤维组成的心室传导系统进一步传递到并通过心室，引起去极化和导致的心室腔室收缩。室间隔和心室的去极化一般称为QRS波群，通过心电图(ECG)和测量心脏电活动的类似设备的使用来观察和测量。
作为老化或疾病结果，这样的自然起搏和传导系统的中断可以通过使用植入式心脏刺激系统的人工心脏起搏成功地进行治疗，该植入式心脏刺激系统包括起搏器和植入式除颤器，以期望的能量和速率经由被植入与心脏组织接触的电极向心脏递送节律性电脉冲或其他抗心律失常疗法。在电脉冲足以诱导相关联的心脏组织的去极化的程度上，心脏组织被称为被捕获，并且导致捕获的最小电脉冲一般被称为捕获阈值。
在大多数个体中，最有效的心跳是由患者自身的自然起搏生理触发的。植入式心脏刺激系统旨在当患者心脏的自然起搏功能失效或行动低效时(诸如分别在窦性停搏和症状性心动过缓的情况下)或当心脏的传导系统失效或行动低效时(诸如分别在三度和二度(即，莫式II)AV阻滞的情况下)进行填补。在大量心力衰竭患者中，通过AV结和希氏束的自然传导是完整的，心室节律的中断是驻留在左束支和/或右束支的传导障碍的结果。
由于充血性心力衰竭的心脏扩张与通过心室的延迟传导相关联。因为导致的心脏腔室的同步性差，这样的延迟传导引起衰竭心脏的减小的血流动力学效率。
已发现希氏束的直接刺激(即，希氏束起搏(HBP))为各种患者提供血流动力学改善，包括那些遭受扩张型心肌病但具有正常心室激活的患者。可能受益于希氏束的直接刺激的患者的其他示例包括那些需要永久性心室起搏的具有房室交界(AVJ)消融或三度AV阻滞的患者。因此，当自然传导系统完整时，可以提供心脏腔室的血流动力学最优去极化定时。
心脏再同步疗法(CRT)，其中使用电脉冲来同步心室的收缩的疗法，已被示出可以改善许多患者中的心脏功能、寿命和心脏重塑。然而，跨患者间仍然存在相对低的响应率。为了改善CRT的结果，开发了CRT多点起搏。这样的多点起搏已被示出可以将响应率从约70％改善到高达90％。然而，很大一部分对CRT无响应或对CRT最低响应的患者保持无响应。
如前所述，HBP已被示出提供生理性改善的心室刺激，并通过固有传导路径促进房室和室间同步。此外，HBP还被示出消除长期右心室心尖起搏的各种负面效果，并纠正左束支阻滞(LBBB)。临床研究进一步证明，HBP能显著缩窄QRS持续时间，导致更接近类似于心脏的自然功能的电活动。因此，HBP可以证明在实施CRT中特别有效，尤其是改善经受CRT的患者的总体响应率。
鉴于上述情况，存在通过HBP提供CRT的心脏刺激系统和相关联的方法的需要。为了避免医疗专业人员的大量干预的需要，还存在这样的系统以实质上自动/自主的方式操作的需要，从而响应于患者的生理和条件的变化，最小化医疗专业人员所需的干预量并动态调整系统的设置。
发明内容
在本公开的一个方面，提供了对患者心脏执行心脏再同步疗法(CRT)的方法。可以使用刺激系统来执行这样的方法，该刺激系统具有至少一个处理器、至少一个存储器、脉冲生成器、位于靠近患者心脏的希氏束的刺激电极和适配于感测患者心脏的左心室(LV)的电活动的感测电极。该方法包括使用脉冲生成器并通过刺激电极施加具有第一脉冲能量的希氏束起搏(HBP)脉冲，并使用感测电极测量响应于HBP脉冲的LV激活时间。该方法还包括基于LV激活时间，修改至少一个存储器中存储的脉冲生成器的至少一个设置，从而经由刺激电极由脉冲生成器要提供的随后的HBP脉冲具有不同于第一脉冲能量的第二脉冲能量。在某些实施方式中，脉冲生成器的至少一个设置包括HBP脉冲幅度和HBP脉冲持续时间中的至少一个。
在一个实施方式中，刺激系统还包括适配于感测希氏束的电活动的第二感测电极。在这样的实施方式中，该方法还包括识别心房事件，该心房事件是右心房(RA)的起搏和固有RA激活的感测中的一种，并使用第二感测电极识别与该心房事件相对应的固有希氏束激活。然后，该系统确定希氏束激活时间，该希氏束激活时间是心房事件与固有希氏束激活之间的时间，并将脉冲生成器的HBP脉冲定时设置为小于希氏束激活时间。通过这样做，使用刺激电极施加的HBP脉冲抢先于固有希氏束激活。这样的实施方式还可以包括收集与响应于由脉冲生成器施加的HBP脉冲的一个或多个心脏功能相对应的动态阻抗数据。基于动态阻抗数据，可以修改HBP脉冲定时以最大化动态阻抗。
在另一实施方式中，该方法还可以包括使用脉冲生成器在LV起搏延迟(tHP-LVP)之后向LV施加LV脉冲，tHP-LVP对应于距HBP脉冲的施加的时间。在这样的实施方式中，tHP-LVP可以被选择以导致最低的QRS持续时间。为此，该方法可以包括施加多个LV定时脉冲，该多个LV定时脉冲中的每一个使用不同的LV起搏延迟来施加。对于多个LV定时脉冲中的每个LV定时脉冲，可以测量响应于施加LV定时脉冲而生成的QRS波形。对于每个测量的QRS波形，然后可以确定相应的QRS持续时间，并且可以识别相应的QRS持续时间中最短的QRS持续时间。然后可以修改脉冲生成器的tHP-LVP设置，从而tHP-LVP等于具有最短QRS持续时间的LV定时脉冲的设置。
在另一实施方式中，tHP-LVP基于HBP与患者心脏的右心室(RV)的响应之间的第一固有延迟(tHP-RVS)、HBP与LV的响应之间的第二固有延迟(tHP-LVS)和LV的起搏与RV的响应之间的第三固有延迟(tLVP-RVS)中的每一个。在这样的实施方式中，该方法还可以包括通过向希氏束施加第一脉冲来执行HBP，测量响应于施加第一脉冲的tHP-LVS和tHP-RVS中的每一个，向LV施加第二脉冲，并测量响应于施加第二脉冲的tLVP-RVS。这样的实施方式还可以包括确定tHP-LVS小于tHP-RVS，并将tHP-LVP设置为tLVP-RVS和0.5*(tLVP-RVS+(tHP-LVS-tHP-RVS))中的较小值。该方法还可以包括确定tHP-LVS是大于或等于tHP-RVS中的一者并将tHP-LVP设置为等于0.5*(tLVP-RVS)。
在某些实施方式中，刺激系统包括多极性LV引线，包括多个LV感测电极。在这样的实施方式中，该方法还可以包括测量多个LV激活延迟，该多个LV激活延迟中的每一个使用多个LV感测电极中相应的LV感测电极测量。然后，可以通过从多个LV激活延迟的最大LV激活延迟中减去多个LV激活延迟的最小LV激活延迟来计算总的LV激活时间。如果总的LV激活时间低于总的LV激活时间阈值，则可对LV施加至少一个第二LV脉冲。在这样的实施方式中，总的LV激活时间阈值可以等于最小LV激活延迟的一半。
在本公开的另一方面，提供了适配于为患者心脏提供CRT的心脏刺激系统。该刺激系统包括脉冲生成器、耦合到脉冲生成器并配置为位于靠近患者心脏的希氏束的刺激电极、耦合到脉冲生成器并适配于感测患者心脏的LV的电活动的感测电极、可通信地耦合到脉冲生成器的处理器、以及可通信地耦合到处理器的存储器，该存储器包括由处理器可执行的指令。当由处理器执行时，该指令使得处理器使用脉冲生成器并通过刺激电极施加具有第一脉冲能量的希氏束起搏(HBP)脉冲，并使用感测电极测量响应于HBP脉冲的LV激活时间。该指令还使得处理器基于LV激活时间，修改至少一个存储器中存储的脉冲生成器的至少一个设置，从而经由刺激电极由脉冲生成器要提供的随后的HBP脉冲具有不同于第一脉冲能量的第二脉冲能量。
在一个实施方式中，心脏刺激系统还包括与处理器可通信地耦合的并适配于感测希氏束的电活动的第二感测电极。在这样的实施方式中，指令还可以使得处理器识别心房事件，该心房事件是右心房(RA)的起搏和固有RA激活的感测中的一种，并使用第二感测电极识别与该心房事件相对应的固有希氏束激活。该指令还可以使得处理器确定希氏束激活时间，该希氏束激活时间是心房事件与内在希氏束激活之间的时间，并将脉冲生成器的HBP脉冲定时设置为小于希氏束激活时间。通过这样做，使用刺激电极施加的HBP脉冲抢先于固有希氏束激活。
在某些实施方式中，指令还可以使得处理器测量响应于HBP脉冲的施加的患者心脏的至少一个血流动力学响应，并调整脉冲生成器的HBP脉冲定时设置，以最大化对应于随后施加的脉冲的血流动力学响应。
刺激系统还可以包括耦合到脉冲生成器并适配于在LV起搏延迟(tHP-LVP)之后向LV提供LV脉冲的左心室(LV)，tHP-LVP对应于距HBP脉冲的施加的时间。在这样的实施方式中，指令还可以使得处理器施加多个LV定时脉冲，该多个LV定时脉冲中的每一个使用相应的LV起搏延迟来施加。对于多个LV定时脉冲中的每个LV定时脉冲，处理器可以测量响应于LV定时脉冲的施加而生成的QRS波形，并且对于每个QRS波形，确定相应的QRS持续时间。处理器还可以识别相应QRS持续时间中的最短QRS持续时间，并修改脉冲生成器的LV起搏延迟设置，从而tHP-LVP等于具有最短QRS持续时间的LV定时脉冲的相应LV起搏延迟。
在另一实施方式中，指令还可以使得处理器测量HBP与患者心脏的右心室(RV)的响应之间的第一固有延迟(tHP-RVS)、HBP与LV的响应之间的第二固有延迟(tHP-LVS)和LV的起搏与RV的响应之间的第三固有延迟(tLVP-RVS)中的每一个。处理器还可以基于tHP-RVS、tHP-LVS和tLVP-RVS中的每一个设置tHP-LVP。
附图说明
本公开的各种特征以及实现它们的方式将参照以下描述、权利要求和附图进行更详细的描述，其中，在适当的情况下，参考标号被重复使用以指示参考项目之间的对应关系，其中：
图1A和1B是分别示出选择性和非选择性希氏束捕获的示例心电图；
图2是示出了与至少四根引线(包括希氏束引线)电通信的植入式刺激系统的简化的部分剖视图，该系统被植入到患者的心脏中以递送多腔室刺激和冲击疗法；
图3是图2的多腔室植入式刺激系统的功能框图，示出了在心脏的四个腔室中提供起搏刺激、心脏复律和除颤的基本元素；
图4是与图3的刺激系统一起使用的希氏束引线的远端的部分片段例示，描绘了具有活动固定设备和非创伤性导电表面的尖端电极，以及环形电极；
图5是与图3的刺激系统一起使用的另一希氏束引线的远端的部分片段例示，描绘了具有活动固定设备和非创伤性导电表面的尖端电极、环形电极和四个导电感测电极；
图6是示出了使用图4的引线和图3的刺激系统以定位希氏束的组织阻抗测量方法的等效电路图；
图7是示出刺激系统的自动编程和优化的方法的流程图，以提供具有希氏束起搏的心脏再同步疗法(CRT)；
图8是示出自动感测和确定心房事件与希氏束的激活之间的延迟的示例方法的流程图，该方法可以在图7的方法中使用；以及
图9是示出自动确定希氏束的起搏和患者心脏的左心室的起搏之间的延迟的示例方法的流程图，该方法可以在图7的方法中使用。
具体实施方式
本公开针对用于执行心脏再同步疗法或CRT的系统和方法。这样的系统和方法针对于使用希氏束起搏(HBP)提供CRT，并且更具体地，针对于自动确定起搏设置(诸如脉冲能量和定时)以优化使用HBP提供CRT的系统的操作。
某些心脏起搏器和除颤器在右心室中包含起搏引线，并且还可以在右心房中包括第二引线。高负荷的右心室起搏可能促成与心力衰竭(HF)相关联的起搏诱发性心肌病和症状的发展。在起搏诱发性HF的发展中牵连有几种病理生理机制，病理生理机制中的每一种都可能源于由右心室起搏产生的非生理性电和机械性激活模式。希氏束起搏(HBP)可以通过利用患者的固有传导系统来恢复生理性激活模式，甚至在存在束支阻滞的情况下也可以这样做。HBP也已被示出提供显著的QRS缩窄，并具有改善的射血分数。
HBP的另一可能的临床应用是心脏再同步疗法(CRT)。传统的CRT系统包括来自右心室和左心室引线的起搏，并已示出对表现出宽QRS波群和左束支阻滞的患者最有效。可能由于希氏束的解剖结构，其包括纵向分离的右和左束纤维，HBP也被示出对具有左束支阻滞患者在缩窄QRS波群方面有效。因此，所认为的左束支阻滞，可能是最终分支到左束的希氏束内近端阻滞的结果。作为结果，通过起搏阻滞远端的希氏束，可以在一些患者中实现正常的QRS波群。理论上，因为激活通过自然传导路径快速传播，所以这样的起搏模式可以提供甚至比已知的CRT治疗更好的结果。
希氏束是狭窄的心脏肌肉纤维簇，其将电脉冲从AV结传递到室间隔。它在解剖学上位于三尖瓣环旁，膜隔之下或之内。在心脏的正常功能期间，希氏束的激发和响应于该激发的随后的心室的去极化之间的延迟一般近似约30-50毫秒(ms)，并且所导致的QRS波群一般具有约70-100ms的持续时间。
取决于电极位置，目标用于希氏束的起搏引线可以实现非选择性或选择性HBP。非选择性希氏束起搏(nsHBP)是指其中希氏束和希氏束周围的局部心肌层两者均被捕获的希氏束的起搏。当向心脏施加的电刺激有足够的能量以去极化心脏组织从而使得心脏肌肉收缩时，捕获发生。作为心脏组织的多个区域同时去极化的结果，典型地在正常心脏活动期间观察到的连续的电响应可能被组合或浓缩。因为心肌去极化没有排他地通过希氏浦肯野系统而立即传播，所以在这样的响应中导致的希氏束捕获经常表征为刺激到心室的去极化持续时间很短，大约为20ms。因为希氏束受到刺激，所以QRS持续时间与原生QRS持续时间相似，但由于心肌激发，QRS持续时间可能稍长(例如70-120ms)。相反，选择性希氏束起搏(sHBP)是指在不刺激周围心肌组织的情况下，希氏束的排他性捕获。利用sHBP，刺激到心室去极化的间隔与在希氏束刺激与随后的心室去极化之间的原生延迟几乎相同，并且QRS持续时间与原生QRS持续时间基本上相同。
为了进一步示出上文内容，图1A和图1B是分别与选择性和非选择性希氏束捕获相对应的示例心电图。在图1A和图1B的每一个中，在心房事件后的预定时间(ts)施加刺激。在图1A中，选择性希氏束捕获发生，即在ts处只捕获希氏束，而心肌层未由施加的刺激激发。结果，刺激的施加与QRS波群的发起之间的延迟一般在约30至50ms的范围内，这一般与正常的心脏功能一致。所导致的QRS可能会缩窄，但持续时间典型地在70和100ms之间。相反，图1B的示例心电图示出了非选择性希氏束捕获，其中在ts处施加的刺激导致希氏束和心肌层两者的同时捕获。利用非选择性捕获，刺激的施加与QRS波群的发起之间的延迟被减少(典型地小于10ms)，并且QRS持续时间一般保持在70和120ms之间。
因为sHBP更接近近似原生心脏功能，所以其一般优于nsHBP。然而，由于某些心肌病和心脏解剖学的复杂性和动态性，sHBP可能是不可能的，或者，如果在一个时间可能，随着患者条件变化而可能不再可能。此外，患者的条件也可能改变到HBP一般不适合作为起搏方法而需要心室起搏的地步。
如前所述，HBP可用于提供心脏再同步疗法(CRT)。CRT在许多患者中改善了心脏功能、寿命和心脏重塑。然而，最近的研究估计，在传统CRT技术有效性的有关研究中，只存在60-70％的响应率。虽然CRT的多点起搏的引入将响应率改善到直至90％，但大量患者对CRT无响应或仅最低响应。
HBP已被示出提供生理性最优的心室刺激，通过心脏的固有传导路径促进房室和室间同步。HBP还已被示出消除长期右心室(RV)心尖起搏的负面效果。更重要的是，在某些临床研究中，HBP已被示出纠正左束支阻滞(LBBB)，并显著缩窄QRS持续时间。
很多医生在遇到CRT植入程序不成功、对CRT无响应时，考虑使用HBP。目前，也存在正在进行的随机临床研究，比较传统CRT和HBP作为心力衰竭患者一线疗法的结果。尽管如此，CRT设备中允许自动HBP编程和优化的特征尚不存在。
本公开提供了在CRT设备中可以容易地实施的系统和方法，以自动编程和优化这样的设备的使用以进行HBP，从而使需要CRT的患者受益。例如，所提出的系统和方法可以被实施以为正在转为HBP的CRT患者优化CRT设备的定时和起搏输出。通过这样做，可以改善CRT患者(包括正在升级到基于HBP方案的那些患者)的总体响应率。
鉴于前述内容，本公开描述了针对提供CRT的目的而优化HBP的方法和装置。更具体地，本公开描述了能够HBP的刺激系统和可以由这样的刺激系统实施的过程，以初始化并动态修改刺激系统的设置以使用HBP提供CRT。为此，刺激系统一般能够识别和动态修改与HBP相关联的一个或多个捕获阈值。如下面更详细地讨论的那样，图2-图6一般描述了根据本公开的刺激系统的组件和功能，而图7-图9示出了可以由这样的刺激系统实施的各种过程以使用HBP提供CRT。
参考图2，刺激系统10被示出通过四条引线20、21、24和30的方式与患者的心脏12电通信，并适合于递送多腔室刺激和冲击疗法，包括CRT。为了感测心房心脏信号并提供右心房腔室刺激疗法，刺激系统10耦合到至少具有心房尖端电极22的植入式右心房引线20，该心房尖端电极典型地植入患者的右心耳(atrial appendage)或房间隔(atrial septum)中。
为了感测左心房和心室心脏信号并提供左腔室起搏疗法，刺激系统10耦合到“冠状窦”引线24，该引线24被设计为经由冠状窦口放置在“冠状窦区域”中，用于定位在覆盖左心室的冠状静脉内的远端电极和/或邻近左心房的附加电极。如本文所使用的，短语“冠状窦区域”指左心室的血管，包括冠状窦、心大静脉、左缘静脉、左后心室静脉、心中静脉和/或心小静脉的任何部分或覆盖左心室的由冠状窦可到达的任何其它心脏静脉。
因此，示例性冠状窦引线24被设计为接收心房和心室心脏信号，并至少使用左心室尖端电极26递送左心室起搏疗法，至少使用左心房环形电极27递送左心房起搏疗法，以及至少使用左心房线圈电极28递送冲击疗法。在另一实施例中，用于提供左心室除颤冲击疗法的附加电极可以包括在覆盖左心室的引线的部分中，与环形电极25相邻。
刺激系统10还被示出通过植入式右心室引线30的方式与患者的心脏12电通信，在本实施例中，植入式右心室引线30具有右心室尖端电极32、右心室环形电极34、右心室线圈电极36和上腔静脉(SVC)线圈电极38。典型地，右心室引线30经静脉插入心脏12中，以便将右心室尖端电极32放置在右心室顶点，从而右心室线圈电极36将定位在右心室中，以及SVC线圈电极38将定位在上腔静脉中。因此，右心室引线30能够接收心脏信号并以起搏和冲击疗法的形式向右心室递送刺激。
刺激系统10还连接到希氏束引线21，该希氏束引线21具有诸如螺旋主动固定设备的希氏尖端电极16，以及位于希氏尖端电极16近端的希氏环形电极19。在某些实施方式中，希氏环形电极19位于希氏尖端电极16的近端约10mm。希氏束引线21可以经静脉插入心脏12中，从而希氏尖端电极16定位在希氏束的组织中。因此，希氏束引线21能够接收在希氏束中传播的去极化信号或将刺激递送到希氏束，创建可以通过右心室和左心室的下部传导路径(即右束支和左束支和浦肯野纤维)传播的去极化。希氏束引线21将结合图5和图6进行更详细的描述。
现在参考图3，示出了图2的多腔室植入式刺激系统10的简化框图，该系统能够使用刺激疗法(包括心脏复律、除颤和起搏刺激)治疗快速和慢速心律失常。刺激系统10也可以用于提供CRT。虽然示出了特定的多腔室设备，但这仅用于例示性目的，并且本领域技术人员可以容易地以任何期望的组合复制、消除或禁用适当的电路，以提供能够使用心脏复律、除颤和起搏刺激来治疗(多个)适当腔室的设备。
图3中示意性示出的刺激系统10的外壳40通常被称为“罐”“箱(case)”或“箱电极”，并且可以被可编程地选择以作为所有“单极”模式的回流电极。外壳40还可以单独或与线圈电极28、36和38(如图2中所示)中的一个或多个组合用作回流电极，用于冲击目的。外壳40还包括连接器(未示出)，其具有多个端子42、44、46、48、50-52、54、56和58(示意性地示出，并且为方便起见，在它们所连接的电极的名称旁示出)。因此，为了实现右心房感测和起搏，连接器至少包括适应于连接到心房尖端电极22(如图2所示)的右心房尖端端子(ARTIP)42。
为了实现左腔室感测、起搏和冲击，连接器至少包括左心室尖端端子(VL TIP)44、左心房环形端子(AL RING)46和左心房冲击端子(AL COIL)48，它们分别适应于连接到左心室尖端电极26、左心房环形电极27和左心房线圈电极28(每个在图2中所示出)。
为了支持右腔室感测、起搏和冲击，连接器还包括右心室尖端端子(VR TIP)52、右心室环形端子(VR RING)54、右心室冲击端子(RV COIL)56和SVC冲击端子(SVC COIL)58，它们分别适应于连接到右心室尖端电极32、右心室环形电极34、右心室线圈电极36和SVC线圈电极38(每个在图2中所示出)。
为了实现希氏束感测，或感测和刺激，连接器还包括希氏束引线尖端端子50和希氏束引线环形端子51，它们分别适应于连接到希氏尖端电极16和希氏环形电极19(每个在图2中所示出)。
在刺激系统10的核心处是可编程微控制器60，其控制刺激疗法的各种模式。微控制器60包括专门为控制刺激疗法的递送而设计的微处理器或等效的控制电路，并且还可以包括RAM或ROM存储器、逻辑和定时电路、状态机电路和I/O电路。典型地，微控制器60包括由存储在指定的存储器块中的程序代码所控制的处理或监视输入信号(数据)的能力。微控制器60的设计和操作的细节对于本公开的内容并不关键。相反，可以使用任何合适的微控制器60来执行本文所描述的功能。
如图3所示，心房脉冲生成器70和心室脉冲生成器72生成起搏刺激脉冲，用于经由电极配置开关74由右心房引线20、右心室引线30、冠状窦引线24和/或希氏束引线21递送。可以理解的是，为了在心脏的四个腔室中的每一个中提供刺激疗法，心房和心室脉冲生成器70、72可以包括专用独立脉冲生成器、复用脉冲生成器或共享脉冲生成器。脉冲生成器70、72分别经由适当的控制信号76、78由微控制器60控制以触发或抑制刺激脉冲。如本文所使用的，刺激脉冲的形状并不限于精确的正方形或矩形，而是可以采取足以递送能量脉冲、数据包或刺激的多种形状中的任何一种。
微控制器60还包括定时控制电路79，其用于控制这样的刺激脉冲的定时(例如，起搏率)，以及跟踪不应期的定时、消隐间隔、噪声检测窗口、诱发响应窗口、警报间隔、标记通道定时等，这在本领域中是众所周知的。
根据本公开的一个实施例，定时控制电路79还控制希氏信号感测窗口的起始和持续时间，在该窗口期间可以检测到通过AV结向希氏束传导的去极化信号。定时控制电路79还控制在右心室和/或左心室刺激脉冲的递送之前，在检测到的希氏信号检测之后提供的定时延迟。
开关74包括多个开关，用于将期望的电极连接到适当的I/O电路，从而提供完整的电极可编程性。因此，开关74响应于来自微控制器60的控制信号80，通过选择性地闭合适当的开关组合(未示出)来确定刺激脉冲的极性(例如，单极性、双极性、跨腔室性等)，这是本领域中已知的。
心房感测电路82和心室感测电路84也可以通过开关74选择性地耦合到右心房引线20、冠状窦引线24和右心室引线30，以检测心脏四个腔室中的每一个中的心脏活动的存在。因此，心房(ATR.SENSE)和心室(VTR.SENSE)感测电路82、84可以包括专用感测放大器、复用放大器或共享放大器。开关74通过选择性地闭合适当的开关来确定心脏信号的“感测极性”，这也是本领域中已知的。以这样的方式，临床医生可以独立于刺激极性对感测极性编程。
根据本公开的一个实施例，希氏感测电路83选择性地耦合到希氏束引线21(如图2中所示出)，用于检测在心房中产生并经由AV结传导至希氏束的所传导的去极化的存在。如本文所使用的，心房感测电路82、心室感测电路84和希氏感测电路83中的每一个，都包括鉴别器，该鉴别器是感测并能指示或鉴别心脏腔室的每一个中的心脏信号的起源的电路。
每个感测电路82-84优选采用一个或多个具有可编程增益和/或自动增益控制、带通滤波和阈值检测电路的低功率精密放大器，以选择性地感测感兴趣的心脏信号。自动增益控制使设备10能够有效地处理感测心房或心室颤动的低幅度信号特性的难题。
感测电路82-84的输出连接到微控制器60，该微控制器60进而能够响应于心脏适当腔室中心脏活动的缺失或存在，以要求的方式分别触发或抑制心房和心室脉冲生成器70、72。
心房和心室感测电路82、84进而从微控制器60通过信号线86、88接收控制信号，用于控制增益、阈值、极化电荷移除电路(未示出)以及耦合到感测电路82、84的输入的任何阻断电路(未示出)的定时。
对于心律失常检测，刺激系统10包括心律失常检测器77，该检测器77利用心房和心室感测电路82、84来感测心脏信号，以确定节律是生理性的还是病理性的。如本文所使用，“感测”保留用于注意到电信号，而“检测”是处理这些感测到的信号并注意到心律失常的存在。然后，微控制器60通过将感测到的事件(例如，与颤动相关联的P波、R波和去极化信号)之间的定时间隔通与预定的速率区限(即，心动过缓、正常、低速率VT、高速率VT和颤动速率区)和各种其它特性(例如，卒发、稳定、生理传感器和形态等)进行比较来对它们进行分类，以确定所需的补救疗法的类型(如心动过缓起搏、抗心动过速起搏、心脏复律冲击或除颤冲击，统称为“分层疗法”)。
心脏信号还被应用到由模数(A/D)转换器表示的A/D数据采集系统90的输入。数据采集系统90被配置为采集心内电描记图信号，将原始模拟数据转换为数字信号，并存储数字信号以用于稍后处理和/或到外部设备102的遥测传输。数据采集系统90通过开关74耦合到右心房引线20、希氏束引线21、冠状窦引线24和右心室引线30，以跨任意期望电极对采样心脏信号。
在一个实施例中，数据采集系统90耦合到微控制器60或其他检测电路，用于检测希氏束信号的期望特征。在一个实施例中，平均器65用于使用已知或可用的信号平均技术在希氏信号感测窗口期间确定希氏束信号的滑动平均。
有利的是，数据采集系统90可以耦合到微控制器60或其他检测电路，用于检测响应于施加的刺激来自心脏12的诱发响应，从而帮助捕获的检测。微控制器60在刺激脉冲后的窗口期间检测去极化信号，该信号的存在指示捕获已经发生。微控制器60通过触发心室脉冲生成器72生成刺激脉冲，使用微控制器60内的定时控制电路79启动捕获检测窗口，并经由控制信号92启用数据采集系统90采样落入捕获检测窗口的心脏信号来启用捕获检测，并基于幅度确定捕获是否已经发生。
捕获检测可以在逐跳的基础上或在采样的基础上发生。优选地，至少在急性期(例如，在设备植入之后的第一个30天)期间，每天至少执行一次捕获阈值搜索，以及此后较不频繁地执行。捕获阈值搜索将从期望的起始点(高能量水平或在捕获当前正在发生处的水平)开始，并降低能量水平，直到捕获丢失。在捕获持续获得处的最小能量被称为捕获阈值。此后，安全余量可以自动地或可编程地加到捕获阈值上。
微控制器60还通过合适的数据/地址总线96耦合到存储器94，在存储器94中由微控制器60使用的可编程操作参数根据需要存储和修改，以定制刺激系统10的操作以适应特定患者的需要。这样的操作参数定义(例如)起搏脉冲幅度、脉冲持续时间、电极极性、速率、灵敏度、自动特征、心律失常检测度量，以及在疗法的每个相应层级内要向患者心脏12递送的每个冲击脉冲的幅度、波形和矢量。
有利地，植入式设备10的操作参数可以通过与外部设备102(诸如编程器、电话传送收发器或诊断系统分析仪)遥测通信的遥测电路100非侵入式地编程到存储器94中。遥测电路器100通过控制信号106由微控制器60激活。遥测电路100有利地允许通过所建立的通信链路104向外部设备102发送与设备10的操作有关的心内电描记图和状态信息(如包含在微控制器60或存储器94中)。
在优选的实施例中，刺激系统10还包括生理传感器108，通常被称为“速率响应”传感器，因为它典型地用于根据患者的运动状态调整起搏刺激速率。然而，生理传感器108还可以用于检测心脏输出的变化、心脏生理性条件的变化或活动的昼夜变化(例如，检测睡眠和觉醒状态)。因此，微控制器60通过调整心房和心室脉冲生成器70、72以其生成刺激脉冲的各种起搏参数(诸如速率、刺激延迟等)来响应。
速率响应传感器的常见类型是活动传感器，诸如加速度计或压电晶体，其安装在刺激系统10的外壳40内。其他类型的生理传感器也是已知的，例如，感测血液的氧含量、呼吸速率和/或分钟通气量、血液的pH值、心室梯度等的传感器。然而，可以使用能够感测与患者的运动状态相对应的生理性参数的任何合适的传感器。所用传感器的类型对本公开并不关键，仅为了完整性示出。
刺激系统10附加地包括电池110，其为图3中所示出的所有电路提供操作电源。对于采用冲击疗法的刺激系统10，电池110必须能够长时间段以低电流消耗工作，然后能够在患者需要冲击脉冲时提供高电流脉冲(用于电容器充电)。电池110还必须具有可预测的放电特性，从而可以检测选择性更换时间。因此，设备10优选采用锂/银氧化钒电池，正如大多数(如果不是全部)当前设备那样。
设备10在图3中示出为具有阻抗测量电路112，该阻抗测量电路112经由控制信号114由微控制器60启用。阻抗测量电路112的已知用途包括但不限于：在急性和慢性阶段期间的引线阻抗监测，以检测合适的引线定位或变位；检测可操作的电极和导体；如果变位或电中断发生，则自动切换到可操作对；测量呼吸或分钟通气量；测量胸阻抗以确定冲击阈值；检测设备何时被植入；测量每搏输出量(stroke volume)；以及检测心脏瓣膜的打开等。阻抗测量电路112有利地耦合到开关74，从而可以使用任何期望的电极。
根据本公开的一个实施例，希氏尖端电极16和希氏环形电极19可以经由开关74选择性地耦合到阻抗测量电路112，以执行组织阻抗测量。当如图4中所示出的希氏尖端电极16或映射项圈418，或感测电极520-523(如图5中所示出)沿右心房的心内膜表面推进时，可进行组织阻抗测量以确定希氏束的位置。
在刺激系统10意图作为植入式心脏复律器/除颤器(ICD)设备操作的情况下，它必须检测到心律失常的发生，并自动对心脏施加适当的电冲击疗法，目的在于终止检测到的心律失常。为此，微控制器60还通过控制信号118的方式来控制冲击电路116。冲击电路116按照微控制器60的控制，生成低能量(例如，至多0.5焦耳)、中等能量(例如，0.5-10焦耳)或高能量(例如，11-40焦耳)的冲击脉冲。这样的冲击脉冲通过至少两个冲击电极施加到患者的心脏12上，如本实施例所示出的，选自左心房线圈电极28、右心室线圈电极36和SVC线圈电极38。如上所述，外壳40与右心室电极36组合可以担当活动电极，或作为使用SVC线圈电极38或左心房线圈电极28的分割电矢量的部分(即，使用右心室电极36作为公共电极)。
心脏复律冲击一般被认为是低至中等能量水平(从而最小化由患者感受到的疼痛)，和/或与R波同步和/或与心动过速的治疗有关。除颤冲击一般是中等至高能量水平(即，对应于5-40焦耳范围内的阈值)，不同步地递送(因为R波可能过于紊乱)，并且只与颤动的治疗有关。因此，微控制器60能够控制冲击脉冲的同步或异步递送。
图4中示出了希氏束引线21的更详细的例示。在引线21的远端是希氏束尖端电极16。希氏束尖端电极16是或包括活动固定设备，诸如螺旋状的“拧入式”设备，该设备允许在希氏束组织中的电极的稳定固定。
希氏束引线21的远端还提供有非创伤性导电表面(本文也可互换地称为映射项圈)418。非创伤性导电表面418有利地用于进行指示希氏束位置的电测量，而不必将希氏束尖端电极16固定到心内膜组织中。非创伤性导电表面418和希氏束尖端电极16在希氏束引线21的引线体内电耦合，并且一起形成一个导电元件，用于感测、刺激和阻抗测量的目的。药物，例如急性抗心律失常药物(诸如利多卡因)和/或抗炎药(诸如地塞米松磷酸钠)，可以存储在例如希氏束尖端电极16底部的储液器(未示出)内，用于局部分配。
希氏束引线21还提供有希氏环形电极19。希氏环形电极19优选与希氏尖端电极16间隔约2mm至30mm，但优选10mm。在双极性感测、刺激或阻抗测量操作期间，希氏环形电极19可以起到回流电极的作用。
希氏尖端电极16和希氏环形电极19各自分别连接到柔性导体64、66，该柔性导体64、66可以贯穿希氏束引线21的整个长度。柔性导体64连接到希氏尖端电极16，并由绝缘层与柔性导体66电绝缘。导体66连接到希氏环形电极19。柔性导体64、66用来将希氏环形电极19和希氏尖端电极16分别与希氏环形电极端子51和希氏尖端电极端子50电耦合。希氏束引线21的一个实施例可从圣裘德医疗CRMD公司获得，引线型号为1488T。
图5示出了在功能和设计方面一般类似于图4中所示出的希氏引线21的替代希氏引线31。该希氏引线31提供有希氏尖端电极16，该电极16包括多个圆形的、紧密间隔的导电表面520-523，这些导电表面布置在引线31的远端面518上，直接面对希氏束组织。虽然四个圆形导电表面520-523被示出为围绕希氏尖端电极16均匀分布，并且通过绝缘材料彼此电性地分离，但应该清楚的是，可以替代地选择不同数量的导电表面。
在一个实施例中，导电表面(例如520)连接到沿希氏束引线31的长度延伸的柔性导体(例如564)。剩余的导电表面521-523电连接在一起，并且也连接到沿希氏束引线31的长度延伸的柔性导体566。柔性导体(例如564、566)彼此绝缘。
在图5的实施例中并参考图3，设备10包括两个分离的连接端子，两个柔性导体564、566各自一个，这两个柔性导体564、566进一步连接到开关74。然后，两个柔性导体564、566可以如所期望的选择性地连接到希氏感测电路83、心室脉冲生成器72或阻抗测量电路112，用于感测、刺激和测量希氏束部位的组织阻抗。
使用引线31，可以使用希氏尖端电极16和希氏环形电极19进行刺激，并且使用导电表面520-523进行感测。根据另一设计，由导电表面520-523进行感测，并且借助于希氏引线31以外的引线(例如右心房引线20)进行刺激。针对关于配备有多个导电表面的心脏电极的更多细节，请参考美国专利No.5,306,292和No.5,645,580，它们通过引用并入本文。
在植入程序期间，图4的希氏束引线21(或图5的希氏束引线31)经静脉引入右心房。然后它在希氏尖端电极16与心内膜组织接触的情况下被逐渐推进。在希氏尖端电极16被推进时可以连续进行电测量，以确定希氏束的位置。非创伤性导电表面418有利地提供了与心内膜组织的电接触，从而允许使用希氏束尖端电极16执行电测量，而不必将希氏尖端电极16固定到心内膜组织中。
在一个实施例中，为了定位希氏束而进行组织阻抗测量。为此，通过希氏尖端电极16施加激发电流。如图6中所示出的，激发电流优选提供为穿过限流器552的由30kHz振荡器550产生的限流高频交流信号。然后，可以以双极性方式在希氏尖端电极16(或非创伤性导电表面418)和希氏环形电极19之间测量电压信号。该电压信号与供应的电流和与希氏尖端电极16接触的组织相关联的组织阻抗554有关。因此，所测量的电压信号由阻抗测量电路112处理，以确定与希氏尖端电极16接触的组织的阻抗。阻抗等于电压除以电流。
预计右心房组织阻抗约为希氏束的组织阻抗的两倍。使用上述测量方法，右心房组织阻抗典型地近似为1200-1500欧姆，而希氏束组织阻抗典型地近似为600-800欧姆。使用不同的测量技术可以获得其他阻抗值。因此，当希氏束引线21在右心房中被推进时，所测量的组织阻抗554大幅下降，约50％，指示希氏束尖端电极16接近希氏束。
然后可以将希氏束尖端电极16固定在希氏束中，从而锚定希氏束尖端电极16与希氏束组织接触。然后，从希氏束产生的电描记图信号可以由希氏感测电路83接收。可使用允许接收30-200Hz范围的信号的旁路滤波器(未示出)来阻挡由振荡器550产生的高频交流激发信号。
在根据本公开的系统和方法中，刺激系统，诸如图3的刺激系统10，至少通过三根引线耦合到心脏，以提供希氏束起搏(HBP)。第一引线一般用于在右心房(RA)中的感测和/或起搏活动，并作为结果，被定位在RA内，靠近窦房(SA)结。第二引线定位在RA内，与SA结大致相对并靠近房室(AV)结，以感测和/或起搏希氏束。使用左心室(LV)引线进一步实现心脏再同步疗法(CRT)，该LV引线被配置为向LV提供电脉冲并测量LV的电活动。在某些实施方式中，右心室(RV)引线也可以位于RV内，以感测和/或向RV提供脉冲。
特别地，本文描述的系统和方法可以使用其中仅心房和心室引线和对应的通道可用的刺激系统(即，其中不存在专用希氏束起搏通道的刺激系统)来实施。在这样的实施方案中，心室引线及其对应的通道可以代替用于希氏束的感测和起搏。因此，用于传统CRT的包括心室引线的先前植入的起搏设备可以通过重定位心室引线邻接AV结来重新用于HBP。
如下面更详细地描述的，根据本公开的刺激系统和方法一般通过自动确定RA的感测和/或起搏事件与随后希氏束的激活之间的延迟来操作。然后，该固有延迟用于选择适当的HBP起搏延迟，该起搏延迟对应于从心房事件所测量的时间，在心房事件后由刺激系统向希氏束递送HBP脉冲。HBP延迟一般被选择，从而占先希氏束的固有响应。
在HBP延迟的选择之后，可以修改刺激系统的各种其它方面的操作，以优化或以其它方式改善刺激系统的功效以用于为CRT提供HBP。例如，可以调整起搏刺激的幅度以增加希氏-浦肯野传导系统的衔接。还可以调整HBP延迟以提供可能最好的血流动力学响应。在其中起搏设备是还包括左心室(LV)引线的双心室植入式心脏复律除颤器(ICD)或起搏器的实施方式中，附加的操作还可以包括确定希氏束的刺激与经由LV引线向LV递送起搏脉冲之间的合适的延迟。
图7是示出用于刺激系统(诸如图2和图3的刺激系统10)的自动编程和优化的方法700的流程图。更具体地，该方法700被指向刺激系统10的编程和优化，以用于为CRT提供HBP的目的。
在操作702处，自动确定RA事件与希氏束的激活之间的延迟(tAE-HS)。在其中患者的RA是相对健康和具有功能的实施方式中，RA事件一般是使用RA感测引线或电极测量的所感测的RA的去极化/激活。可替代地，RA事件可以对应于刺激系统对RA的起搏。因此，取决于患者心脏的条件和/或刺激系统的组件，tAE-HS可以对应于以下两个时间之一：感测RA的激活与感测对应的希氏束的激活之间的时间，或RA的起搏与感测对应的希氏束的激活之间的时间。
取决于刺激系统的配置，确定tAE-HS的具体方法可以变化。例如，双心室刺激系统可以包括用于监视RA的电活动的第一通道和用于监视心室的电活动的第二通道中的每一个。更具体地说，第二通道可以组合RV和LV的电活动(诸如由图3的心室感测电路84)，并通过心室通道提供组合信号。为了促进tAE-HS的识别，希氏束引线可以电耦合到刺激系统，从而心室通道提供希氏束和LV的电活动的组合，而不是RV和LV的组合。通过改变心室通道上对电活动的刺激系统的敏感性，刺激系统可以在心室去极化之前识别希氏电位的起始，并作为结果，可以确定tAE-HS。
下面在图8的上下文中更详细地提供上述过程的示例。总的来说，该过程一般包括，修改针对多个心跳的刺激系统的灵敏度，并且对于每个心跳，测量心房事件与在心室通道上所测量的随后的活动之间对应的延迟。一般由在连续灵敏度设置之间观察到的在心房事件与希氏束的去极化之间的延迟中相对大的阶梯式减少来指示以其可测量希氏电位的起始的最小灵敏度。
在替换实施方式中，可以通过针对单一心跳测量心脏的电活动，然后关于对应于所测量的电活动的数据执行一个或多个阈值识别或类似的基于软件的例程来确定tAE-HS。更具体地，刺激系统可以记录患者心跳的心脏电活动，诸如以心电图的形式，并且可以分析对应的数据以确定希氏电位的起始。例如，刺激系统可以在存储器或缓冲器中记录单一心跳心电图，然后可以以各种灵敏度水平执行一个或多个阈值检测算法，以识别希氏电位的起始和从心房事件的对应延迟(即，tAE-HS)。
虽然前面的示例依赖于单一心跳的心电图或类似的电活动数据，但在其他实施方式中，由刺激系统分析的电活动数据可以替代地对应于从多个心跳获得并随后组合的电活动数据。例如，电活动数据可以针对多个心跳收集，并通过平均电活动数据和/或过滤掉或以其他方式排除特定的电活动数据(例如，特别嘈杂的电活动数据或对应于心电图形态与大多数其他收集的心跳显著不同的心跳的电活动数据)等等中的一个或多个来组合，从而所组合的电活动数据对应于平均或“典型”的患者心跳。
在操作704处，设置HBP延迟(tAE-HP)以占先希氏束的固有去极化。通过这样做，避免了HBP脉冲和心脏内产生的固有电信号的融合/伪融合。一般来说，该过程包括将心房事件与希氏束的起搏之间的延迟设置为小于tAE-HS，如在操作702期间确定的。
如前所述，操作702导致刺激系统确定心房事件与希氏束的去极化/激活之间的固有延迟(即，tAE-HS)。在某些实施方式中，可以将预定余量(例如，5ms)加到操作702中确定的tAE-HS中，以考虑固有AE-HS延迟中的潜在变化性。无论是否使用这样的余量，刺激系统可以调整其设置以向希氏束提供占先希氏束的固有激活的起搏脉冲。例如，在某些实施方式中，刺激系统自动调整其内部设置，以在希氏束的固有激活之前的一些预定时间向希氏束提供起搏脉冲。换句话说，刺激系统可以根据以下公式自动配置其自身以提供希氏束起搏：
tAE-HP＝tAE-HS-Δ1
其中，tAE-HP是心房事件与希氏束的起搏之间的延迟，tAE-HS是心房事件与希氏束的固有激活之间的固有延迟(同样，其可以通过偏移进行修改以考虑变化性)，并且Δ1是预定的偏移，通过该偏移，希氏束的起搏将占先希氏束的固有激活。例如，在某些实施方式中，Δ1可以是20ms，从而希氏束比心房事件与希氏束的固有激活之间所测量的固有延迟提前20ms起搏。
如前所述，操作702还可以导致以其可观察希氏束起搏的最小灵敏度的确定。因此，除了设置tAE-HP之外，刺激系统还可以基于操作702的结果设置初始灵敏度。在某些实施方式中，刺激系统可以自动将其灵敏度设置为操作702中识别的最小灵敏度的预定比例。例如，刺激系统可以自动将灵敏度设置为最小灵敏度的50％(或一些其他减小的百分比)，从而使刺激系统很好地低于希氏激活的检测以其首次发生的阈值灵敏度。
如前所述，操作702的心房事件可以对应于RA的固有去极化/激活的感测这二者之一，或者可以对应于由刺激系统的RA的活动起搏。在其中心房事件是心房感测的实施方案中，操作704中确定的tAE-HP将对应于在心房去极化/激活的感测与希氏束的起搏之间要使用的延迟。在这样的实施方式中，可以承担附加的操作以进一步识别在RA的起搏与希氏束的起搏之间要使用的延迟(tAP-HP)。通过识别该附加的延迟，即使在其中固有RA激活不再可检测或RA未能固有激活的情况下，刺激系统也可以容易地适配以继续提供对心脏的刺激。换句话说，设置tAP-HP的值使刺激系统能够容易地改变HBP所基于的心房事件。
识别tAP-HP的过程可以包括将施加于RA的起搏减少到低水平(例如，减少到每分钟50个脉冲)，并执行上文在操作702的上下文中所讨论的技术中一种或多种，以确定RA的起搏与希氏束的对应响应之间的延迟。例如，可以针对灵敏度范围生成RA起搏与希氏束感测之间的延迟的表，并且可以从表中识别最小延迟(tAP-HS)。tAP-HP随后可以设置为tAP-HS减去预定时间，从而希氏束的起搏占先固有希氏激活。在数学上，这可以由以下公式表示：
tAP-HP＝tAP-HS-Δ2
其中，tAP-HP是RA的起搏与希氏束的起搏之间的延迟，tAP-HS是RA的起搏与希氏束的固有响应之间的延迟，以及Δ2是应用以确保占先的预定时间。在一个示例实施方式中，Δ2可以是20ms。
在替换方案中，tAP-HP可以从操作702中确定的在RA激活/去极化的感测与希氏束的对应激活之间的延迟(即，tAS-HS)直接计算。例如，在一个实施方式中，可以假设tAP-HS比tAS-HS大大约预定的持续时间(例如，60ms)。在这样的实施方式中，tAP-HP可以相应地按照公式计算：
tAP-HP＝tAS-HS+Δ3-Δ2
其中，tAP-HP是RA的起搏与希氏束的起搏之间的延迟，tAS-HS是RA的感测与希氏束的固有响应之间的延迟，Δ3是tAP-HS与tAS-HS之间的假设差值，以及Δ2是应用以确保占先的预定时间。
在某些实施方式中，识别tAE-HP(即，心房事件与希氏起搏之间的延迟)的过程可以由系统定期重评估并在必要时进行调整。例如，可以进行这样的调整，以便考虑到通过AV结的固有传导的延长或心脏的电行为中的类似变化。tAE-HP的重评估可以响应于各种事件而发起，这些事件包括但不限于预定时间量的流逝、预定数量的心动周期的发生或QRS或其他心跳参数的测量变化。
在一个示例的重评估过程中，tAE-HP可以通过预定量(例如100ms)暂时增加，从而可以查明心脏的固有活动而无需完全禁用希氏起搏。换句话说，在延长的延迟之后，起搏将固有地或人工地发生。修改tAE-HP后，可以测量感兴趣的心房事件与希氏束的固有激活之间的更新延迟(即，tAE-HS′)。然后心房事件与希氏束的起搏之间的延迟可以基于tAE-HS′更新为新值(tAE-HP′)。
在其中心房事件是心房起搏(即，tAE-HP′＝tAP-HP′)的实施方式中，例如，tAE-HP′可以由下式确定：
tAE-HP′＝tAS-HS′-Δ1
其中，tAE-HP′是心房事件/心房起搏与希氏束的起搏之间的更新延迟，tAP-HS′是心房起搏与希氏束的固有响应之间的新测量延迟，以及Δ1是应用以确保希氏束的固有响应被希氏束的起搏占先的预定时间。在这样的实施方式中，也可以定期更新心房感测与希氏束的起搏之间的存储的延迟(tAS-HP′)。例如，当更新tAE-HP′时，tAS-HP′也可以根据以下公式计算：
tAS-HP′＝tAE-HP′-Δ3-Δ1
其中，tAS-HP′是心房感测与希氏束的起搏之间的更新延迟，tAE-HP′是心房事件(即，心房起搏)与希氏束的起搏之间的更新延迟，Δ3是tAS-HP′与tAE-HP′之间的假设/预定差值，以及Δ1是应用以确保希氏束起搏的占先的预定时间。
在其中心房事件是心房感测(即，tAE-HP′＝tAS-HP′)的实施方式中，tAE-HP′可以由下式确定：
tAE-HP′＝tAS-HS′-Δ1
其中，tAE-HP′是心房事件/心房感测与希氏束的起搏之间的更新延迟，tAP-HS′是心房起搏与希氏束的固有响应之间的新测量延迟，以及Δ1是应用以确保希氏束的固有响应被希氏束的起搏占先的预定时间。在这样的实施方式中，也可以定期更新心房起搏与希氏束的起搏之间的存储延迟(tAP-HP′)。例如，当更新tAE-HP′时，tAP-HP′也可以根据以下公式计算：
tAP-HP′＝tAE-HP′+Δ3-Δ1
其中，tAP-HP′是心房起搏与希氏束的起搏之间的更新延迟，tAE-HP′是心房事件(即，心房感测)与希氏束的起搏之间的更新延迟，Δ3是tAP-HP′与tAE-HP′之间的假设/预定差值，以及Δ1是应用以确保希氏束起搏的占先的预定时间。
如前所述，希氏束起搏延迟可响应于心跳形态或类似的有关心跳的参数的测量到的变化而定期更新。例如，可以记录一个或多个跳动并分析以识别QRS形态中的变化。在其中记录多个跳动的实施方式中，跳动可以一起平均或以其他方式组合以生成复合或平均心跳。记录和分析跳动的过程可以基于特定的心脏周期数(例如，每128个心脏周期)或预定的持续时间(例如，每两分钟)等等以预定的间隔发生。所记录的跳动数据的分析可以包括跳动形态的一个或多个方面与患者先前记录的跳动数据、基于患者自身心脏的性能的模板或模型跳动数据或模板等等的比较，这些数据中的每一个都存储在系统的板载存储器中。如果检测到超过预定阈值的绝对或相对变化，则可以发起上文所讨论的重评估过程以更新对应的希氏束起搏延迟。可替代地，没有检测到这样的变化，希氏束起搏延迟可以保持不变。
在操作706处，HBP脉冲的能量被设置为最大化心脏的固有传导系统的衔接。当执行HBP时，心室激活的顺序可以随着所施加脉冲的幅度而变化。更具体地，脉冲可以导致选择性希氏捕获(其中仅希氏束被捕获)、非选择性希氏捕获(其中希氏束和一些量的周围心肌层被捕获)、仅心肌层捕获、非捕获以及不同程度的右或左分支阻滞。然而，一般地，当经由HBP执行HBP和CRT时，通常期望尽可能地依赖心脏的传导系统的完整部分。因此，在某些实施方式中，根据本公开的刺激系统可以自动确定要施加的最优HBP脉冲能量。
确定最优HBP脉冲能量的具体度量可以跨应用而变化。例如，在第一示例中，最优HBP脉冲能量可以定义为在施加HBP脉冲后实现LV激活的最短时延的HBP脉冲能量。在这样的实施方式中，可以使用脉冲幅度和持续时间的各种组合施加HBP脉冲，并且可以测量脉冲的施加与LV的对应激活之间的对应时间。然后，最优HBP脉冲能量可以被识别为导致到LV激活的最短时间的脉冲幅度和持续时间的组合。在包括多极(例如，四极)LV引线的刺激系统中，时延可以定义为在对应的单极电描记图上示出激活的到第一电极或最后电极的时间的二者之一。
在其中刺激系统包括多极LV引线的第二示例中，最优HBP脉冲能量可定义为实现最短LV总激活时间的HBP脉冲能量。在这样的实施方式中，LV激活时间可以定义为使用LV多极引线测量的最早与最晚的激活时间之间的差值。因此，刺激系统可以使用各种设置执行HBP，测量每个脉冲的LV总激活时间，并设置其HBP脉冲设置以与导致最短LV总激活时间的脉冲的设置相匹配。
在第三示例中，最优HBP脉冲能量可以定义为导致与具有健康的希氏-浦肯野传导系统的受试者的固有心跳最接近相似的心脏活动的脉冲能量。这样的活动可以基于但不限于QRS持续时间、QRS形态、相对于希氏激活的RV和/或LV激活时间、总的LV激活时间、LV激活模式和RV-LV激活延迟中的一个或多个。例如，具有健康的希氏-浦肯野传导系统的受试者(其可以是患者他们自己)的固有跳动可以用于生成模板和/或值，这些模板和/或值存储在刺激系统内并可以与由刺激系统获得的心电图或类似数据进行比较。另外，这样的模板和/或值可以从具有健康的希氏-浦肯野传导系统的个体的经验或其他研究中获得，并预编程到刺激系统中。然后，刺激系统可以使用各种设置执行HBP，将测量的电活动数据与存储的模板/值进行比较，并设置其HBP脉冲设置为导致存储的模板/值与测量的电活动数据之间最接近匹配的设置。
在第四示例中，最优HBP脉冲能量可以被定义为导致最短的基于电描记图的QRS持续时间估计的HBP脉冲能量(例如，从ICD或起搏器的鉴别通道上的基准点)。
在操作708处，HBP延迟(tAE-HP)被自动优化。这样的优化在其中AV结展示出显著的传导延迟的应用中特别有用(例如，如果RA中的感测与希氏束的激活之间的固有延迟超过150ms和/或RA的起搏与希氏束的激活超过200毫秒)。在某些实施例中，通过分析响应于HBP的患者心脏的血流动力学响应来执行tAE-HP的优化。一般地，这样的优化包括逐步减小tAE-HP，直到在舒张期充盈期间获得最大阻抗信号。这样的阻抗可以被测量，例如，取决于刺激系统的特定配置，在RA电极与刺激系统的外壳之间或在SVC线圈与刺激系统的外壳之间。这样的测量阻抗、确定对应的血流动力学响应并调整HBP定时的过程在美国专利号9,179,846中提供，该专利通过引用并入本文。
最后，在操作710处，刺激系统自动优化LV起搏。一般地，这样的优化尝试同步LV的激活与RV的激活，并且可以以各种方式进行评估。
在LV起搏优化的一个实施方式中，基于QRS持续时间修改了LV脉冲的定时。更具体地，LV起搏脉冲以各种定时递送，并通过诸如在刺激系统的RA环形电极与外壳之间、刺激系统的SVC线圈与外壳之间或刺激系统的RV线圈与外壳之间的远场测量来测量对应的QRS波形。然后，刺激系统为LV起搏脉冲中的每一个确定QRS持续时间，并确定哪个定时导致了最短的QRS持续时间。刺激系统设置其LV起搏脉冲定时为导致最短QRS持续时间的定时。在一个具体示例中，LV起搏脉冲可以最初被定时为与HBP脉冲是同时的，并且可以逐渐延迟到希氏到LV去极化的时间，同时从RA到箱的远场电描记图、SVC到箱的电描记图或RV线圈到箱的电描记图中的一个观察QRS持续时间。图9中提供了LV起搏优化的另一方法，下面将详细讨论。
如图7中所示，该方法700可以由刺激系统以连续循环的方式执行，由此，与RA、希氏束、LV或心脏的任何其他部分的起搏相关联的延迟和其他设置可以连续或周期性地重评估和更新，以提供心脏的最优刺激。
图8是示出自动感测和确定心房事件与希氏束的激活之间的延迟的示例方法800的流程图。这样的方法(例如)可以在图7的方法700中的操作702中实施，并且心房事件可以对应于心房起搏或RA的固有去极化的感测。此外，在心房事件被选择为心房起搏或RA的固有去极化的感测的程度上，根据本公开的刺激系统还可以包括基于其他心房事件执行希氏束起搏的功能。
参考图8，方法800包括设置心房事件与希氏束起搏之间的延迟(tAE-HP)的初始值和希氏束的去极化的检测的灵敏度设置中的每一个(操作802)。一般地，tAE-HP的初始值被设置为避免融合，同时仍然确保在不发生固有去极化的情况下递送脉冲。例如，如果心房事件正在感测RA的去极化，则tAE-HP可以设置为300ms。可替代地，如果心房事件是RA的起搏，则tAE-HP可以设置为360ms。初始灵敏度设置可以取决于正在实施的特定刺激系统而变化，但一般可以对应于以其可以检测希氏束的去极化的最小灵敏度(或相对低的灵敏度)。为了以下示例的目的，假设实施方法800的刺激系统的灵敏度具有2mV的最小值，并且刺激系统的对应初始设置被设置为2mV。
在能够心房起搏的刺激系统中，刺激系统的初始配置还可以包括设置起搏率。例如，这样的起搏率可以以大于预定的固有心率的速率进行设置，以避免融合。在一个示例实施方式中，可以将每分钟50个脉冲的起搏率使用作为初始起搏设置。
在某些实施方式中，用于测量希氏束的去极化的刺激系统的通道可以被配置为在心房事件的检测之后的预定时间段内是不应期(refractory)的。通过这样做，从心房事件导致的电活动将不会被刺激系统不适当地读取为希氏束的去极化。例如，希氏束通道可以在心房感测之后的80ms内和/或在心房起搏之后的130ms内是不应期的。在某些实施方式中，如果在此间隔期间检测到电活动，则可将这样的活动识别为室性期前收缩(PVC)或心房感测，并可在心房事件后100ms发起义务的心室起搏。
设置刺激系统的初始设置的上述过程可以由刺激系统自动地、联合任务为监视和配置该刺激系统的程序员/操作者或其组合来执行。
在建立刺激系统的初始设置后，方法800测量心房事件与希氏束的去极化之间的延迟(tAE-HS)(操作804)。然后存储tAE-HS的测量值(操作806)，并执行检查以确定当前灵敏度设置是否是最大灵敏度(或一些预定的灵敏度上限)(操作808)。如果当前灵敏度设置不是最大灵敏度，则提高灵敏度(操作810)，并重复测量tAE-HS和存储测量值的过程，直到达到最大灵敏度。
在示例实施方式中，在初始2mV值处获得tAE-HS的测量值，然后对于随后的灵敏度设置以0.2mV增量获得。表1中提供了这样的值的示例列表。
值得注意的是，虽然前面的讨论假设通过测量连续的心跳的tAE-HS生成值表，但在某些实施方式中，tAE-HS的不同值可以通过使用不同的灵敏度设置通过存储在刺激系统的存储器中的软件来分析单一心跳(或多个心跳的合并)来代替地确定。
在达到最小灵敏度(在示例中为0.2mV)之后，可以识别阈值灵敏度和对应的tAE-HS(操作812)。在某些实施方式中，灵敏度和tAE-HS值的识别可以包括识别连续灵敏度设置之间的tAE-HS的阶梯增加。例如，在示例数据中，这样的步骤发生在1.0mV设置(tAE-HS＝188ms)与0.8mV设置(tAE-HS＝130ms)之间。因此，基于这样的数据，阈值灵敏度可以识别为0.8mV，并且对应的tAE-HS延迟(即，心房事件与希氏束的去极化之间的固有延迟)可以识别为130ms。然后，如前文在图7的上下文中描述的那样，该数据可以由刺激系统使用以进一步优化希氏束起搏。
图9是示出用于自动确定希氏束的起搏与随后的LV的起搏之间的延迟(tHP-LVP)的示例方法900的流程图。例如，这样的方法可以在图7的方法700的操作708中使用。
在操作902处，可以测量希氏束起搏与LV的去极化之间的延迟(tHP-LVS)、希氏束起搏与RV的去极化之间的延迟(tHP-RVS)以及LV的起搏与RV的去极化之间的延迟(tLVP-RVS)中的每一个。
在操作904处，刺激系统检查tHP-RVS是否小于tHP-LVS。不管该比较的结果，希氏束的起搏与LV的起搏之间的延迟被设置为从希氏束的起搏到LV的去极化的固有延迟减去计算的偏移。然而，操作904的结果将决定如何计算该偏移。
例如，操作906对应于tHP-RVS小于tHP-LVS时的实例。在这样的情况下，可以根据以下数学公式计算并设置tHP-LVP：
tHP-LVP＝tHP-LVS-MIN[tLVP-RVS,0.5*(tLVP-RVS+(tHP-LVS-tHP-RVS))]
其中tHP-LVP为希氏束的起搏与LV的起搏之间的延迟，tHP-LVS为希氏束的起搏与LV的固有去极化之间的延迟，tLVP-RVS为LV的起搏与RV的固有去极化之间的延迟，以及tHP-RVS为希氏束的起搏与RV的固有去极化之间的延迟。一般地，通过选择这两个值中较小者用于偏移，可以实现更大的融合量，从而导致更接近于心脏的固有传导的传导。
另一方面，如果tHP-RVS大于或等于tHP-LVS，则可以执行操作908。在操作908中，代替地，tHP-LVP根据以下数学公式设置：
tHP-LVP＝tHP-LVS-0.5*tLVP-RVS
其中tHP-LVP是希氏束的起搏与LV的起搏之间的延迟，tHP-LVS是希氏束的起搏与LV的固有去极化之间的延迟，以及tLVP-RVS是LV的起搏与RV的固有去极化之间的延迟。
在图9的方法900的示例实施方式中，假设在操作902期间获得表2中列出的值。
应用方法900，tHP-RVS小于tHP-LVS(操作904)，并且因此，要使用的偏移计算是操作906的计算。应用操作906的公式，0.5*(tLVP-RVS+(tHP-LVS-tHP-RVS))的值＝65ms小于tLVP-RVS＝90ms，并且因此，要使用的偏移为65ms。然后，tHP-LVP被设置为tHP-LVS-0.5*(tLVP-RVS+(tHP-LVS-tHP-RVS))＝120ms-65ms＝55ms。
上述内容仅仅示出了本公开的原理。鉴于本文的教导，对所描述的实施例的各种修改和变动对于本领域技术人员来说将是显而易见的。因此，将理解，本领域技术人员将能够设计出许多系统、布置和方法，这些系统、布置和方法虽然没有在本文中明确示出或描述，但它们体现了本公开的原理，并且因此在本公开的精神和范围内。从上文的描述和附图，本领域普通技术人员将理解，所示出和描述的特定实施例仅用于例示的目的，而不是为了限制本公开的范围。对特定实施例的细节的引用并不旨在限制公开的范围。

Claims (12)

1.一种适配于为患者心脏提供心脏再同步疗法CRT的心脏刺激系统，所述刺激系统包括：
脉冲生成器；
刺激电极，所述刺激电极耦合到所述脉冲生成器，并被配置为位于靠近所述患者心脏的希氏束；
植入式感测电极，所述植入式感测电极耦合到所述脉冲生成器，适配于植入靠近所述患者心脏的左心室LV，并适配于感测所述患者心脏的LV的电活动；
处理器，所述处理器可通信地耦合到所述脉冲生成器；以及
存储器，所述存储器可通信地耦合到所述处理器，所述存储器包括由所述处理器可执行的指令，所述指令当被所述处理器执行时，使得所述处理器：
使用所述脉冲生成器并通过所述刺激电极施加具有第一脉冲能量的希氏束起搏HBP脉冲；
使用所述植入式感测电极测量响应于所述HBP脉冲的LV激活时间；以及
基于所述LV激活时间，自动修改至少一个存储器中存储的所述脉冲生成器的至少一个设置，从而经由所述刺激电极由所述脉冲生成器要提供的随后的HBP脉冲具有不同于所述第一脉冲能量的第二脉冲能量。
2.如权利要求1所述的心脏刺激系统，还包括：第二植入式感测电极，所述第二植入式感测电极可通信地耦合到所述处理器，并适配于感测所述希氏束的电活动，其中，所述指令还使得所述处理器：
识别心房事件，所述心房事件是右心房RA的起搏和固有RA激活的感测之一；
使用所述第二植入式感测电极，识别对应于所述心房事件的固有希氏束激活；
确定希氏束激活时间，所述希氏束激活时间是所述心房事件与所述固有希氏束激活之间的时间；以及
自动将所述脉冲生成器的HBP脉冲定时设置为小于所述希氏束激活时间，从而使用所述刺激电极施加的HBP脉冲占先固有希氏束激活。
3.如权利要求1所述的心脏刺激系统，其中，所述指令还使得所述处理器：
测量响应于HBP脉冲的施加的所述患者心脏的至少一个血流动力学响应；以及
调整所述脉冲生成器的HBP脉冲定时设置，以最大化对应于随后施加的脉冲的血流动力学响应。
4.如权利要求1所述的心脏刺激系统，还包括：左心室LV电极，所述左心室LV电极耦合到所述脉冲生成器，并适配于在LV起搏延迟tHP-LVP之后向所述LV提供LV脉冲，tHP-LVP对应于距所述HBP脉冲的施加的时间。
5.如权利要求4所述的心脏刺激系统，其中，所述指令还使得所述处理器：
施加多个LV定时脉冲，使用相应的LV起搏延迟来施加所述多个LV定时脉冲中的每一个；
对于所述多个LV定时脉冲中的每个LV定时脉冲，测量响应于所述LV定时脉冲的施加而生成的QRS波形；
对于每个QRS波形，确定相应的QRS持续时间；
识别所述相应的QRS持续时间中的最短的QRS持续时间；以及
修改所述脉冲生成器的LV起搏延迟设置，从而tHP-LVP等于具有所述最短的QRS持续时间的所述LV定时脉冲的相应的LV起搏延迟。
6.如权利要求4所述的心脏刺激系统，其中，所述指令还使得所述处理器：
测量HBP与所述患者心脏的右心室RV的响应之间的第一固有延迟tHP-RVS、HBP与所述LV的响应之间的第二固有延迟tHP-LVS和所述LV的起搏与所述RV的响应之间的第三固有延迟tLVP-RVS中的每一个；以及
基于tHP-RVS、tHP-LVS和tLVP-RVS中的每一个设置tHP-LVP。
7.如权利要求6所述的心脏刺激系统，其中，所述指令还使得所述处理器：
确定tHP-LVS小于tHP-RVS；以及
将tHP-LVP设置为tLVP-RVS和0.5*(tLVP-RVS+(tHP-LVS-tHP-RVS))中的较小者。
8.如权利要求6所述的心脏刺激系统，其中，所述指令还使得所述处理器：
确定tHP-LVS为大于或等于tHP-RVS中的一者；以及
将tHP-LVP设置为等于0.5*tLVP-RVS。
9.如权利要求4所述的心脏刺激系统，其中，所述刺激系统包括多极LV引线，所述多极LV引线包括多个LV感测电极，所述指令还使得所述处理器：
测量多个LV激活延迟，使用所述多个LV感测电极中相应的LV感测电极测量所述多个LV激活延迟中的每一个；以及
通过从所述多个LV激活延迟中的最大LV激活延迟减去所述多个LV激活延迟中的最小LV激活延迟来计算总的LV激活时间。
10.如权利要求9所述的心脏刺激系统，所述指令还使得所述处理器：响应于确定所述总的LV激活时间低于总的LV激活时间阈值，向所述LV施加至少一个第二LV脉冲。
11.如权利要求10所述的心脏刺激系统，其中，所述总的LV激活时间阈值等于所述最小LV激活延迟的一半。
12.如权利要求1所述的心脏刺激系统，其中，所述脉冲生成器的至少一个设置包括HBP脉冲幅度和HBP脉冲持续时间中的至少一个。
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