基于测量的肺动脉压力来优化心脏前负荷的方法、装置和系统

摘要

基于测量的肺动脉压力来优化心脏前负荷包括针对急性短阵快速协议的每次重复在急性短阵快速协议期间变化向患者的心脏应用的起搏参数。在急性短阵快速协议的重复期间测量肺动脉压力。基于测量的肺动脉压力来确定最优心室前负荷。使用基于最优心室前负荷的确定而选择的参数值来提供起搏理疗。

说明书

技术领域

本发明主要地涉及心脏起搏理疗，并且具体地涉及基于测量的肺动脉压力来优化心脏前负荷。

背景技术

已经开发出向一个或者多个心脏室提供起搏刺激以便改进心房和/或心室收缩节律和协调的心节律管理设备。心节律管理设备通常包括用于感测来自心脏的信号的电路和用于向心脏提供电刺激的脉冲生成器。延伸到患者的心脏室中和/或心脏的血管中的引线耦合到感测心脏的电信号的电极并且用于根据用于治疗心律失常的各种理疗来向心脏递送刺激。

起搏器是递送连串低能起搏脉冲的心节律管理设备，这些脉冲被定时成辅助心脏产生维持心脏泵送效率的收缩节律。起搏脉冲根据患者的需要可以是间歇或者持续的。存在多种起搏器设备，这些设备具有用于对一个或者多个心脏室进行感测和起搏的各种模式。

已经在各类心衰(HF)的治疗中使用起搏理疗。一般而言，HF与心脏的泵送力削弱关联，从而导致不能递送足够血液以满足外围组织的需求。HF可能造成衰弱、失去呼吸以及在肺和其他身体组织中的流体积累。HF可能影响心脏的左心、右心或者两侧。例如，当心肌的退化产生心脏的扩张和/或收缩性的减少时可能出现HF。减少的收缩性降低心脏血液输出并且可能导致心率增加。在一些情况下，左和右心脏室的不同步收缩(比如心房或者心室同步失常)造成HF。当影响左或者右心室时，不同步收缩可能明显降低心脏的泵送效率。

起搏理疗可以促进心脏室收缩的同步以改进心脏功能。这一般称为心脏再同步理疗(CRT)。一些心脏起搏器能够通过对多个心脏室进行起搏来递送CRT。在使心脏室同步收缩的序列中向心脏室递送起搏脉冲，从而增加心脏的泵送力并且向身体的外围组织递送更多血液。在右和左心室收缩同步失常的情况下，双心室起搏理疗可以对一个或者两个心室进行起搏。也可以代之以使用双心房起搏或者所有四个心脏室的起搏。

已经证实起搏理疗在暂停与下降的心脏功能关联的生理影响时是有价值的。在一些情况下，已经表明起搏理疗提供对心脏疾病所导致的心脏物理退化的暂时或者持久校正，这是称为逆向重新建模的过程。有助于逆向重新建模的起搏理疗的确立和应用因此可以在延长已经面临一些形式的心衰的患者的寿命时是有价值的。

发明内容

本发明涉及用于基于测量的肺动脉压力来优化心脏前负荷(preload)的系统和方法。根据本发明一个实施例的一种方法包括：针对急性短阵快速协议(acute burst protocol)的每次重复，在急性短阵快速协议期间变化向患者的心脏应用的起搏参数。在急性短阵快速协议的重复期间测量肺动脉压力。基于测量的肺动脉压力来确定最优心室前负荷。使用基于最优心室前负荷的确定而选择的参数值来提供起搏理疗。在一个实施例中，一种方法包括：针对急性短阵快速协议的每次重复，在急性短阵快速协议期间变化向患者的心脏应用的起搏参数。在急性短阵快速协议的重复期间测量肺动脉压力，并且基于测量的肺动脉压力来确定最优心室前负荷。使用基于最优心室前负荷的确定而选择的参数值来提供起搏理疗。

在一个更具体实施例中，起搏参数可以包括起搏延迟、房室起搏延迟、双心室延迟、心房内延迟和可移植心脏引线在患者的心脏中的起搏部位的任何组合。该方法还可以包括：选择急性短阵快速协议的重复长度，从而患者的压力反射系统在急性短阵快速协议的重复期间不适应变化的起搏参数。

在其他更具体实施例中，该方法还包括测量急性短阵快速协议的重复之间的肺动脉压力以确定基线肺动脉压力。在这样的情况下，确定最优心室前负荷包括比较基线肺动脉压力与在急性短阵快速协议的重复期间测量的肺动脉压力。在其他布置中，在急性短阵快速协议的重复期间测量肺动脉压力包括测量肺动脉舒张压力。在这样的情况下，基于测量的肺动脉舒张压力来确定最优心室前负荷可以包括基于肺动脉舒张压力的最大值来确定最优心室前负荷。

在该方法的其他更具体实施例中，基于测量的肺动脉压力来确定最优心室前负荷包括基于肺动脉压力的最大值来确定最优心室前负荷。在一种变化中，提供起搏理疗包括进行向患者的心脏应用的起搏间隔的流动优化。在另一变化中，该方法还包括在急性短阵快速协议的所选重复期间包括变化患者姿态。

在本发明的另一实施例中，一种医疗系统包括用于向患者的心脏递送起搏脉冲的一个或者多个电极。能量递送和感测单元耦合到一个或者多个电极。该系统还包括能够进行肺动脉压力测量的肺动脉压力传感器和配置成至少存储肺动脉压力测量的存储器。控制器耦合到存储器、肺动脉压力传感器以及能量递送和感测单元。控制器被配置成：针对急性短阵快速协议的每次重复，在急性短阵快速协议期间经由能量递送和感测单元变化向患者的心脏应用的起搏参数。控制器存储在急性短阵快速协议的重复期间进行的肺动脉压力测量，并且使用基于经由存储的肺动脉压力测量所确定的最优心室前负荷而选择的参数值来提供起搏理疗。

在该系统的更具体实施例中，起搏参数可以包括起搏延迟和电极的起搏部位的任何组合。在一种配置中，控制器还被配置成存储急性短阵快速协议的重复之间的肺动脉压力测量以确定基线肺动脉压力。在这样的情况下，通过比较基线肺动脉压力与在急性短阵快速协议的重复期间存储的肺动脉压力测量来确定最优心室前负荷。

在系统的更具体实施例中，肺动脉压力测量包括肺动脉舒张压力测量。在其他布置中，控制器还被配置成基于在急性短阵快速协议的重复期间进行的最大压力测量来确定最优心室前负荷。控制器还可以被进一步配置成在向患者的心脏应用的起搏间隔的流动优化期间提供起搏理疗。

在本发明的另一实施例中，一种医疗系统包括用于针对急性短阵快速协议的多次重复向患者的心脏应用起搏的装置。起搏参数针对急性短阵快速协议的每次重复而变化。该系统还包括：用于在急性短阵快速协议的重复期间测量肺动脉压力的装置；用于基于测量的肺动脉压力来确定最优心室前负荷的装置；以及用于使用基于最优心室前负荷的确定而选择的起搏参数值来提供起搏理疗的装置。该系统可以可选地包括用于测量急性短阵快速协议的重复之间的肺动脉压力以确定基线肺动脉压力的装置。在这样的情况下，用于确定最优心室前负荷的装置还包括用于比较基线肺动脉压力与在急性短阵快速协议的重复期间测量的肺动脉压力的装置。

本发明的上述发明内容并非为了描述本发明的各实施例或者每个实施方式。通过参照与附图结合的以下具体实施方式和权利要求将清楚和认识本发明的优点和实现以及更完全理解。

附图说明

图1示出了描绘根据本发明实施例的可以用来测量和使用时间间隔以便优化心脏前负荷的心动周期的各种波形；

图2是图示了根据本发明实施例的左心室端部舒张压力与肺动脉端部舒张压力之间相关性的数据绘图；

图3是图示了根据本发明一个实施例的急性短阵快速协议中的可变起搏参数的绘图；

图4是图示了根据本发明一个实施例的向不同起搏参数应用急性短阵快速协议的绘图；

图5-图7是图示了根据本发明实施例的与前负荷优化方法关联的各种处理的流程图；

图8是根据本发明实施例的可以用于实施前负荷优化方法的电路的框图；以及

图9图示了根据本发明实施例的可以与前负荷优化方法结合使用的患者可移植设备。

尽管本发明可有各种修改和替代形式，但是在附图中已经通过例子示出并且下文将具体描述其细节。然而，将理解本意并非使本发明限于描述的具体实施例。反言之，本发明旨在于覆盖落入如由所附权利要求限定的本发明范围内的所有修改、等效和替代实施例。

具体实施方式

在所示实施例的下文描述中参照附图，这些附图形成该描述的一部分并且在附图中通过示例来示出可以在其中实施本发明的各种实施例。将理解可以利用其他实施例，并且可以进行结构和功能改变而不脱离本发明的范围。

根据本发明的系统、设备或者方法可以包括下文描述的特征、结构、方法或者其组合中的一个或者多个。例如，可以实施设备或者系统以包括下文描述的有利特征和/或处理中的一个或者多个。本意在于，这样的设备或者系统无需包括这里描述的所有特征，但是可以被实施成包括提供有用结构和/或功能的所选特征。可以实施这样的设备或者系统以提供各种理疗或者诊断功能。

本发明的实施例涉及用于使用起搏理疗来优化左心室(LV)的系统和方法。本发明的实施例涉及在急性短阵快速协议期间进行肺压力的直接测量并且基于这些压力测量来确定最优心室前负荷。前负荷的优化可以实施为移植手术的一部分和/或实施为流动CRT的一部分。例如，当使患者的活动增加时，可能希望急剧增加LV前负荷。

移植有心节律管理设备的患者有时患有心脏病，如充血性心衰(CHF)。CHF是其中心脏高效泵送血液的能力明显减少的状况。在一些情况下，CHF归因于心脏的右侧和/或左侧的壁肌由于遗传原因而比普通的更弱。在其他情况下，壁肌由于诸如动脉斑块、紧张、吸烟等状况所致的在心脏填充/收缩期间异常伸展而弱化。如果心脏左侧的心肌退化，则左心房和/或左心室变得扩张。该状况称为左心室心脏收缩功能失常(LVSD)。

患有LVSD的患者可能面临左心室的血液动力性能随时间而降低。为了补偿，心率变得增加，因为收缩之间的休止时间可能减少。此外，心脏组织由于LVSD所致的扩张可能使心室去极化信号更慢地行进经过右心室中的心脏左侧。这使左心室比右心室稍微更晚地收缩，并且进一步降低心脏的血液动力效率。

协调心房和/或心室收缩的起搏理疗可以用来增加LVSD患者的心脏效率。视患者而定，可以经由定位于一个或者多个心脏室中的一个或者多个电极应用起搏理疗。多室起搏理疗可以包括对左和右心室(双心室)进行起搏、对心室和心房(房室)进行起搏以及对左和右心房(心房间)进行起搏的任何组合。这些起搏理疗还可以利用传感器以检测电极部位的去极化，并且适当地调节起搏。

多室起搏理疗如CRT可以通过减少同步失常来提高左心室的血液动力性能。具体而言，已经表明形式为双心室起搏的CRT急剧地改进血液动力状态，以及减少心衰症状并且改进心脏收缩功能。也已经表明双心室起搏造成逆向重新建模，这是指由于减少一些心脏生理退化而提高了左心室泵送效率。

用来增加心脏输出的一种起搏策略是优化AV延迟以比如最大化左心室的收缩性(LVdp/dt)。该收缩性在左心室面临最大端部舒张体积或者前负荷时最大化。这称为Frank Starling机制。最大左心室端部舒张体积(LVEDV)可以与左心室端部舒张压力(LVEDP)直接相关。因此，可以表明使LVEDP最大的起搏理疗也增加左心室的心脏输出(LVEDV)，因此增加dp/dt、每搏量和前负荷。

在一些情况下，可能难以直接测量LVEDP。一种更常用方式是间接测量LVEDP。已经发现肺动脉舒张压力(PAD)可以用来估计LVEDP。现在参照图1和图2，示出了可以应用于根据本发明实施例的方法、系统和装置的在PAD与LVEDP/LVEDV之间的相关性。在图1中，示出了描绘心动周期的各种波形，具体为根据心电图(ECG)、PAD和左心室压力(LVP)测量而产生的波形。可以理解，可以使用广泛各种传感器、波形、波形特征以及传感器、波形和波形特征的组合来产生用于实施本发明实施例的测量，并且提供与图1和其他图关联的内容仅出于非限制的示例目的，而不应当理解为限制本发明的范围。

图1中所示波形大体上描绘如ECG波形102中最清楚的近似三个心动周期。波形104代表肺动脉压力，而波形106代表左心室压力。指标108、110和112指示LVEDP在三个心动周期中的各心动周期内在左心室波形106上的点。LVEDP 108、110、112相对于PAD(例如，点114)有相移，并且如图2的绘图中所见在LVEDP与PAD的量值之间有相关性

图2中所示数据绘图200是针对CRT患者群体而采集的并且用于表明肺动脉端部舒张压力(PAEDP)与LVEDP之间的相关性。用于分析相关性的群体优选地包括患有相似左心室功能失常的患者。如从该群体的结果可见，LVEDP与PAEDP之间的线性相关性(表示为线202)可以表达为：

LVEDP＝0.88*PAEDP+7.49        [1]

将理解，方程[1]仅为表明LVEDP与PAEDP之间线性相关性的示例结果，而未必在本发明的实施例中需要或者用来估计实际LVEDP。一般而言，这里描述的方法和装置可以使用PAEDP作为LVEDP测量的替代(比如确定LVEDP压力是从基线值增加还是减少)。可以进行直接肺动脉压力测量的装置可以利用PAEDP与LVEDP之间的相关性。如下文将更具体描述的那样，可移植起搏系统可以包括能够进行直接肺动脉压力测量的压力传感器。

根据本发明实施例的一种系统可以将肺压力测量用于通过在急性基础上最大化LV前负荷来提高血液动力心脏性能以及其他用途。虽然PAEDP是为了优化LVEDP/LVEDV而可以优化的肺动脉压力的一个例子，但是其他肺压力测量可以用于该目的，比如肺动脉脉冲压力、肺动脉收缩压力。用于优化LV前负荷的这些方法也可适用于能够进行LVP直接测量的系统。类似地，可以在根据本发明一个实施例的系统中使用与LVEDP/LVEDV具有强相关性的其他物理测量。

普遍而言，HF患者具有作为心脏病原因或者结果的高血压。这样，治疗那些HF患者包括长期降低血压。然而，通过急剧地最大化LVEDP(例如，在短时间段内这样做)，可能瞬间和定期增加心脏输出以改善心脏病(例如，引起逆向重新建模)。一般而言，急性理疗在身体的压力反射可以适应理疗参数的某一变化之前依赖于心脏对该变化的短期反应。

根据本发明的实施例，向患者的心脏应用的起搏参数在急性短阵快速协议的多次重复期间变化。该参数随着各短阵快速而不同，并且观测对肺压力的所得改变(或者与LVEDP/LVEDV相关的其他测量)。也可以观测在短阵快速之间的时间段中出现的肺压力以便确定基线读数。假设变化之一造成最优肺压力读数，则可以使用该变化的值作为用于增加心脏输出的急性理疗的一部分。根据急性短阵快速理疗来确定最优读数也可以具有其他应用，比如确定起搏引线的最优放置。图3的绘图300示出了根据本发明一个实施例可以如何变化起搏参数以确定最优心室前负荷的例子。

绘图300包括竖直轴302，该轴指示PAD压力(这里代之以称为PAD或者PADP)并且具体为PAEDP。然而，将理解，可以利用被发现与LVEDP强相关的其他肺压力(或者其他生理测量)。例如，在心动周期期间进行的PAEDP与另一肺压力的组合可以提供与仅使用PAEDP进行的LVEDP估计相比有所提高的LVEDP估计准确度。水平轴304指示时间，而PAD 302随时间304的变化用来通过增加LV前负荷来有助于优化心脏流量。

如绘图300中所见，区分四个短阵快速间隔306、308、310和312。四个间隔306、308、310和312的选择是任意的并且出于示例目的来进行。一般而言，安全考虑和测量准确度将规定合理数目的间隔。因而，间隔数目和组成的确定通常在逐个病例的基础上由临床医生进行。

在这些间隔306、308、310和312中的各间隔期间，改变起搏参数(P)。该参数可以包括向可移植起搏电极应用的延迟(例如，AV延迟、VV延迟)或者向这样的电极应用的任何其他定时或者电特性。可以变化的其他参数包括起搏电极的位置。可以出于表征目的通过物理上移动电极(例如，在移植手术期间)来变化位置。在流动闭合回路应用中，更典型的是可以通过选择多电极引线的特定电极来改变位置。

如图3中可见，针对相应短阵快速间隔306、308、310、312中的各短阵快速间隔将参数P设置成四个不同值314、316、318、320。因而，测量的PADP可以分别例如由平均值322、324、326和328代表的那样在间隔306、308、310、312期间取不同值。在短阵快速协议完成之后，可以确定平均短阵快速协议值322、324、326和328之一为最优。在许多情况下，平均值322、324、326和328的最优值可以是具有最大值的值(这里由在P＝v₂的值324代表)。该值324对应于在理疗期间测量的PADP 302的最高急性水平。

不仅314、316、318、320互不相同，而且它们可以不同于在短阵快速间隔306、308、310、312之间的时间段期间使用的起搏参数(如果有)。表示为感测间隔330、332、334、336、338的这些时间间隔允许心脏在应用短阵快速间隔306、308、310、312之前、之间和之后回到标准状态。在感测间隔330、332、334、336、338期间进行的测量可以用来确定PADP的基线值340。在许多情形中，可以没有在休止间隔330、332、334、336、338期间应用的起搏理疗，因此基线340可以代表PADP的非起搏值。在其他情况下，可以在休止间隔330、332、334、336、338期间应用起搏参数的既定值。在该后者情况下，值322、324、326、328代表由于变化的参数P相对于基线起搏水平的改变所致的PADP改变。

如先前所述，可以根据本发明实施例在急性短阵快速理疗期间改变包括室间起搏定时和引线位置的多个不同起搏参数。其中那些参数造成最大心室前负荷的阶段在这里可以称为“表征”。可以在临床设置中进行表征，其中患者的状况由临床医生主动地监视。然而，可以有可能包括某一类型的流动表征，其中在使用中和在多个不同患者状况(例如，睡眠、锻炼、工作)之下改变参数的各种(通常适度)变化以适应确定的新参数值或者优化现有参数。通常通过经由可移植起搏系统的应用可以在常规理疗范畴中使用在表征期间发现的任何最优参数。

注意变量314、316、318、320在后续短阵快速间隔306、308、310、312之间的改变仅为可以如何进行表征的一个例子。在其他例子中，变量P针对多个连续或者非连续短阵快速可以设置成相同变量。另外，表征协议(characterization protocol)可以考虑患者的各种状态，这些状态包括姿态(例如，站立、就座、躺卧)、活动水平、药疗和其他状况/状态。移植式和/或外部起搏装置的可编程性允许灵活定制表征数据以便在各种状况之下优化前负荷。

如图3中所示，在表征特定患者对单个参数的响应之时仅改变该参数。然而，设想可以按照比如图3中所示多个表征协议来确定患者对多个参数的响应。现在参照图4，绘图400图示了针对特定患者可以观测的三个表征结果402、404、406的例子。可以通过在急性短阵快速协议中改变单个起搏参数来获得各结果，并且该参数可以持续或者离散可变。例如，与结果402和404关联的参数可以持续可变(例如，定时)，而与结果406关联的参数可以离散(例如，激活的电极在多电极引线上的位置)。

各结果402、404、406与相应基线值408、410、412关联。为求简洁，在单独竖直区域中绘出基线408、410、412和结果402、404、406。然而，在类似生理状况之下，可以假设基线值408、410、412可以基本上相似。也可以针对诸如休息/工作状态、姿态、药疗等多个各种患者状况确定结果402、404、406。在所示例子中，结果402、404、406具有相应最大PADP点414、416和418。可以根据结果402、404、406直接获得或者通过内插和/或外插获得与那些最大结果414、416和418关联的参数。

一般而言，流动起搏优化理疗可以基于表征结果402、404、406来变化参数组合。例如，治疗可以变化AV延迟和位置两者以便急剧增加LV前负荷。这样的参数组合也可以在用于治疗之前一起加以表征。例如，可以从结果402、404、406中选择用于各参数的最优值，并且可以引入少量变化以保证该组合获得最优前负荷。在另一例子中，可以在移植期间进行位置和定时两者的优化以便指导引线位置，并且随后可以应用定时改变(和/或电极选择)作为流动理疗的一部分。

例如，考虑其中变化AV延迟和位置作为急性理疗一部分的情况。表征表明AV_opt和LOC_opt是通过单参数表征而发现的AV延迟和位置的最优值。AV-和AV+可以是分别小于和大于AV_opt的少量变化，而LOC+和LOC-可以是虽然并未与LOC_opt一样大、但是在急性短阵快速协议中仍然表明增加的PAD的替代位置。因此，另一组短阵快速协议表征可以使用(AV-，LOC-)、(AV-，LOC+)、(AV+，LOC-)和(AV+，LOC+)中的一些或者全部组合以确定是否AV_opt和LOC_opt的组合为最优，并且如果不是则进行调节。

现在参照图5，示出了图示用于根据本发明一个实施例基于测量的肺动脉压力来优化心脏前负荷的过程500的流程图。该过程包括确定502起搏参数P的n个不同值。参数P可以是影响向心脏组织应用电冲激的任何值。P的典型例子包括AV延迟、VV延迟、引线位置等。变量P可以是连续或者离散的，并且P的可接受范围可以是患者特有的。

过程500包括进入重复n次(对于P的各值重复一次)的循环504。对于循环504的每次重复，选择506起搏值之一，所选值表示为P_R。P_R的所选值用来针对A个心动周期应用起搏508，并且在A个周期期间感测值X_R，A。感测值X_R，A可以是表明LVEDV和/或LVEDP的任何值。通常，X_R，A可以是PAEDP和/或是LVEDP的直接测量。选择由A代表的重复次数以明显影响LVEDP而无需针对每搏量改变的气压函数调节。在应用起搏508之后，针对B次心动周期进行居间时段的感测510。通常，B的值将明显大于A。

至少在针对B个周期的感测阶段510中感测在起搏阶段508中感测的相同X值(例如，PAEDP)。将这些较晚的测量表示为X_B。感测阶段510可以完全不包括起搏，或者包括使用特定患者的预先建立的固有值的起搏。在感测510之后，递增512R的值，并且循环504针对另一次重复继续。

在n次重复完成514之后，可以使用在一个或者所有感测时段510期间取得的测量来确定516X的基线值(X_BASE)。根据在起搏时段508中感测的值来确定518X的最优值(例如，最大PAD)(X_OPT)。X_OPT的确定518也可以包括分析基线测量值X_BASE。随后，可以使用基于X_OPT确定的实际或者估计最优P值(P_OPT)来提供520起搏理疗。

过程500可以使用本领域中已知的任何参数P。一种有益应用包括使用AV延迟作为参数P。现在参照图6，示出了图示根据本发明一个实施例的用于通过变化AV延迟(AVD)基于测量的肺动脉压力来优化心脏前负荷的过程600的流程图。过程600包括使用n个预定AVD值。例如，值可以是患者的固有PR定时的10％、30％、60％和90％。针对给定引线位置开始604AV优化(AVO)过程。将AVD改变606成n个预定AVD值之一，并且进行起搏/感测系列608。在这一例子中，系列608包括针对六个心动周期进行起搏并且针对15个心动周期进行感测。可以针对所选AV延迟将系列608重复多次。针对相应起搏和感测周期来感测610起搏PAD和平均(基线)PAD。针对n个预定AVD值重复612子过程604、606、608、610。在穷尽所有预定AVD值之后，将AVD设置614成产生最大起搏PAD的值。

现在参照图7，示出了图示根据本发明一个实施例用于通过变化引线位置基于测量的肺动脉压力来优化心脏前负荷的过程700的流程图。该过程包括选择702n个引线位置中的下一个引线位置并且针对所选位置开始AVO过程704。例如，如图6中所示这样的过程可以用于AVO过程704。作为AVO过程704的结果，确定706平均和最优PAD，并且针对其余位置重复708该过程。在穷尽所有引线位置之后，获得最优(例如，最大)PAD的引线位置(和AVD)用于理疗710。

可以在包括可移植和患者外部设备和系统的各种医疗诊断设备和系统中实施本发明的起搏优化方法。例如，本发明的起搏优化方法可以完全由移植式设备(例如，起搏器、ICD、CRT设备)实施、完全由患者外部系统(不同于心脏电极/引线)实施或者以分布方式由移植式和患者外部设备或者系统实施。在患者外部或者分布方式的背景中，可以运用各种外部系统，比如编程器和/或联网系统，比如高级患者管理系统。

现在参照图8，框图示出了根据本发明实施例的实施起搏优化方法的电路。一个或者多个心脏电极802可以定位或者设置于心脏室或者脉管系统内的多个位置。在电极移植手术的背景中，可以使用包括一个或者多个电极的引线来评估/优化候选起搏部位。在移植后评估的背景中，可以评估/优化一个或者多个移植起搏部位。

一个或者多个传感器804被配置成感测表明患者的血液动力状态的生理因素。可用传感器804包括检测心音的一个或者多个传感器(例如，麦克风、加速计)、压力传感器(例如，左心房压力传感器，比如肺动脉压力传感器，左/右心室压力传感器)和心脏每搏阻抗传感器以及其他传感器。由一个或者多个传感器804产生的信号可以向血液动力信号处理器806传达，该处理器处理传感器信号以供控制器808使用。

控制器808耦合到血液动力信号处理器806、存储器810、心脏信号感测电路812和起搏理疗电路814。存储器810被配置成存储程序指令和/或数据。此外，存储的信息还可以用来提供用于在以后时间进行显示或者分析的事件日志。存储器810可以被配置成存储前述类型的前负荷优化算法816。取而代之，优化算法815可以存储于患者外部设备或者系统上。控制器808执行程序指令以实施根据本发明实施例的心室前负荷优化过程。

控制器808优选地耦合到通信电路818，该电路允许设备与其他设备820如患者外部编程器或者高级患者管理系统通信。在一些实施方式中，高级患者管理(APM)系统可以用来收集CRT患者数据以便开发可以用来训练前负荷优化算法的患者群体数据。可以从大量CRT患者采集该数据。APM系统或者编程器也可以用来实施或者有助于具体在电极移植手术的背景中实施本发明的起搏部位评估方法。

现在参照图9，示出了通过使用移植式心脏理疗设备900来实施本发明一个实施例。理疗设备900包括装入可移植壳901内的心节律管理电路。CRM电路电耦合到心脏内引线系统910。示出了心脏内引线系统910的部分插入到患者的心脏中。引线系统910包括定位于一个或者多个心脏室中、上或者周围、用于感测来自患者的心脏的电信号和/或向心脏递送起搏脉冲的心脏起搏/感测电极951-956。心脏内起搏/感测电极951-956可以用来对心脏的一个或者多个室(包括左心室、右心室、左心房和/或右心房)进行感测和/或起搏。引线系统910可以包括用于向心脏递送去纤维性颤动/心脏复律电击的一个或者多个去纤维性颤动电极941、942。

左心室引线905并入在左心室内、上或者周围的各种位置定位的多个电极954a-954d。在多个位置或者在单个所选位置刺激心室可以增加患有HF的患者中的心脏输出。根据这里描述的各种实施例，选择用于对左心室进行起搏的电极954a-954d中的一个或者多个电极。在其他实施例中，具有定位于室内多个位置的多个起搏电极的引线(比如图9的左心室引线905所示引线)可以移植于任何或者所有心脏室内。可以选择定位于一个或者多个室内的一组电极。可以根据增强心脏功能的定时序列和输出配置经由所选电极向室递送电刺激脉冲。

可移植设备900的壳901的部分可以可选地作为一个或者多个罐式或者中性电极。将壳901图示为并入头部989，该头部可以被配置成有助于一个或者多个引线与壳901之间的可拆卸附着。理疗设备900的壳901可以包括一个或者多个罐式电极981b。理疗设备900的头部989可以包括一个或者多个中性电极981a。

壳901和/或头部989可以包括一个或者多个血液动力传感器982，比如加速度计或者麦克风。一个或者多个心脏引线910或者单独传感器引线可以并入一个或者多个血液动力传感器，比如肺动脉压力传感器。设置于理疗设备900的壳901或者引线系统910内或者上的心脏电极和/或其他传感器可以产生用于检测和/或测量各种生理参数的信号，这些生理参数比如是经胸廓阻抗、呼吸率、分钟通气量、心率、心脏同步失常、活动、姿态、血液化学性、O₂饱和度、心音、壁应力、壁应变、肥大、电极内阻抗、电延迟(PR间隔、AV间隔、QRS宽度等)、活动、心脏室压力、心脏输出、温度、心率可变性、去极化幅度、去极化定时和/或其他生理参数。设想在某些实施例中，根据这样的信号导出的信息可以并入如下优化算法中，该算法用来响应于变化CRT起搏参数来提供左心室前负荷的急性优化。

在一些配置中，可移植设备900可以并入可以用来采集患者的呼吸波形和/或采集其他呼吸有关信息的一个或者多个经胸廓阻抗传感器。经胸廓阻抗传感器可以例如包括定位于心脏的一个或者多个室中的一个或者多个心脏内电极941、942、951-956。心脏内电极941、942、951-956可以耦合到理疗设备900的壳901内定位的阻抗驱动/感测电路。来自经胸廓阻抗传感器的信息可以用来适配起搏速率以对应于患者的活动或者代谢需要以及其他用途。

通信电路设置于壳901内用于有助于CRM电路与患者外部设备(比如外部编程器或者高级患者管理(APM)系统)之间的通信。通信电路也可以有助于与一个或者多个移植式、外部、皮上或者皮下生理或者非生理传感器、患者输入设备和/或信息系统的单向或者双向通信。

在某些实施例中，理疗设备900可以包括用于经由去纤维性颤动和/或防过速心律失常起搏(ATP)来检测和治疗心脏过速心律失常的电路。提供去纤维性颤动能力的配置可以将去纤维性颤动线圈941、942用于向心脏递送高能电击以终止或者减轻过速心率失常。

在一些实施例中，可移植理疗设备900可以包括用于选择将经由一个或者多个心脏室内的一个或者多个电极应用的一个或者多个起搏电极、定时序列和/或幅度或者脉冲波形输出配置(统称为起搏输出配置)的电路。例如，可以实施起搏部位评估过程以在移植之后评估最佳起搏部位从而最大化心室前负荷。可以改变与起搏有关的定时参数(例如，AV延迟)以最大化心室前负荷。起搏器参数的任何组合可以用于表征参数以确定最优前负荷状况以及使用那些参数来提供理疗。例如，在配备有多个起搏电极(分别设置于心脏室内的多个起搏部位)的起搏器内，可以使用对用于递送起搏的一个或者多个电极、时间序列和/或脉冲波形特性进行选择的能力以通过优化/最大化心室前负荷来增强心脏室的收缩功能。

比如这里所示这样的多部位起搏器能够在心动周期期间向心房和/或心室的多个部位递送起搏脉冲。某些患者可以受益于在不同时间激励心脏室的部分(比如心室)以便向心室的不同区域分布泵送负荷和/或去极化序列。多部位起搏器能够在不同心动周期期间在心脏室内的所选电极或者电极组之间切换起搏脉冲的输出。例如，可以在心动周期期间在指定位置和在指定时间向心脏室递送起搏脉冲以增强收缩的同步性。也可以更改起搏脉冲的幅度、脉冲持续时间、阳极/阴极极性和/或波形形状以增强如上文所述泵送功能。

可以对上文讨论的优选实施例进行各种修改和添加而不脱离本发明的范围。因而，本发明的范围不应限于上述具体实施例，而是应当仅由所附权利要求及其等效含义限定。