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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 (10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201480020708.1 (22)申请日 2014.02.24 (65)同一申请的已公布的文献号 申请公布号 CN 105102059 A (43)申请公布日 2015.11.25 (30)优先权数据 61/776,941 2013.03.12 US (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2015.10.10 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/US2014/017993 2014.02.24 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2014/163844 EN 2014.1。
2、0.09 (73)专利权人 心脏起搏器股份公司 地址 美国明尼苏达州 (72)发明人 巴伦马斯卡巴安琪 普拉莫德辛格希拉辛格塔库尔 朱莉A汤普森 (74)专利代理机构 北京品源专利代理有限公司 11332 代理人 杨生平钟锦舜 (51)Int.Cl. A61N 1/368(2006.01) A61N 1/362(2006.01) A61N 1/365(2006.01) (56)对比文件 US 2010/0114260 A1,2010.05.06, US 2012/0296228 A1,2012.11.22, 审查员 孙丹 (54)发明名称 用于识别真实起搏模式的心音模板比较 (57)摘要 一种。
3、装置， 可包括： 可植入治疗电路， 其向受 检者提供双心室起搏； 心音信号感测电路， 其产 生表示与机械心脏活动有关的至少一个心音的 感测心音信号； 存储器电路， 其用于存储心脏俘 获的一个或多个心音模板； 以及， 比较电路， 其将 一段感测心音信号与所述心脏俘获的一个或多 个心音模板进行比较以识别其中由所述双心室 起搏诱发了心脏俘获的心室。 在一些情况下， 可 根据所述比较来生成对其中诱发了心脏俘获的 心室的指示。 权利要求书2页 说明书8页 附图3页 CN 105102059 B 2017.03.22 CN 105102059 B 1.一种用于确定受检者的心脏治疗功效的装置， 其包含： 可。
4、植入治疗电路， 其被配置成向受检者提供双心室起搏脉冲以作为心脏起搏治疗的一 部分， 其中所述双心室起搏脉冲包括向右心室提供电刺激脉冲并向左心室提供电刺激脉 冲； 心音信号感测电路， 其被配置成产生表示与受检者的机械心脏活动有关的至少一个心 音的感测心音信号； 存储器电路， 其被配置成存储心脏俘获的一个或多个心音模板； 以及 比较电路， 其被配置成： 将一段感测心音信号与表示仅右心室(RV)俘获的模板心音信号、 表示仅左心室(LV)俘 获的模板心音信号、 表示双心室俘获的模板心音信号中的至少一个进行比较； 以及 根据所述比较来生成对其中诱发了俘获的心室的指示， 并向使用者或程序中的至少一 个提供。
5、所述指示。 2.根据权利要求1所述的装置， 其包括： 心脏信号感测电路， 其被配置成提供表示受检者的电心脏活动的感测心脏信号； 检测电路， 其被配置成使用所述感测心脏信号检测心房颤动的一个事件； 以及 控制电路， 其被配置成在检测到的心房颤动事件期间发起对一个或多个双心室起搏脉 冲的传送； 其中， 所述比较电路被配置成生成对其中由在检测到的心房颤动事件期间提供的一个 或多个双心室起搏脉冲诱发了俘获的心室的指示。 3.根据权利要求1所述的装置， 其中所述比较电路被配置成： 还将所述一段感测心音信 号与表示由本征去极化引起的心室收缩的模板心音信号进行比较； 并且， 根据所述比较来 生成对其中诱发了。
6、俘获的心室的指示或无心脏俘获的指示。 4.根据权利要求中1所述的装置， 其中， 所述心音信号感测电路被配置成感测包括感测 到的S1心音的至少一部分的心音信号， 并且其中所述比较电路被配置成将包括感测到的S1 心音的至少一部分的一段感测心音信号与表示S1心音的一个或多个模板进行比较。 5.根据权利要求1所述的装置， 其中， 所述比较电路被配置成生成根据所述比较对仅RV 中诱发的俘获的计数、 仅LV中诱发的俘获的计数、 全部两个心室中诱发的俘获的计数以及 心室中缺乏俘获的计数进行更新的指示。 6.根据权利要求1所述的装置， 其包括： 模板电路， 其被配置成生成表示RV、 LV以及全部 两个心室中中。
7、的心脏俘获的心音模板， 并且生成表示归因于本征去极化的心室收缩的心音 模板。 7.根据权利要求6所述的装置， 其包括： 控制电路， 其被配置成发起其中将一个或多个 电刺激脉冲传送到一个或全部两个心室的模板模式， 其中， 使用小于最小检测的本征去极 化间隔的刺激间隔来提供所述电刺激脉冲， 并且其中所述模板电路被配置成使用在向处于 模板模式的一个或全部两个心室提供所述一个或多个电刺激脉冲时感测到的一个或多个 心音信号来生成心音模板。 8.根据权利要求1所述的装置， 其包括： 模板电路， 其被配置成生成表示仅RV中的心脏俘获、 仅LV中的心脏俘获以及全部两个 心室中的心脏俘获中的至少一个的候选心音模。
8、板、 或表示由本征去极化引起的心室收缩的 权利要求书 1/2 页 2 CN 105102059 B 2 候选心音模板； 以及 控制电路， 其被配置成接收对候选模板的接受的指示， 并且其中所述控制电路被配置 成在接收到对所述候选模板的接受的指示时发起对一段感测心音信号与所述候选模板的 比较。 9.根据权利要求1所述的装置， 其包括： 模板电路， 其被配置成： 生成表示由传送到仅RV、 仅LV或全部两个心室中的至少一个的电刺激脉冲引起的心脏 俘获的候选心音模板； 以及 计算候选心音模板与表示由本征去极化引起的心室收缩的心音模板的间隔的度量； 以 及 控制电路， 其被配置成根据计算出的度量来发起对一。
9、段感测心音信号与所述候选心音 模板的比较。 10.根据权利要求1所述的装置， 其包括心率检测电路， 其中所述比较电路被配置成根 据检测到的心率来在时间和振幅中的一个或两个上按比例放缩所述心脏俘获的一个或多 个心音模板， 其中将所述一段感测心音信号与一个或多个按比例放缩的心音模板进行比 较。 权利要求书 2/2 页 3 CN 105102059 B 3 用于识别真实起搏模式的心音模板比较 0001 相关申请的交叉引用 0002 本专利申请要求于2013年3月12日提交的美国临时申请No.61/776,941的权益， 其 通过全文引用方式并入本文中。 背景技术 0003 流动医疗设备包括可植入医疗。
10、设备(IMD)和可穿戴医疗设备。 IMD的一些实例包 括： 心脏功能管理(CFM)设备， 例如可植入起搏器、 可植入复律器去颤器(ICD)、 心脏再同步 治疗设备(CRT)以及包括这些能力的组合的设备。 所述设备能够用于使用电或其它疗法来 治疗患者或受检者， 或在患者诊断中通过对患者状态的内部监测来辅助医师或护理人员。 所述设备可包括与一个或多个读出放大器通信的一个或多个电极以监测患者的电心脏活 动， 并且通常包括一个或多个传感器以监测一个或多个其它内部患者参数。 所述设备可皮 下植入， 并且包括无需与患者心脏直接接触便能够感测心脏信号的电极。 IMD的其它实例包 括可植入诊断设备、 可植入药。
11、物输送系统或具有神经刺激能力的可植入设备。 0004 可穿戴医疗设备的一些实例包括可穿戴复律器去颤器(WCD)和可穿戴诊断设备 (例如， 流动监测背心)。 WCD可为包括表面电极的监测设备。 布置表面电极以提供以下功能 中的一个或全部： 监测以提供表面心电图(ECG)； 以及， 传送复律器和去颤器震击治疗。 0005 响应于异常慢的心率或心室收缩失调， 一些CFM设备传送电起搏刺激以诱发心脏 去极化和收缩(有时被称为心脏俘获)。 医师希望知道向受检者提供的起搏刺激治疗的有效 性。 在Chinchoy等人于2007年4月30日提交的题为 “Mechanical Ventricular Pacin。
12、g Non- Capture Detection for a Refractory Period Stimulation(RPS)Pacing Therapy Using at Least One Lead-Based Accelerometer” 的美国专利申请公开案No.US 2008/ 0269825中能够找到用于在传送不应期刺激以确定是否出现所要的非俘获的过程中监测至 少一个心室的系统和方法。 在Zhu等人于2008年2月2日提交的题为 “Accelerometer-Based Heart Sound Detection for Autocapture” 的美国专利No.6,650,9。
13、40中能够找到能够自 动检测患者心脏的本征诱发反应的可植入心律管理设备。 发明内容 0006 本发明论述了用于改良对患者或受检者的心脏治疗功效的确定的系统、 设备和方 法。 一种装置实例可包括： 可植入治疗电路， 其被配置成向受检者提供双心室起搏； 心音信 号感测电路， 其被配置成产生表示与机械心脏活动有关的至少一个心音的感测心音信号； 存储器电路， 其被配置成存储心脏俘获(cardiac capture)的一个或多个心音模板； 以及， 比较电路， 其被配置成将一段感测心音信号与所述心脏俘获的一个或多个心音模板进行比 较以识别其中由双心室起搏诱发心脏俘获的心室， 并且根据所述比较生成对其中诱发。
14、心脏 俘获的心室的指示， 并向使用者或程序中的至少一个提供所述指示。 0007 此概述意欲提供对本专利申请的主题的概述。 其非意欲提供对本发明的排它性的 或穷举性的解释。 包括详细描述以提供关于本专利申请的进一步的信息。 说明书 1/8 页 4 CN 105102059 B 4 附图说明 0008 附图非必须按比例绘制， 在附图中， 相似的数字可描述类似的组件。 具有不同字母 下标的相似数字可表示类似组件的不同实例。 附图通常以举例的方式、 而非以限制的方式 来说明本发明中所论述的各种实施例。 0009 图1示出使用为IMD的流动医疗设备的系统的部分； 0010 图2示出使用IMD向患者提供治。
15、疗的另一系统的部分； 0011 图3示出用于确定有效的心脏起搏治疗的方法的一个实例的流程图； 0012 图4示出用于确定向受检者提供的心脏起搏治疗的功效的流动医疗设备的一个实 例的部分的框图。 具体实施方式 0013 一种流动医疗设备可包括本文所描述的特点、 结构、 方法中的一个或多个或其组 合。 例如， 一种流动心脏监视器或心脏刺激器可包括下文所描述的有利特点或程序中的一 个或多个。 希望的是， 这种监视器、 刺激器或其它可植入、 部分可植入或可穿戴设备无需包 括本文所描述的所有特点， 但是可实施以包括用于独特的结构或功能性的所选特点。 可实 施这种设备以提供各种治疗或诊断功能。 0014 。
16、图1示出使用了为IMD 110的流动医疗设备的系统的部分。 IMD 110的实例包括： 非 局限于， 调搏器、 去颤器、 心脏再同步治疗(CRT)设备或这些设备的组合。 典型地， 系统100还 包括IMD编程器或例如通过使用射频(RF)或其它遥测信号而与IMD 110进行无线信号190通 信的其它外部设备170。 外部设备170可通过网络， 例如， 计算机网络或蜂窝电话网络， 与远 程系统通信。 在一些实例中， 远程系统提供患者管理功能， 并且可包括一个或多个服务器以 执行所述功能。 0015 如图所示， IMD 110通过一个或多个引线108A-C耦合到心脏105。 心脏引线108A-C 包。
17、括耦合到IMD 110的近端和通过电触点或 “电极” 耦合到心脏105的一个或多个部分的远 端。 典型地， 电极向心脏105的至少一个心室传送心脏复律、 去纤颤、 起搏、 或再同步治疗或 其组合。 电极可电耦合到读出放大器以感测电心脏信号。 0016 心脏105包括右心房100A、 左心房100B、 右心室105A、 左心室105B和从右心房100A 延伸出的冠状窦120。 右心房(RA)引线108A包括部署在心脏105的心房100A中的电极(电触 点， 例如环形电极125和尖头电极130)， 其用于感测信号或向心房100A传送起搏治疗， 或两 者皆有。 0017 右心室(RV)引线108B包。
18、括一个或多个电极， 例如尖头电极135和环形电极140， 其 用于感测信号、 传送起搏治疗或感测信号和传送起搏治疗两者皆有。 可选地， 引线108B还包 括额外的电极， 例如用于向心脏105传送心房电复律、 心房去纤颤、 心室电复律、 心室去纤颤 或其组合。 典型地， 为了处理去纤颤中所涉及的较大能量， 这种电极具有比起搏电极更大的 表面积。 可选地， 引线108B向心脏105提供再同步治疗。 典型地， 将再同步治疗传送到心室以 更好地同步心室之间的去极化定时。 0018 IMD 110可包括通过头部155附着到IMD 110的第三心脏引线108C。 第三心脏引线 108C包括放置在冠状静脉内。
19、的电极160和165， 其通过冠状静脉横卧在左心室(LV)105B的心 说明书 2/8 页 5 CN 105102059 B 5 外膜上。 第三心脏引线108C可包括位于冠状窦(CS)120附近的环形电极185。 尽管附图的实 例中仅示出两个电极， 但是引线108C视需要可包括三个电极、 四个电极或任何数量的电极。 0019 引线108B可包括： 第一去纤颤线圈电极175， 其邻近尖头和环形电极135、 140放置 以为了放置在右心室内； 以及， 第二去纤颤线圈电极180， 其邻近第一去纤颤线圈175、 尖头 电极135和环形电极140放置以为了放置在上腔静脉(SVC)内。 在一些实例中， 将。
20、高能震击治 疗从第一或RV线圈175传送到第二或SVC线圈180。 在一些实例中， 将SVC线圈180电束缚到形 成于气密密封的IMD外壳或罐150上的电极。 此可通过从RV线圈175在心室心肌上更均匀地 传送电流来改善去纤颤。 在一些实例中， 将治疗从RV线圈175仅传送到形成于IMD罐150上的 电极。 在一些实例中， 将线圈电极175、 180与用于感测信号的其它电极组合使用。 0020 应注意， 尽管说明中示出引线和电极的特定布置， 但是本方法和系统将以各种构 造以及与各种电极工作。 IMD可配置有各种电极布置， 包括经静脉、 心内膜和心外膜电极 (即， 胸内电极)， 和/或皮下、 非。
21、胸内电极， 包括罐、 头部和无关电极， 以及皮下阵列或引线电 极(即， 非胸内电极)。 0021 IMD 110还可包括心脏信号感测电路111。 心音信号感测电路111可被配置成产生 表示与受检者的机械心脏活动有关的至少一个心音的感测心音信号。 心音信号感测电路 111的一些实例可包括加速度计、 麦克风或其它适合的心音传感器。 0022 图2示出另一系统200的部分， 其使用IMD 210向患者202提供治疗的IMD 210。 典型 地， 系统200包括通过网络294与远程系统296通信的外部设备270。 网络294可为通信网络， 例如电话网络或计算机网络(例如， 因特网)。 在一些实例中， 。
22、外部设备270包括转发器 (repeater)， 并且通过使用有线或无线链路292的网络进行通信。 在一些实例中， 远程系统 296提供患者管理功能并且可包括一个或多个服务器298以执行所述功能。 0023 IMD可根据设备是否向受检者的特定心室传送起搏脉冲来追踪向患者或受检者提 供何种治疗。 例如， 设备可使用计数器来追踪所提供的双心室或bi-V起搏刺激脉冲。 然而， 在一些情况下， 基于设备的计数器可不准确地估算有效地俘获心脏的bi-V起搏的程度。 若 设备在受检者经历的心房颤动(AF)的一个事件中估算有效的起搏治疗， 则尤其如此。 有效 的bi-V起搏的实际程度可低于使用设备计数器确定的。
23、所传送的bi-V起搏的估算。 同样， 当 设备向心室传送起搏脉冲时， 能够出现融合搏动， 但是大部分的心室仍通过本征去极化来 激活。 当使用设备计数器时， 融合搏动的出现能够影响有效bi-V起搏的估算的准确性。 0024 心音与机械心脏活动有关。 由于心脏去极化， 这与和电作用电位有关的电心脏活 动相反。“心音” 可包括第一心音(S1)、 第二心音(S2)、 第三心音(S3)、 第四心音(S4)或其任 意分量， 例如， S2的主动脉分量(A2)、 S2的肺部分量(P2)或与心脏的机械活动有关的其它宽 频带声音或振动， 例如瓣膜关闭液体运动(例如， 心杂音等)。 心音还可包括一个或多个宽频 带胸。
24、音， 例如， 可由二尖瓣回流、 左心室膨胀等中的一个或多个产生。 0025 感测心音能够用于确定起搏刺激脉冲是否诱发了诱发反应或心脏的心脏俘获。 仅 感测到电信号可提供对穿过心脏的一个区域的电作用电位的指示以作为起搏刺激脉冲的 结果， 但是不可提供对作用电位诱发机械收缩的指示。 不论是否具有设备计数器， 心音均能 够用于从心室的无俘获或不充分俘获来鉴别对左心室(LV)、 右心室(RV)或两者的有效俘 获。 0026 图3示出用于确定有效的心脏起搏治疗的方法300的一个实例的流程图。 在框305， 说明书 3/8 页 6 CN 105102059 B 6 通过流动医疗设备向受检者提供双心室(bi。
25、-V)起搏脉冲以作为心脏起搏治疗(例如， CRT) 的一部分。 在特定的实例中， 流动医疗设备为可植入医疗设备。 bi-V起搏脉冲包括传送到RV 的电起搏刺激脉冲和传送到LV的电刺激脉冲。 0027 在框310， 通过与提供bi-V起搏脉冲相关联的设备感测心音信号。 感测的心音信号 的特征或属性能够指示是否在一个或全部两个心室中出现俘获。 一种对心音信号中的俘获 的基于设备的识别的方法包括使用模板比较。 模板能够表示一段感测心音信号。 在一些实 例中， 感测多重心音信号， 并且可将心音信号的集中趋势(例如， 平均值)用作模板。 使用信 号的集中趋势能够有助于从模板去除或减少噪音。 能够将所述一。
26、个或多个感测心音信号与 表示仅RV俘获、 仅LV俘获以及所有两个心室俘获(bi-V俘获)的一个或多个心音模板进行比 较， 从而确定对由起搏刺激引起的俘获的评估。 0028 在框315， 能够将一段感测心音信号与表示心脏俘获(例如， RV俘获、 LV俘获或bi-V 俘获)的一个或多个心音模板进行比较。 以此方式， 能够识别其中由bi-V起搏脉冲诱发俘获 的心室。 在框320， 其中诱发俘获的这些心室的指示能够被生成并将其提供给使用者、 医师 或程序中的至少一个。 因为使用心音信号来确定俘获的确认， 所以所述方法可提供对有效 传送的bi-V起搏治疗的程度的更精确的确定。 0029 图4为用于确定向。
27、受检者提供的心脏起搏治疗的功效的流动医疗设备400的一个 实例的部分的框图。 所述设备包括可植入治疗电路405， 其向受检者提供bi-V起搏脉冲以作 为心脏起搏治疗的一部分。 心脏起搏治疗可包括CRT或心动过缓起搏治疗。 0030 所述设备还包括心音信号感测电路410和存储器电路415。 心音信号感测电路410 产生表示至少一个心音的感测心音信号。 如前述， 心音与受检者的心脏的机械活动有关。 存 储器电路415可被配置成存储表示在心脏俘获期间感测的心音信号的一个或多个心音模 板。 例如， 存储器电路415可被配置成存储RV俘获模板,LV俘获模板,bi-V俘获模板,本征心 搏模板及其组合。 0。
28、031 流动医疗设备400可进一步包括比较电路420， 其与心音信号感测电路410和存储 器电路415电通信。 电通信允许电信号在比较电路420、 心音信号感测电路410和存储器电路 415之间进行通信， 即使在比较电路420、 心音信号感测电路410和存储器电路415之间存在 介入电路也是如此。 比较电路420可被配置成将一段感测心音信号与表示心脏俘获的一个 或多个心音模板进行比较。 例如， 比较电路420可被配置成基于所述比较计算至少一个或多 个模板的相关系数。 相关系数可提供感测信号与特定心音模板的在多大程度上相关联的度 量。 当计算出的相关系数超出阈值系数值时， 感测心音信号可被确定为。
29、表示模板。 在一些情 况下， 可由设备生产商或使用者(例如， 医师)来指定或编程阈值系数值。 在一些情况下， 当 计算出的对应于模板的相关系数具有在所有计算出的相关系数中的最高值时， 感测心音信 号可被确定为表示一个或多个模板中的一个。 0032 比较电路420可包括在控制电路425中。 控制电路425可为微处理器、 数字信号处理 器、 专用集成电路(ASIC)、 微处理器或其它类型的处理器、 软件模块或固件模块中的解释或 执行指令。 控制电路425可包括用于执行所述功能的其它电路或子电路。 这些电路可包括软 件、 硬件、 固件或其任意组合。 视需要， 可在所述电路的一个或多个中执行多重功能。。
30、 0033 比较电路420可被配置成将所述一段感测心音信号与一个或多个心音信号模板进 行比较以识别其中由双心室起搏脉冲诱发心脏俘获的心室。 所述一个或多个心音信号模板 说明书 4/8 页 7 CN 105102059 B 7 可表示在仅RV起搏期间感测的心音信号、 仅LV起搏期间感测的心音信号、 bi-V起搏期间感 测的心音信号、 或表示由本征去极化引起的心室收缩的心音信号中的至少一个。 为了获得 心音信号段， 可通过起搏脉冲的传送来门控或触发对心音信号的感测。 在另一实例中， 能够 通过算法确定感测心音信号中的心音(例如， S1心音)来识别所述一段感测心音信号。 0034 在一些实例中， 比。
31、较电路420可被配置为根据所述比较来生成对其中诱发了俘获 的一个或多个心室的指示， 或根据所述比较来生成对无俘获的指示。 可向使用者或程序提 供所述指示。 在一些实例中， 所述设备包括一个或多个计数器。 由比较电路420生成的指示 能够用于更新仅RV中由bi-V起搏脉冲诱发的俘获的计数、 仅LV中诱发的俘获的计数、 所有 两个心室中诱发的俘获的计数以及由bi-V起搏脉冲在心室中诱发的缺乏俘获的计数。 应注 意， 此不同于仅计数起搏脉冲传送到那个心室， 这是因为使用心音来确认起搏脉冲的有效 性或无效性。 0035 在特定的实例中， 心音信号感测电路410感测包括感测到的S1心音的至少一部分 的心。
32、音信号。 比较电路420将包括S1心音的至少所述部分的一段感测心音信号与表示S1心 音的一个或多个模板进行比较。 S1模板可表示俘获和非俘获中的一个或全部两个， 并且可 由比较电路420根据比较结果生成所述指示。 使用将S1心音与表示仅RV俘获、 仅LV俘获、 bi- V俘获和本征心脏去极化的模板进行比较， 能够提供对心室的俘获的指示。 0036 在一些实例中， 所述设备包括心脏信号感测电路430和检测电路435。 心脏信号感 测电路430可被配置成提供表示受检者的电心脏活动的感测心脏信号。 心脏信号感测电路 的一些实例为具有可植入电极或表面电极的电通信中的读出放大器。 心脏信号可被感测为 电。
33、描记图或心电图。 检测电路435可被配置成使用感测心脏信号来检测事件AF。 在特定的实 例中， 检测电路435可包括心率检测电路， 并且使用检测到的心房去极化率来检测AF。 控制 电路425能够在检测到的AF事件期间发起一个或多个bi-V起搏脉冲的传送。 通过在检测到 的AF事件期间提供的一个或多个bi-V起搏脉冲， 比较电路420可生成对其中诱发了俘获的 心室的指示。 所述设备可包括独立的计数器以对在AF过程中检测的事件进行具体的追踪计 数。 0037 在一些实例中， 比较电路420可被配置成根据检测到的心率来按比例放缩心音模 板。 可在时间和振幅中的一个或两个上对表示心脏俘获的心音模板进行。
34、按比例放缩。 例如， 根据心率， 可在振幅(例如， 沿y轴收缩或扩大模板信号)和时间(例如， 沿x轴收缩或扩大模 板信号)中的一个或全部两个上按比例放缩心音模板。 在更高的心率下， 希望S1心音更大 (因此可将信号的振幅按比例放大)， 并且又由于心率较高时心博周期缩短， 所以S1的持续 时间可更短(因此可将模板信号在时间上按比例缩短)。 因此， 比较电路420可根据感测到的 心率对比较中使用的心音模板进行按比例放缩。 0038 设备400可生成其自身的模板以供比较电路420在比较中使用。 根据一些实例， 设 备包括模板电路440。 模板电路440可生成表示RV中、 LV中和所有两个心室中的心脏。
35、俘获的 心音模板以及表示由本征去极化引起的心室收缩的心音模板。 0039 在一些实例中， 控制电路425可被配置成发起模板模式以生成心音模板。 在模板模 式下， 根据关注的模板的种类(例如， 仅RV、 仅LV、 bi-V)， 将一个或多个电刺激脉冲传送到一 个或全部两个心室， 或者， 若关注的模板是用于本征心搏的， 则可暂停起搏脉冲的传送。 可 使用小于最小检测到的本征去极化间隔的刺激间隔来提供电刺激脉冲， 并且其可具有足够 说明书 5/8 页 8 CN 105102059 B 8 高的振幅以确保被脉冲俘获。 在特定的实例中， 将在指定数量的先前心博周期上检测到的 最小间隔用作最小间隔。 处于。
36、小于最小本征间隔的间隔上的起搏有助于避免在心音信号或 用于生成心音模板的信号中出现本征融合搏动。 以此方式， 可为真实仅RV心搏、 真实仅LV心 搏和真实bi-V心搏构造独立模板。 通过为指定数量的本征搏动完全暂停起搏， 还可为真实 本征搏动生成独立模板。 一旦形成心音模板， 设备就能够长期地监测心搏， 并基于计算出的 与四种类型的心音模板的相似性或差别将心音特点与模板进行比较以对心搏进行正确地 分类。 0040 在一些实例中， 控制电路425可被配置成在确认模式下发起心音模板的生成。 在确 认模式下， 模板电路440分别使用在仅RV、 仅LV或两者的起搏期间感测的心音信号来生成表 示仅RV中。
37、的心脏俘获、 仅LV中的心脏俘获或所有两个心室中的心脏俘获的候选心音模板。 模板电路440还可生成对应于由本征去极化引起的心室收缩的候选心音模板。 当获得候选 模板时， 控制电路425可致使模板与第二设备(例如， 通过感应或射频遥测)进行通信以向使 用者呈现(例如， 显示)。 在检查候选模板之后， 使用者可键入对接受候选模板以用于检测心 脏俘获的指示， 例如， 通过使用者界面向第二设备键入所述指示。 接着， 第二设备可将所述 指示传送给控制电路425。 0041 在接收到接受候选心音模板的指示时， 控制电路可将候选心音模板分类成可用于 与一段感测心音信号的比较。 所述分类可包括将候选模板存储在。
38、为使用者已接受的模板预 留的存储器的不同区域中， 或者可包括设置候选模板已被使用者接受的标记或其它指示 符。 接着， 作为候选模板的接受和重新分类的所接收指示中的一个或全部两个的结果， 控制 电路425可发起对该段感测心音信号与所述候选模板的比较。 若模板未被接受， 则可将其丢 弃。 0042 在一些实例中， 控制电路425可被配置成以自动模式发起心音模板的生成。 在自动 模式下， 类似于确认模式， 模板电路440分别地使用在仅RV、 仅LV或两者的起搏过程中感测 的心音信号来生成表示仅RV中的心脏俘获、 仅LV中的心脏俘获或所有两个心室中的心脏俘 获的候选心音模板。 0043 当生成候选模板。
39、时， 模板电路计算候选心音模板与表示由本征去极化引起的心室 收缩的心音模板的间隔的度量。 与本征去极化有关的心音模板还可由模板电路440通过在 指定数量的心博周期内暂停起搏刺激来生成。 基于计算出的度量， 控制电路425可将候选心 音模板分类成可用在随后的与一段感测心音信号的比较中， 或者可丢弃该候选模板。 0044 控制电路425可将计算出的度量与度量阈值进行比较， 并且在计算出的度量满足 所述阈值时将候选心音模板分类为可用。 将模板分类为可用可包括将候选模板存储在为使 用者已接受的模板预留的存储器的不同区域中， 或者可包括设置候选模板已被使用者接受 的标记或其它指示符。 接着， 控制电路4。
40、25可发起对一段感测心音信号与已被分类为可用的 候选模板的比较。 程序可由设备重复多次， 并且可选择具有与本征心音特点具有最大间隔 程度的心音特点的模板作为用于给定模式的起搏的模板。 0045 尽管已集中于bi-V起搏进行描述， 但是本文所描述的方法、 设备和系统还可应用 于其它类型的起搏， 例如仅RV或仅LV起搏， 以验证俘获。 例如， 典型地， 在起搏器中， 向仅RV 提供心室起搏脉冲， 并且所描述的方法能够用于区别仅RV俘获和俘获缺失或本征去极化。 0046 使用心音来确定起搏的功效增加了对心脏对电起搏治疗响应的机械评估。 知道规 说明书 6/8 页 9 CN 105102059 B 9。
41、 定的基于设备的起搏治疗的功效可有助于医师对用于特定患者或受检者的设备性能的优 化。 若向医师呈现俘获的百分比， 则此测量值能够用于对CRT进行参数的重新编程(例如， 优 化)。 此重新编程或重新优化可包括改变AV延迟、 VV延迟、 起搏部位和刺激参数(例如， 起搏 振幅、 脉冲宽度等)。 当俘获的百分比降低到低于阈值时， 可触发参数的重新优化程序， 从而 增加或最大化起搏治疗的功效。 0047 附加注意 0048 上文的详细描述包括对附图的参考， 所述附图构成详细描述的一部分。 附图以举 例说明的方式示出其中可实践本发明的特定实施例。 这些实施例在本文中还被称为 “实 例” 。 这些实例可包。
42、括所示出或描述的元件以外的元件。 然而， 本发明人还期望其中仅提供 所示出或描述的这些元件的实例。 此外， 关于特定的实例(或其一个或多个方面)或关于本 文所示出或描述其它实例(或其一个或多个方面)， 本发明人还期望使用所示出或描述的这 些元件(或其一个或多个方面)的任意组合或排列的实例。 0049 在本文献与通过引用的方式并入的任何文献之间的用法不一致的情况下， 以本文 献中的用法为准。 0050 在本文献中， 与所有的专利文献中相同， 使用术语 “一个” 以包括一个或一个以上， 独立于 “至少一个” 或 “一个或多个” 的任意其它情况或用法。 在本文献中， 除非另外指出， 术 语 “或” 。
43、用于表示非排它性的或， 从而 “A或B” 包括 “A但非B” 、“B但非A” 以及 “A和B” 。 在本文献 中， 术语 “包括” 和 “其中” 的用法分别与同平常的英语等效术语 “包含” 和 “其中” 相同。 同样， 在附加的权利要求中， 术语 “包括” 和 “包含” 是开放式的， 即， 权利要求中的包括此术语后面 所列出元件以外的元件的系统,设备、 物品、 成分、 配方或程序仍被视为落在该权利要求的 范围内。 此外， 在附加的权利要求中， 术语 “第一” 、“第二” 和 “第三” 等仅用作标签， 而非意欲 对其对象施加数字要求。 0051 本文所描述的方法实例可至少部分通过机器或计算机来实。
44、施。 一些实例可包括以 指令编码的计算机可读媒体或机器可读媒体， 所述指令能够运行以配置电子设备来执行上 述实例中所描述的方法。 这种方法的实施可包括代码， 例如微代码、 汇编语言代码、 高位语 言代码等。 这种代码可包括用于执行各种方法的计算机可读指令。 所述代码可形成计算机 程序产品的部分。 进一步地， 在一个实例中， 可将代码确实地存储在一个或多个易失性、 非 瞬时或非易失性有形计算机可读媒体中， 例如， 在执行期间或在其它时间。 这些有形计算机 可读媒体的实例可包括， 但非局限于， 硬盘、 可移动磁盘、 可移动光盘(例如， 光盘和数字化 视频光盘)、 磁带盒、 存储卡或存储棒、 随机存。
45、取存储器(RAM)、 只读存储器(ROM)等。 0052 上述描述意欲为说明性而非限制性的。 例如， 上述实例(或其一个或多个方面)可 彼此组合使用。 例如， 本领域的普通技术人员在检阅上述描述时， 可使用其它实施例。 遵照 37 C.F.R. 1.72(b)提供摘要以使读者能够快速探知本技术公开的本质。 摘要的提交是以 其不用于解释或限制权利要求的范围或意义为条件。 同样， 在上文的具体实施方式中， 可将 各种特点集中在一起以将本公开内容连成一个整体。 此不应被理解为意欲表示未主张的公 开特点对于任何权力要求均为不可缺少的。 而是， 本发明性主题可处于少于特定公开的实 施例的所有特点。 因此。
46、， 附加的权利要求将被并入具体实施方式以作为实例或实施例， 其中 各个权利要求本身作为独立的实施例， 并且应理解， 可将这些实施例以各种组合或排列彼 此组合。 应根据附加的权利要求， 连同这些权利要求所授权的等效权利要求的完整范围， 来 说明书 7/8 页 10 CN 105102059 B 10 确定本发明的范围。 说明书 8/8 页 11 CN 105102059 B 11 图1 说明书附图 1/3 页 12 CN 105102059 B 12 图2 说明书附图 2/3 页 13 CN 105102059 B 13 图3 图4 说明书附图 3/3 页 14 CN 105102059 B 14 。