CN107072577A - 基于感测心音确定多部位捕获状态的*** - Google Patents

基于感测心音确定多部位捕获状态的*** Download PDF

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Abstract

***(200)包括用于多部位电刺激的电刺激电路(210)，包括在相同的心动周期期间在心脏的两个或更多个部位处起搏。该***还包括配置为在多部位刺激期间感测心音(HS)信号的心音传感器电路(220)。心音传感器电路还可以响应于在指定部位处的单部位刺激捕获心脏的至少一部分来感测HS信号。该***还包括起搏分析器电路(230)，其配置为在多部位刺激期间和在单部位刺激期间使用HS信号，以确定捕获状态指示，以指示多部位刺激是否捕获心脏的两个或更多个部位，由此该指示可以是完全捕获指示、部分捕获指示或捕获丢失指示之一。

Description

基于感测心音确定多部位捕获状态的***
相关申请的交叉引用
该申请要求于2014年10月17日提交的美国临时专利申请系列号62/065,108的根据35U.S.C.§119(e)的优先权的权益，通过引用方式将其全部内容并入本文中。
技术领域
本发明一般涉及医疗装置，并且更具体地涉及用于刺激可兴奋组织并评估所得到的生理反应的装置和方法。
背景技术
充血性心力衰竭(CHF)是美国的主要死亡原因，影响约67万人。当心脏不能充分供应足够的血液以维持健康的生理状态时，发生CHF。CHF可以通过药物治疗或可植入医疗装置(IMD)进行治疗，例如用于提供心脏起搏疗法，包括再同步治疗(CRT)以纠正心室内或心室之间的心脏不同步。
IMD可以长期刺激可兴奋的组织或器官(例如心脏)以治疗异常心律，或帮助改善患有CHF的患者的心脏性能。这种动态医疗装置可以至少具有可以位于心脏内或心脏表面上用于接触心脏组织的第一和第二电极。电极可以例如经由引线电耦接到诸如脉冲生成器的电子单元，并且可以用于将一个或多个电刺激递送到心脏，例如恢复或改善正常的心脏功能。
发明内容
使用可植入医疗装置(IMD)的心脏刺激可以包括一个或多个可植入的引线，其可以经血管内***诸如心房或心室之类的心腔之一。使用可以电连接到IMD并且与心脏组织紧密接触的至少第一和第二电极，可以通过直接心肌刺激来实现心脏的刺激。电极可以沿着一个或多个可植入引线被定位。可以以足以捕获心脏组织的特定刺激强度(例如，刺激能量)提供刺激，即刺激可以有效地引起去极化传播到心脏的一部分或全部。
为了确保有效的心脏刺激，可以感测所引起的电去极化或机械收缩以评估捕获状态。在某些情况下，当刺激在引起心脏组织的传播去极化方面无效时，可能会发生捕获丢失。在一些其他情况下，可以利用异常高的刺激阈值发生捕获。刺激阈值表示启动心脏去极化从而引起捕获所需的最小的电能量的量。提高的刺激阈值涉及实现和维持所需心脏刺激治疗的更显著的功率消耗。捕获的丢失或升高的刺激阈值可以由各种原因引起，包括不正确的刺激配置(例如起搏输出和起搏向量选择)、刺激部位处组织的降低的兴奋性(诸如心肌梗死)、引线变位、化脓、或者电刺激***的故障或不良连接。
在CRT治疗期间，同步刺激可以应用于心脏的左心室(LV)和右心室(RV)。在LV和RV的起搏期间需要有效捕获。心脏上多个部位的刺激(诸如多部位LV起搏)也被提出作为旨在改善CHF患者中的心脏血流动力输出的CHF治疗。这样的多部位刺激可以涉及在心动周期内在心脏的两个或更多个部位处递送的电刺激，诸如同时的刺激或以比心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开的刺激。像心脏起搏的其他方式一样，多部位刺激也需要及时识别捕获状态，从而实现有效的心脏起搏而不需要过多的能量消耗。然而，由于多个部位处的刺激在相同心动周期内，因此所得到的诱发反应可能不同于在其中仅在一个部位处进行电刺激的单部位刺激期间获得的反应。除了别的以外，本发明人已经认识到在多部位刺激期间用于识别捕获状态的改进的***和方法的实质性挑战和需求。
除了别的以外，本文献尤其讨论了用于评估心脏电刺激的***。该***可以包括可以递送多部位电刺激的电刺激电路，包括在相同心动周期内的心脏的两个或更多个部位处的起搏。心音传感器电路可以感测多部位刺激期间的心音(HS)信号。心音传感器电路还可以响应于在指定部位处的单部位刺激捕获心脏的至少一部分来感测HS信号。该***还可以包括起搏分析器电路，其可以计算在多部位刺激期间的HS信号与单部位刺激期间的HS信号之间的相似性度量，并且确定指示多部位刺激是否捕获心脏的两个或更多个部位的捕获状态指示。
在示例1中，***可以包括电刺激电路、心音(HS)传感器电路和起搏分析器电路。电刺激电路可以在心动周期内向心脏的两个或更多个部位(诸如心脏的腔室中的两个或更多个部位)递送电刺激。HS传感器电路可以在向两个或更多个部位递送电刺激期间感测HS信号。与HS传感器电路通信的起搏分析器电路可以使用感测的HS信号来确定捕获状态指示。捕获状态指示指示电刺激是否至少捕获腔室中的两个或更多个部位，并且可以包括完全捕获指示、部分捕获指示或捕获丢失指示中的一个或多个。完全捕获指示可以指示两个或更多个部位中的每一个被电刺激捕获。部分捕获指示可以指示两个或更多个部位中的至少一个被电刺激捕获，并且两个或更多个部位中的至少另一个没有被电刺激捕获。捕获丢失指示可以指示两个或更多个部位都没有被电刺激捕获。
在示例2中，示例1的电刺激电路可以在第一心动周期期间将第一电刺激递送到第一部位，在第二心动周期期间将第二电刺激递送到第二部位，并在第三心动周期期间同时地或以比第三心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开地将第三电刺激递送到第一和第二部位两者。HS传感器电路可以响应于第一电刺激捕获心脏的至少一部分感测第一HS信号，响应于第二电刺激捕获心脏的至少一部分感测第二HS信号，并在第三电刺激的递送期间感测第三HS信号。起搏分析器电路可以使用第三HS信号与第一或第二HS信号中的至少一个之间的比较来确定捕获状态指示。捕获状态指示指示第三电刺激是否捕获第一和第二部位两者。
在示例3中，示例2的起搏分析器电路可以使用第三HS信号产生第三HS特征向量和分别使用第一或第二HS信号产生第一或第二HS特征向量中的至少一个，其中第一、第二或第三特征向量每个都可以包括相应的形态或统计特征。起搏分析器电路可以计算第三HS特征向量与第一或第二特征向量中的至少一个之间的相异性度量，并且响应于满足指定标准的相异性度量来确定捕获状态指示。
在示例4中，示例3的起搏分析器电路可以计算第三HS特征向量与第一HS特征向量之间的第一相异性度量，以及第三HS特征向量与第二HS特征向量之间的第二相异性度量。起搏分析器电路可以响应于第一和第二相异性度量低于相应阈值来确定完全捕获指示，或者响应于第一和第二相异性度量中的一个超过相应阈值来确定部分捕获指示，或响应于第一和第二相异性度量超过相应阈值来确定捕获丢失指示。
在示例5中，示例3或4中任一项的第三HS特征向量可以包括第三HS信号的一部分。第一或第二HS特征向量可以分别包括包含指定HS分量的第一或第二HS信号的一部分。指定的HS分量可以包括指定HS分量，诸如S1、S2、S3或S4心音分量中的一个或多个。
在示例6中，示例3或4中任一项的第三HS特征向量可以包括第三HS信号的强度参数。第一或第二HS特征向量可以分别包括第一或第二HS信号的强度参数。强度参数可以包括S1、S2、S3或S4心音分量中的一个或多个的幅度。
在示例7中，示例3或4中任一项的第三HS特征向量，其中第三HS特征向量可以包括使用第三HS信号计算的心脏定时间隔(CTI)参数，以及第一或第二HS特征向量可以分别包括使用第一或第二HS信号计算的CTI参数。CTI参数可以包括收缩时间间隔、预射血间隔，舒张间隔或左心室射血时间中的一个或多个。
在示例8中，示例3至7中任一项的相异性度量可以包括在向量空间中的第三HS特征向量与第一或第二HS特征向量中的至少一个之间的距离。
在示例9中，示例3至8中任一项的起搏分析器电路可以计算多个生理周期上第三HS信号的一部分的总体平均，以及在多个生理周期上第一或第二HS信号中的至少一个的一部分的总体平均。相异性度量可以包括第三HS信号的一部分的总体平均与第一或第二HS信号中的至少一个的一部分的总体平均之间的距离。
在示例10中，示例3至9中任一项的起搏分析器电路可以计算第三HS信号的一部分的变换和第一或第二HS信号中的至少一个的一部分的变换。相异性度量可以包括第三HS信号的一部分的变换与第一或第二HS信号中的至少一个的一部分的变换之间的距离。
在示例11中，示例10的变换可以包括信号在向量空间中的子空间或指定方向上的投影。
在示例12中，示例1至11中任一项的***还可包括耦接到电刺激电路的治疗控制器电路。治疗控制器电路可以基于捕获状态指示确定至少一个治疗参数。电刺激电路可以根据确定的治疗参数递送电刺激。
在示例13中，示例1至12中任一项的HS传感器电路可以耦接到加速度计或声学传感器，其被配置为检测指示HS的心脏的机械或声学活动。
在示例14中，示例1至13中任一项的电刺激电路可以在相同心动周期内将电刺激递送至左心室(LV)的两个或更多个部位。
在示例15中，示例14的电刺激电路可以经由可移除地定位在LV的两个或更多个部位上的两个或更多个电极来刺激LV的两个或更多个部位。
在示例16中，用于评估心脏电刺激的方法可以包括接收第一和第二心音(HS)信号。在捕获心脏的至少一部分的第一心动周期期间响应于对心脏的第一部位的电刺激获得第一HS信号，在捕获心脏的至少一部分的第二心动周期期间响应于对心脏的不同的第二部位的电刺激获得第二HS信号。该方法还可以包括在第三心动周期期间同时地或以比第三心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开地将电刺激递送到两个或更多个部位，以及在电刺激递送到心脏的两个或更多个部位期间感测第三HS信号。两个或更多个部位可以包括心脏的第一和第二部位。该方法可以包括使用第三HS信号和第一或第二HS信号中的至少一个来确定捕获状态指示。捕获状态指示可以指示两个或更多个部位的电刺激是否捕获心脏的至少一部分。捕获状态指示可以包括完全捕获指示、部分捕获指示或捕获丢失指示中的一个或多个。完全捕获指示可以指示两个或更多个部位中的每一个被电刺激捕获。部分捕获指示可以指示两个或更多个部位中的至少一个被电刺激捕获，并且两个或更多个部位中的至少另一个不被电刺激捕获。捕获丢失指示可以指示两个或更多个部位都没有被电刺激捕获。
在示例17中，在刺激心脏的左心室(LV)的相应的第一和第二部位的电刺激期间可以接收示例16的第一和第二HS信号。
在示例18中，示例16的方法还可以包括使用第三HS信号产生第三HS特征向量，并且分别使用第一或第二HS信号来产生第一或第二HS特征向量中的至少一个。第一、第二或第三特征向量每个都可以包括相应的形态或统计特征。该方法还可以包括计算第三HS特征向量与第一或第二特征向量中的至少一个之间的相异性度量，以及响应于满足指定标准的相异性度量来确定捕获状态指示。
在示例19中，示例18的相异性度量可以包括第三HS特征向量与第一HS特征向量之间的第一相异性度量，以及第三HS特征向量与第二HS特征向量之间的第二相异性度量。确定捕获状态指示可以包括响应于第一和第二相异性度量低于相应阈值来确定完全捕获指示，或响应于第一和第二相异性度量中的一个超过相应阈值来确定部分捕获指示，或者响应于第一和第二相异性度量超过相应阈值来确定捕获丢失指示。
在示例20中，示例18的相异性度量可以包括在向量空间中的第三HS特征向量与第一或第二HS特征向量中的至少一个之间的距离。
在示例21中，示例18的第一、第二或第三HS特征向量每个都可以包括相应HS信号的信号部分、信号部分的变换、强度测量或心脏定时间隔参数中的一个或多个。
本概述是本申请的一些教导的概述，并不旨在排除或者详尽对本主题的处理。关于本主题的进一步细节在详细描述和所附权利要求中找到。当阅读和理解下面的详细描述并且查看组成其一部分的附图时，本发明的其它方面将对本领域的技术人员而言是显而易见的，下面的详细描述和附图中的每个都不应视为是限制性意义的。本发明的保护范围由所附权利要求及其法律等同体限定。
附图说明
在附图中以示例的方式示出了各个实施例。这些实施例是说明性的，并不旨在是本主题的详尽或者排他的实施例。
图1示出了心律管理(CRM)***和其中CRM***可以操作的环境的部分的示例。
图2示出了基于心音(HS)的多部位起搏捕获验证电路的示例。
图3示出了HS特征生成器电路的示例。
图4示出了起搏分析器电路的示例。
图5示出了在两个LV部位LV1和LV2的多部位刺激期间确定捕获状态的示图的示例。
图6示出了在三个LV部位LV1、LV2和LV3的多部位刺激期间确定捕获状态的示图的示例。
图7示出了用于评估对象的心脏的电刺激的方法的示例。
图8示出了用于确定捕获状态指示的方法的示例。
具体实施方式
本文公开了用于刺激可兴奋组织(诸如心脏)并评估对刺激的生理反应的***、装置和方法。可以将诸如电刺激序列的刺激应用于心脏的多个部位，诸如心脏左心室(LV)的多部位，以恢复或改善心脏性能。可以分析对心脏电刺激的生理反应，诸如由心音传感器感测到的生理反应，以产生捕获状态指示，其指示是所有刺激部位处的电刺激捕获心脏组织，还是仅在一部分刺激部位处的电刺激捕获心脏组织。捕获状态指示可以用于调整起搏治疗，诸如优化多部位心脏刺激的配置。
图1示出了心律管理(CRM)***100和其中CRM***100可以操作的环境的一部分的示例。CRM***100可以包括动态医疗装置(例如植入式医疗装置(IMD)110，其可以例如通过一个或者多个引线108A至108C电耦接到心脏105)和外部***120(其可以例如经由通信链路103与IMD 110通信)。IMD110可以包括可植入心脏装置，例如起搏器、可植入复律器-除颤器(ICD)或者心脏再同步治疗除颤器(CRT-D)。IMD 110可以包括一个或者多个监视装置或者治疗装置，例如皮下植入装置、可穿戴外部装置、神经刺激器、药物递送装置、生物治疗装置、诊断装置或者一个或者多个其它动态医疗装置。IMD 110可以耦接到监视医疗装置(例如床边监视器或者其它外部监视器)或者可以由该监视医疗装置代替。
如图1中示出的，IMD 110可以包括密封罐112，其可以容纳电子电路，该电子电路可以感测心脏105中的生理信号并且可以例如通过一个或者多个引线108A至108C将一个或者多个治疗电脉冲递送到例如心脏中的目标区域。CRM***100可以仅包括一个引线例如108B或者可以包括两个引线例如108A和108B。
引线108A可以包括近端(其可以被配置为连接到IMD 110)和远端(其可以被配置为放置在目标位置处，例如在心脏105的右心房(RA)131中)。引线108A可以具有第一起搏感测电极141(其可以位于引线108A的远端处或者附近)和第二起搏感测电极142(其可以位于电极141处或者附近)。电极141和电极142可以例如经由引线108A中的单独导体电连接到IMD 110，以例如允许感测右心房活动和心房起搏脉冲的可选递送。引线108B可以为除颤引线，其可以包括近端(其可以连接到IMD 110)和远端(其可以放置在目标位置处，例如心脏105的右心室(RV)132中)。引线108B可以具有第一起搏感测电极152(其可以位于远端)、第二起搏感测电极153(其可以位于电极152附近)、第一除颤线圈电极154(其可以位于电极153附近)以及第二除颤线圈电极155(其可以位于离远端有一定距离处，例如以用于上腔静脉(SVC)放置)。电极152至155可以例如经由引线108B中的单独导体电连接到IMD 110。电极152和电极153可以允许感测心室电描记图并且可以可选地允许递送一个或者多个心室起搏脉冲，并且电极154和电极155可以允许递送一个或者多个心室复律/除颤脉冲。在示例中，引线108B可以仅包括三个电极152、154和155。电极152和电极154可以用于感测或者递送一个或者多个心室起搏脉冲，并且电极154和电极155可以用于递送一个或者多个心室复律或者除颤脉冲。引线108C可以包括近端(其可以连接到IMD 110)和远端(其可以被配置为放置在目标位置处，例如心脏105的左心室(LV)134中)。引线108C可以通过冠状窦133植入并且可以放置在LV上方的冠状静脉中，以例如允许将一个或者多个起搏脉冲递送到LV。引线108C可以包括电极161(其可以放置在引线108C的远端)和另一个电极162(其可以放置在电极161附近)。电极161和电极162可以例如经由引线108C中的单独导体电连接到IMD 110，以例如允许感测LV电描记图并可选地允许递送来自LV的一个或者多个再同步起搏脉冲。附加电极可以包括在引线108C中或沿着引线108C。在某些示例中(在图1中未示出)，可以在皮肤表面下面而不在心腔内、或者在心脏组织处或接近于心脏组织来植入引线108A至108C中的至少一个或除引线108A至108C之外的附加引线。
IMD 110可以包括能够感测生理信号的电子电路。生理信号可以包括电描记图或者表示心脏105的机械功能的信号。密封罐112可以用作例如用于感测或者脉冲递送的电极。例如，来自引线108A至108C的一个或者多个的电极可以与罐112一起使用，以例如用于电描记图的单极感测或者用于递送一个或者多个起搏脉冲。来自引线108B的除颤电极可以与罐112一起使用，以例如用于递送一个或者多个复律/除颤脉冲。在示例中，IMD 110可以感测例如位于引线108A至108C的一个或者多个上或者罐112上的电极之间的阻抗。IMD 110可以被配置为在成对电极之间注入电流，感测同一对电极或者不同对电极之间的合成电压(resultant voltage)，并且使用欧姆定律来确定阻抗。阻抗可以在双极配置(其中同一对电极可以用于注入电流且感测电压)、三极配置(其中，用于电流注入的成对电极和用于电压感测的成对电极可以共享公共电极)或者四极配置(其中，用于电流注入的电极可以与用于电压感测的电极不同)中被感测到。在示例中，IMD 110可以被配置为在RV引线108B上的电极和罐外壳112之间注入电流并且感测相同电极之间的合成电压或者在RV引线108B上的不同电极和罐外壳112之间的合成电压。可以从可以集成在IMD 110内的一个或多个生理传感器感测生理信号。IMD 110也可以被配置为从可以耦接到IMD 110的一个或者多个外部生理传感器或者一个或者多个外部电极感测生理信号。生理信号的示例可以包括心电图、心内电描记图、心律失常、心率、心率变异性、胸内阻抗、心内阻抗、动脉压、肺动脉压力、左心房压力、RV压力、LV冠状压力、冠状血液温度、血氧饱和度、一个或多个心音、身体活动或劳力等级、对活动的生理反应、姿势、呼吸、体重或体温中的一个或多个。
上面以示例的方式而非限制的方式描述了这些引线和电极的布置和功能。取决于患者的需要和可植入装置的能力，这些引线和电极的其它布置和使用是可能的。
如图所示，CRM***100可以包括心脏刺激捕获验证电路113。心脏刺激捕获验证电路113可以被配置为例如经由电极161和162检测对在心脏105的两个或更多个部位处的电刺激(诸如左心室(LV)134中的两个或更多个部位处的多部位起搏)的生理反应。生理反应可以包括诸如通过通信地耦接到CRM***100的生理传感器感测到的心音(HS)信号。心脏刺激捕获验证电路113可以使用感测的HS信号来确定作为完全捕获指示、部分捕获指示或捕获丢失指示之一的捕获状态指示。捕获状态指示可以指示电刺激是否捕获至少两个或更多个部位。下面将诸如参考图2-图5描述心脏刺激捕获验证电路113的示例。
外部***120可以允许对IMD 110进行编程并且可以接收关于由IMD 110获得的一个或者多个信号的信息，例如可以经由通信链路103进行接收。外部***120可以包括本地外部IMD编程器。外部***120可以包括远程患者管理***，其能够例如从远程位置监视患者状态或者调整一个或者多个治疗。
通信链路103可以包括感应遥测链路、射频遥测链路或者电信链路(例如互联网连接)中的一个或者多个。通信链路103可以提供IMD 110和外部***120之间的数据传输。例如，传输的数据可以包括由IMD 110获取的实时生理数据、由IMD 110获取且存储在IMD 110中的生理数据、在IMD 110中存储的治疗历史数据或者指示IMD操作状态的数据、对IMD 110的一个或者多个编程指令，以例如将IMD 110配置为执行一个或者多个动作，所述动作包括例如使用可编程可指定的感测电极和配置的生理数据采集、装置自诊断测试、或者一个或多个治疗的递送。
心脏刺激捕获验证电路113可以诸如使用从IMD 110提取的数据或者在外部***120内的存储器中存储的数据而在外部***120处实现。心脏刺激捕获验证电路113的各部分可以分布在IMD 110和外部***120之间。
IMD 110或者外部***120的各部分可以使用硬件、软件或者硬件和软件的任意组合来实施。IMD 110或者外部***120的各部分可以使用专用电路(其可以被构造为或者配置为执行一个或者多个特定功能)来实施或者可以使用通用电路(其可以被编程或者另外配置为执行一个或者多个特定功能)来实施。这种通用电路可以包括微处理器或者微处理器的一部分、微控制器或者微控制器的一部分、或者可编程逻辑电路或者可编程逻辑电路的一部分。例如，除了其它方面，“比较器”可以包括可以被构造为执行两个信号之间的比较的具体功能的电子电路比较器，或者比较器可以实施为通用电路的一部分，其可以由指示通用电路的一部分的代码来驱动以执行两个信号之间的比较。尽管参考IMD 110来描述，但是CRM***100可包括皮下医疗装置(例如，皮下ICD、皮下诊断装置)、可穿戴医疗装置(例如，基于贴片的感测装置)或其它外部医疗装置。
图2示出了基于心音(HS)的多部位起搏捕获验证电路200的示例，其可以是心脏刺激捕获验证电路113的实施例。基于HS的多部位起搏捕获验证电路200可以包括电刺激电路210、心音(HS)传感器电路220、起搏分析器电路230、控制器电路240和指令接收器电路250中的一个或多个。
电刺激电路210可以被配置为将电刺激递送到心脏的两个或更多个部位，诸如心脏的腔室的两个或更多个部位。诸如脉冲序列的电刺激可以由IMD 100或外部脉冲生成器产生，并经由诸如引线108A至108C中的一个或多个以及相应地附接的电极之类的起搏递送***递送到心脏的两个或更多个部位。电刺激可以在阳极和阴极之间递送。阳极和阴极形成起搏向量。电刺激可以包括单极或双极起搏配置。单极起搏可以涉及在位于心脏的目标刺激部位处或其附近的电极与诸如IMD罐112之类的返回电极之间的刺激。双极起搏可以涉及一个或多个引线108A至108C中的一个或多个上的两个电极之间的刺激。
如图所示，电刺激电路210可以包括单部位刺激电路211和多部位刺激电路212。单部位刺激电路211可以被配置为递送单部位电刺激，其涉及刺激心脏的一个指定部位。在示例中，单部位刺激电路211可以在第一心动周期期间将第一次电刺激递送到第一部位，并且在第二心动周期期间将第二电刺激递送到第二部位。多部位刺激电路212可以被配置为在相同的心动周期内将刺激递送到心脏的两个或更多个部位。在示例中，多部位刺激电路212可以在第三心动周期内将第三电刺激同时地或者以比心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开地递送到心脏的第一和第二部位两者。时间偏移的示例大约在0-100毫秒之间。
用于电刺激的两个或更多个部位可以包括一个或多个心腔(包括右心房(RA)、右心室(RV)、左心房(LA)、左心室(LV))内部或心外膜表面上的解剖区域或围绕任何腔室的组织。在示例中，多部位刺激电路212可以将电刺激递送到至少RV处的部位和LV处的部位。在另一示例中，多部位刺激电路212可以将电刺激递送到相同腔室处的两个或更多个部位(诸如LV中的两个或更多个部位，这在以下称为“多部位LV起搏”)。可以使用两个或更多个LV起搏向量来实现多部位LV起搏。对于每个LV起搏向量，可以从LV引线133(诸如电极161和162)上的两个或更多个电极中选择阳极或阴极中的至少一个。在示例中，电刺激电路210可以使用两个LV电极之间的双极起搏、LV电极和RV或RA电极之间的双极起搏、一个或多个LV电极和RV或RA电极之间的三极起搏或LV电极和IMD罐112之间的单极起搏来递送多部位LV起搏。电刺激可以在心动周期内递送到两个或更多个部位，比如同时刺激或以比心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开的刺激。时间偏移的示例大约在0-100毫秒(msec)之间。
心音(HS)传感器电路220可以包括HS信号感测电路221和HS分析器电路222。HS信号感测电路221可以在心脏的两个或更多个部位(诸如心脏腔室中的两个或更多个部位)的刺激期间感测生理反应。HS信号感测电路221可以耦接到配置为检测指示心脏的机械或振动活动的HS信号的HS传感器。在示例中，HS传感器可以包括加速度计，其被配置为感测指示对象的心音的加速度信号。在另一示例中，HS传感器可以包括声学传感器，其被配置为感测指示对象的心音的声能。HS传感器的其他示例可以包括麦克风、基于压电的传感器或其它振动或声学传感器。
HS传感器可以是可植入的、可佩戴的或其他动态传感器，并且放置在患者的外部或植入体内。在示例中，HS传感器可以被包括在可植入***的至少一部分中，诸如IMD 110或者耦接到IMD 110的引线108A-108C中的一个。可选地或另外地，HS感测电路221可以从能够收集或存储HS信息的装置接收HS信号。这样的装置的示例可以包括外部编程器、电子医疗记录***、存储器单元或其他数据存储装置。
HS分析器电路222可以处理感测的HS信号，包括放大、数字化、滤波或其他信号调节操作。在示例中，HS分析器电路222可以包括一个或多个信号滤波器，其可以将感测到的HS信号滤波到指定的频率范围。例如，HS分析器电路222可以包括适于将HS信号滤波到大约在5和90Hz之间的频率范围的带通滤波器。在另一示例中，HS分析器电路222可以包括适于将HS信号滤波到大约在9和90Hz之间的频率范围的带通滤波器。在示例中，HS分析器电路222可以包括二阶或更高阶微分器，其被配置为计算所感测的心音信号的二阶或更高阶微分。
HS分析器电路222可以使用经处理的HS信号来检测包括S1、S2、S3或S4心音的一个或多个HS分量。在示例中，HS分析器电路222可以产生用于检测一个或多个HS分量的相应时间窗口。可以参考诸如来自表面心电图(ECG)、皮下ECG的Q波、R波、或者QRS波群(QRScomplex)之类的生理事件或心内电图(EGM)中的心脏感测或起搏事件来确定时间窗口。例如，S1检测窗口可以在R波之后的50毫秒(msec)开始，并且具有300毫秒的持续时间。S2检测窗口可以在检测到的R波或S1心音之后以指定的偏移开始。可以使用诸如R波定时或S2心音的定时之类的至少一个心脏信号特征来确定S3检测窗口。S3检测窗口可以具有指定的持续时间，并且可以在检测到的S2之后以指定的偏移开始。在示例中，偏移可以是125毫秒，并且S3窗口持续时间可以是125毫秒。偏移或S3窗口持续时间可以是诸如心率的生理变量的函数。例如，偏移可以与心率成反比，使得S3检测窗口可以以较高心率在S2之后以较小偏移开始。
HS分析器电路222可以基于信号幅度或能量来检测相应的HS检测窗口内的HS分量。例如，可以计算S2检测窗口内的HS信号能量并将其与S2能量阈值进行比较，并且响应于HS信号能量超过S2能量阈值来检测S2分量。在示例中，HS分析器电路222可以通过跟踪先前检测到的HS特征的时间位置来自适应地检测HS分量。例如，可以通过自适应地跟踪历史上检测到的S3心音的定时来检测S3心音。可以使用动态编程算法来检测和跟踪S3检测窗口内的S3心音，诸如在共同受让人Patangay等人的题为“HEART SOUND TRACKING SYSTEM ANDMETHOD”的美国专利No.7,853,327中公开的那样，其全部内容通过引用并入本文。
HS分析器电路222可以使用检测到的HS分量来产生一个或多个HS特征。HS特征可以包括形态特征或统计特征。形态特征可以包括指定时间段内的最大或最小值、指定时间段内的变化量、指示增大的速率或降低的速率的正或负斜率、在指定频率范围处的信号功率谱密度，以及其他形态描述语。统计特征可以包括平均值、中值或其他中心趋势测量结果、标准差、方差、相关性、协方差、从多个HS测量结果计算的其它高阶统计量等。统计特征还可以包括从多个HS测量结果的统计分布导出的参数。诸如参考图3，下面将讨论HS分析器电路222的示例。
与HS传感器电路220通信的起搏分析器电路230可以被配置为使用一个或多个HS特征来确定捕获状态。起搏分析器电路230可以包括比较器231和捕获状态指示生成器232。比较器231可以比较在各种电刺激配置期间获得的HS特征。在示例中，比较器231可以比较在单部位刺激(诸如单部位LV起搏)期间的HS特征以及在多部位刺激(诸如多部位LV起搏)期间的HS特征。基于比较，捕获状态指示生成器232然后可以确定捕获状态指示。捕获状态指示可以指示所有刺激部位处的电刺激是否捕获了心脏组织，或者仅一部分刺激部位处的电刺激捕获了心脏组织。在一些示例中，可以向***用户显示捕获状态指示以及其他设备信息。在一些示例中，诸如通过调整一个或多个刺激强度参数(例如，幅度、脉冲宽度、占空比或频率)，调整刺激部位，调整刺激模式或刺激向量的配置等，电刺激电路210可以至少基于捕获状态指示来编程多部位刺激。诸如参考图4，将在下面讨论基于HS特征确定捕获状态指示的示例。
控制器电路240可以接收来自指令接收器电路250的外部编程输入，以控制电刺激电路210、HS传感器电路220、起搏分析器电路230的操作，以及这些部件和相应的子部件之间的数据流和指令。由指令接收器240接收的指令的示例可以包括用于递送电刺激(包括起搏配置和刺激频率和能量)、感测HS、产生HS特征以及基于HS特征来确定捕获状态的参数。指令接收器电路250可以包括用户界面，其被配置为向***用户呈现编程选项并且接收***用户的编程输入。在示例中，可以在外部***120中实现诸如用户界面之类的指令接收器电路250的至少一部分。
图3示出了可以是HS分析器电路222的实施例的心音(HS)特征生成器电路300的示例。特征生成器电路300可以从感测到的HS信号或HS分量(例如，S1、S2、S3或S4心音)产生一个或多个形态或统计HS特征。如图所示，HS特征可以包括HS信号部分311、HS分量强度312、心脏定时间隔(CTI)313或CTI变异性314。HS特征生成器电路可以可选地包括信号变换电路320。在示例中，HS特征可以包括对第一LV部位(LV1)的单部位起搏捕获了心脏的至少一部分(即，引起传播到整个LV腔室的去极化)进行响应而从HS信号导出的特征(FLV1)。HS特征还可以包括对不同的第二LV部位(LV2)的单部位起搏捕获了心脏的至少一部分进行响应而从HS信号导出的特征(FLV2)。HS特征还可以包括同时地或以比心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开地，在LV的多部位起搏(诸如相同心动周期内的第一和第二LV部位(LV1和LV2)的起搏)期间获得的HS信号导出的特征(FMSP)。时间偏移的示例大约在0-100毫秒之间。
HS信号部分311可以包括生理周期(诸如心动周期)内的HS信号的片段。HS信号的片段可以包括心音的S1、S2、S3或S4分量。该片段的长度可以近似等于或短于用于检测相应HS分量的检测窗口的大小。例如，如果S1窗口在R波之后的50毫秒开始并且具有300毫秒的持续时间，则HS信号部分311可以是包括S1分量并且具有高达300毫秒的持续时间的“S1片段”。在示例中，HS信号部分311可以包括从HS信号取得的多个形态特征点，诸如从S1片段获得的数据样本。形态特征点的示例可以包括特征样本，其包括最大值、最小值、拐点等。
HS信号部分311可以包括在多个生理周期(诸如多个心动周期)上或者在诸如一分钟、十分钟、一小时、一天等的指定时间段上的HS信号片段的总体平均。例如，可以在从多个心动周期获得的多个S1片段上获得总体平均。S1片段可以具有相同的持续时间并且分别与它们各自的基准点对准。基准点的示例可以包括相同心动周期的Q波或R波、S1窗口的起始点或检测到的S1心音的特征点(例如S1片段的峰值)等。
HS分量强度312可以包括S1强度(||S1||)、S2强度(||S2||)、S3强度(||S3||)或S4强度(||S4||)。强度HS分量强度的示例可以包括在时域HS信号中、在诸如积分HS能量信号之类的变换的HS信号中、或者在诸如功率谱密度的峰值之类的频域HS信号中的检测到的HS分量的幅度。在一些示例中，HS信号度量生成器电路331可以将HS强度测量为相应HS检测窗口内的一般测量结果的峰值，诸如在HS检测窗口内的HS信号部分的峰值包络信号或均方根值。
心脏定时间隔(CTI)313可以指示两个心脏事件(例如，从心脏电信号检测到的心脏电气事件和诸如从HS信号或指示心脏机械或振动活动的其他生理信号检测到的机械事件)之间的定时间隔。CTI可以包括预射血周期(PEP)、收缩定时间隔(STI)、舒张定时间隔(DTI)或左心室射血时间(LVET)等。
PEP表示射血前的电气和机械事件的总持续时间。PEP可以包括在心室去极化的发端与心室收缩的开始之间发生的电气-机械延迟以及在主动脉瓣开放之前左心室可以收缩期间的等容收缩时间。可以使用一个或多个生理信号测量PEP。在示例中，PEP可以被测量为从QRS的发端到S1心音的持续时间，即PEP≈Q-S1间隔，或从R波到S1心音的持续时间，即PEP≈R-S1间隔。在另一示例中，PEP可以被测量为从Q波或心房激活事件到诸如从颈动脉脉搏波测量的动脉压升高的持续时间。在示例中，当不存在自发性QRS波并且诸如通过使用IMD110进行心脏电起搏时，可以从心室起搏(Vp)信号到心室射血的开始(诸如由S1心音的发端表示)测量PEP，即PEP≈Vp-S1间隔。
STI表示总机电收缩的持续时间。STI从心脏的电激发跨越到主动脉瓣的闭合，并且其包含两个主要分量，即PEP和LVET。LVET表示从主动脉瓣的开放到闭合(机械收缩)的时间间隔。可以使用从生理传感器感测到的一个或多个生理信号来测量STI。用于计算STI或LVET的生理信号的示例包括心音信号、心内阻抗信号或压力信号。在示例中，STI可以被测量为从ECG上的QRS波群的发端或心内EGM中的心房激活事件到S2心音的间隔，即STI≈Q-S2间隔。在心室起搏(Vp)的情况下，可以从心室起搏(Vp)信号到诸如由S2心音的发端所表示的心室射血的终点来测量STI，即STI≈Vp-S2间隔。
DTI表示总机电舒张的持续时间。DTI从主动脉瓣闭合跨越到下一个心动周期中的心房去极化的发端。在示例中，DTI可以被测量为从S2心音到ECG上的QRS波群的发端或下一个心动周期的心脏内EGM中的心房激活事件的间隔，即DTI≈S2-Q间隔。因此，STI和以下DTI跨越心动周期，即心动周期长度(CL)＝STI+DTI。
在一些示例中，CTI还可以包括使用STI、DTI、PEP、CL或LVET中的两个或更多个的复合测量。复合测量的示例可以包括PEP/LVET比、STI/DTI比、STI/CL比或DTI/CL比等。
心脏定时间隔的变异性(CTIvar)314可以包括心脏定时间隔的变异性，诸如STI的变异性、DTI的变异性、PEP的变异性或LVET的变异性。CTIvar可以指示心脏血流动力学。变异性可以计算为范围、方差、标准差、高阶统计量、从多个CTI测量结果的直方图或统计分布导出的其他展开测量。
信号变换电路320可以被配置为计算HS信号或HS信号部分的变换。在示例中，信号变换电路320可以计算诸如单部位LV起搏之类的单部位刺激期间的HS信号的一部分的变换，以及诸如多部位LV起搏之类的多部位刺激期间的HS信号的一部分的变换。该变换可以是线性或非线性变换。转换Φ可以是因果变换或非因果变换。在示例中，变换可以包括将N维信号特征向量变换为M维(M<N)特征向量的维数降低变换。维数降低变换可以包括在子空间上或者沿向量空间中的指定方向或超平面的投影。例如，响应于第一LV部位(LV1)的单部位起搏而从HS信号获得的第一S1片段可以由N维形态特征向量FLV1(例如，从第一S1片段获取的N个样本)表示。类似地，响应于第二LV部位(LV2)的单部位起搏而从HS信号获得的第二S1片段可以由N维形态特征向量FLV2表示。信号变换电路320可以沿诸如通过线性判别分析(LDA)确定的特定方向投影特征向量FLV1、FLV2。当在LV1和LV2处的单部位起搏期间分别获得多个S1片段时，沿着由LDA确定的方向的投影可以最大化在不同单部位起搏期间获得的S1片段之间的向量空间中的可分离性。在另一示例中，信号变换电路可以沿着诸如通过主成分分析(PCA)确定的特定方向投影特征向量FLV1和FLV2。在另一示例中，信号变换电路320可以沿着诸如由任何其他统计方法确定的指定的方向投影特征向量FLV1和FLV2。
图4示出了配置为在多部位刺激期间确定捕获状态指示的起搏分析器电路400的示例。起搏分析器电路400可以是起搏分析器电路230的实施例，并且包括相异性度量计算器电路410和捕获状态指示生成器420。
相异性度量计算器电路410可以是比较器231的实施例，并且被配置为计算在以下(1)与(2)之间的相异性度量：(1)与诸如在LV1或LV2处的单部位LV起搏之类的单部位刺激相对应的HS特征向量FLV1或FLV2，(2)与多部位刺激相对应的HS特征向量FMSP，所述多部位刺激比如是在相同心动周期内在LV1和LV2两者处同时地或以小于或等于心动周期的感测或起搏时间间隔值的指定时间偏移分开地进行的多部位LV起搏。相异性度量可以包括分别由d(FMSP，FLV1)或d(FMSP，FLV2)表示的FMSP和FLV1之间或FMSP和FLV2之间的距离测量411。距离的示例可以包括欧式距离、马氏距离距离、相关系数以及其他距离测量。在示例中，HS特征向量(FMSP、FLV1和FLV2)每个都包括在多个生理周期上的相应HS信号部分的总体平均。相异性度量计算器电路410可以计算对应于单部位LV起搏的HS信号部分的总体平均与对应于多部位LV起搏的HS信号部分的总体平均之间的距离。在另一示例中，HS特征向量每个都包括经变换的HS信号部分。相异性度量计算器电路410可以计算对应于单部位LV起搏的HS信号部分的变换与对应于多部位LV起搏的HS信号部分的变换之间的距离。诸如参照图5和图6，下面将讨论相异性度量计算的示例。
作为捕获状态指示生成器232的实施例的捕获状态指示生成器420可以使用FMSP和FLV1之间或FMSP与FLV2之间的相异性度量来确定捕获状态指示。捕获状态指示指示多部位刺激(诸如在第一和第二LV部位处的多部位LV起搏)是否捕获包括两个或更多个部位的心脏的至少一部分。在示例中，距离d(FMSP，FLV1)或d(FMSP，FLV2)每个都可以与相应的阈值进行比较，以将捕获状态指示确定为全捕获指示、部分捕获指示或捕获丢失指示之一。当在第一和第二刺激部位处的刺激每个都引起局部捕获时，实现完全捕获，并且导致传播到整个LV腔室的去极化。当仅刺激部位的一部分(诸如仅第一部位或仅第二部位)引起捕获时，实现部分捕获。当没有刺激部位引起捕获时，导致捕获的丢失。诸如参考图5和图6，下面将讨论确定捕获状态指示的示例。
图5示出了确定在多部位刺激期间的捕获状态的示例500，诸如在相同心动周期内同时地或以比心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开地进行的两个LV部位LV1和LV2的起搏。时间偏移的示例大约在0-100毫秒之间。可以基于对应于多部位刺激的HS特征向量(FMSP)和对应于两个单部位起搏的两个HS特征向量之间的相异性度量来确定捕获状态指示。在图500中，每个HS特征向量可以被表示为N维特征空间中的点，诸如由第一特征501和第二特征502跨越的二维特征空间。在示例中，在第一LV部位(LV1)的单部位起搏期间，可以从多个生理周期上的HS信号(诸如S1片段)获得第一组HS特征向量{FLV1(i)}，其中LV1的单部位起搏捕获心脏的至少一部分。{FLV1(i)}具有由平均HS特征向量510(FLV1，诸如计算为{FLV1(i)}的总体平均)表示的统计分布和由第一组HS特征向量{FLV1(i)}的协方差矩阵限定的高可能区域511。在示例中，第一组HS特征向量{FLV1(i)}遵循正态分布。
类似地，在第二LV部位(LV2)的单部位起搏期间，可以从多个生理周期上的HS信号(诸如S1片段)获得第二组HS特征向量{FLV2(j)}，其中LV2的单部位起搏捕获心脏的至少一部分。{FLV2(j)}具有由平均HS特征向量520(FLV2，诸如计算为{FLV2(j)}的总体平均)表示的统计分布和由第二组HS特征向量{FLV2(j)}的协方差矩阵限定的高可能区域521。在示例中，第二组HS特征向量{FLV2(j)}遵循正态分布。
对应于多部位刺激(诸如在相同心动周期期间在第一和第二部位两者处的LV起搏)的HS特征向量FMSP可以由向量空间中的点来表示，诸如图5所示的点591-594中的任何点。可以计算FMSP和FLV1之间的第一相异性度量M1，诸如特征空间中的欧式距离：M1＝d(FMSP，FLV1)＝||FMSP-FLV1||。类似地，可以计算FMSP和FLV2之间的第二相异性度量M2，诸如特征空间中的欧氏距离：M2＝d(FMSP，FLV2)＝||FMSP-FLV2||。在示例中，在计算相应的相异性度量M1或M2中可以使用利用{FLV1(i)}或{FLV12(i)}的均值和方差两者或协方差矩阵的马氏距离或其他距离测量。
可以将相异性度量M1和M2与相应的第一阈值(TH1)和第二阈值(TH2)进行比较，以确定捕获状态指示的分类。诸如具有半径TH1的以平均HS特征向量FLV1 510为中心的圆圈515之类的在N维向量空间中的超球体限定了一区域，使得圆圈515内的任何HS特征向量在形态上类似于平均HS特征向量FLV1 510。类似地，诸如具有半径TH2的以平均HS特征向量FLV2520为中心的圆圈525之类的在N维向量空间中的超球体限定了一区域，使得圆圈525内的任何HS特征向量在形态上类似于平均HS特征向量FLV2 520。
在示例中，如果FMSP落在由M1≤TH1和M2≤TH2限定的区域581内，则表示FMSP在形态上类似于FLV1和FLV2两者。这是在第一和第二LV部位两者处的刺激引起的捕获的证据。因此，捕获状态指示可以被分类为完全捕获。作为示例，在多部位LV起搏期间的HS特征向量591表明在每个部位处的刺激单独地捕获心脏。
在示例中，如果FMSP落在由M1≤TH1和M2>TH2限定的区域582内，则表示FMSP在形态上类似于FLV1，但与FLV2不类似。这是仅在第一个部位LV1处的刺激引起的捕获的证据。因此，捕获状态指示可以被分类为部分捕获。作为示例，在多部位LV起搏期间的HS特征向量592表明仅在第一部位LV1处的刺激捕获心脏，而在第二部位LV2处的刺激未捕获心脏。
在示例中，如果FMSP落在由M1>TH1和M2≤TH2限定的区域583内，则表示FMSP在形态上类似于FLV2，但与FLV1不类似。这是仅在第二个部位LV2处的刺激引起的捕获的证据。因此，捕获状态指示可以被分类为部分捕获。作为示例，在多部位LV起搏期间的HS特征向量593表明仅在第二部位LV2处的刺激捕获心脏，而在第一部位LV1处的刺激未捕获心脏。
在另一示例中，如果FMSP落在区域581、582和583的并集之外，使得M1>TH1和M2>TH2，则表明FMSP在形态上与FLV1和FLV2两者均不类似。这是通过在任一单独部位处产生的刺激都没有捕获的证据。因此，捕获状态指示可以分类为捕获丢失。作为示例，在多部位LV起搏期间的HS特征向量594表明在第一部位LV1处的刺激和第二部位LV2处的刺激都未捕获心脏的至少一部分。
图6示出了在多部位刺激(诸如在相同心动周期内的同时地或以比心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开地进行的三个LV部位LV1、LV2和LV3的起搏)期间确定捕获状态的图600的示例。可以基于对应于多部位刺激(FMSP)的HS特征向量和对应于三个单部位起搏的三个HS特征向量之间的相异性度量来确定捕获状态指示。与图500类似，对应于诸如在第一LV部位LV1处的单部位刺激的第一组HS特征向量{FLV1(i)}可以由平均HS特征向量510(FLV1)和高可能区域511表示。对应于在第二部位LV2处的单部位起搏的第二组HS特征向量{FLV2(i)}可以由平均HS特征向量520(FLV2)和高可能区域521表示。另外，对应于与第一和第二LV部位不同的第三部位LV3处的单部位起搏的第三组HS特征向量{FLV3(k)}可以由平均HS特征向量630(FLV3，诸如被计算为{FLV3(k)}的总体平均)和高可能区域631表示。在示例中，第三组HS特征向量{FLV3(k)}遵循正态分布。
类似于图5，可以在FMSP与FLV1、FLV2或FLV3中的一个之间计算诸如欧氏距离之类的相异性度量：M1＝||FMSP-FLV1||、M2＝||FMSP-FLV2||和M3＝||FMSP-FLV3||。在示例中，利用均值和方差两者或协方差矩阵的马氏距离或其他距离测量可以用于计算相应的相似性度量M1、M2或M3。
可以将相异性度量M1、M2或M3与它们相应的阈值TH1、TH2或TH3进行比较，以确定捕获状态指示的分类。与圆圈515和525类似，具有半径TH3的以平均HS特征向量FLV3 630为中心的圆圈635限定了一区域，使得圆圈635内的任何HS特征向量在形态上类似于平均HS特征向量FLV3 630。在示例中，如果FMSP落在由M1≤TH1、M2≤TH2和M3≤TH3限定的区域680内，则表示FMSP在形态上类似于所有三个HS特征向量FLV1、FLV2和FLV3。这是所有三个LV部位处的刺激引起的捕获的证据。因此，捕获状态指示可以被分类为完全捕获。作为示例，在多部位LV起搏期间的HS特征向量690表明三个部位中的每一个处的刺激单独地捕获心脏。
在示例中，如果FMSP落在由M1≤TH1、M2≤TH2和M3>TH3限定的区域681内，则表示FMSP在形态上类似于FLV1和FLV2，但与FLV3不类似。然后捕获状态指示可以被分类为部分捕获，其中仅在LV1和LV2而不是LV3处的刺激引起捕获。多部位LV起搏期间的HS特征向量691是这种部分捕获的示例。在另一示例中，如果FMSP落在由M2≤TH2、M3≤TH3和M1>TH1限定的区域682内，则表示FMSP在形态上类似于FLV2和FLV3，但与FLV1不类似。然后，捕获状态指示可以被分类为部分捕获，其中仅在LV2和LV3而不是LV1处的刺激引起捕获。多部位LV起搏期间的HS特征向量692是这种部分捕获的示例。在示例中，如果FMSP落在由M1≤TH1、M3≤TH3和M2>TH2限定的区域683内，则表示FMSP在形态上类似于FLV1和FLV3，但与FLV2不类似。然后，捕获状态指示可以被分类为部分捕获，其中仅在LV1和LV3而不是LV2处的刺激引起捕获。多部位LV起搏期间的HS特征向量693是这种部分捕获的示例。
在示例中，如果FMSP落在由M1≤TH1、M2>TH2和M3>TH3限定的区域684内，则表示FMSP在形态上类似于FLV1，但与FLV2或FLV3不类似。然后，捕获状态指示可以被分类为部分捕获，其中仅在部位LV1处的刺激引起捕获。多部位LV起搏期间的HS特征向量694是这种部分捕获的示例。在示例中，如果FMSP落在由M2≤TH2、M3>TH3和M1>TH1限定的区域685内，则表示FMSP在形态上与FLV2类似，但与FLV1或FLV3不类似。然后，捕获状态指示可以被分类为部分捕获，其中仅在LV2处的刺激引起捕获。多部位LV起搏期间的HS特征向量695是这种部分捕获的示例。在另一实例中，如果FMSP落在由M3≤TH3、M1>TH1和M2>TH2限定的区域686内，则表示FMSP在形态上与FLV3类似，但与FLV1或FLV2不类似。捕获状态指示可以被分类为部分捕获，其中仅在LV3处的刺激引起捕获。多部位LV起搏期间的HS特征向量696是这种部分捕获的示例。
在示例中，如果FMSP落在区域680、681、682、683、684、685和686的并集之外，使得M1>TH1、M2>TH2和M3>TH3，则表示FMSP是在形态上不类似于FLV1、FLV2或FLV3中的任何一个。这是在任何单独部位处的刺激都没有引起捕获的证据。因此，捕获状态指示可以被分类为捕获丢失。作为示例，在多部位LV起搏期间的HS特征向量697表明三个单独部位都未捕获心脏的至少一部分。
图7示出了用于评估对象的心脏的电刺激的方法700的示例。方法700可以在可植入、可穿戴的或其它动态医疗装置中或在远程患者管理***中实现和操作。在示例中，方法700可以由基于心音的多部位起搏捕获验证电路200或其任何修改来执行。
方法700可以在步骤710处开始，其中在第一心动周期在心脏的第一部位处的电刺激期间可以接收第一心音(HS)信号。电刺激可以诸如通过IMD 100产生并经由引线***108A至108C和相应引线上的电极递送到心脏的两个或更多个部位。第一部位可以包括一个或多个心腔(包括RA、RV、LA和LV)的内部或心外膜表面上的解剖区域、或者腔室之间的组织。在示例中，第一部位可以包括心脏左心室(LV)处的部位，并且LV部位处的电刺激可以包括诸如经由位于LV的一部分(诸如LV的心外膜表面)上的一个或多个电极的单极或双极刺激。诸如通过使用能够感测指示心脏的机械或振动活动的生理信息的HS传感器，可以获得第一HS信号。HS传感器的示例可以包括加速度计、麦克风、基于压电的传感器或其他振动或声学传感器。当第一部位处的电刺激捕获心脏的至少一部分时，HS传感器可感测第一HS信号。例如，在第一LV部位LV1处的刺激引起传播到整个LV腔室的去极化。替代地或另外地，可以从能够收集或存储HS信息的设备(诸如外部编程器、电子病历***、存储器单元或其他数据存储设备)接收第一HS信号。
在720处，在第二心动周期期间，在与第一部位不同的心脏的第二部位处的电刺激期间可以接收第二HS信号。在示例中，当第二部位处的电刺激捕获心脏的至少一部分时，可以从HS传感器感测第二HS信号或从存储设备接收第二HS信号。在示例中，第一和第二刺激部位位于不同的心腔。在另一示例中，第二部位可以位于与第一刺激部位相同的心腔，诸如心脏的LV。在示例中，第一和第二部位处的电刺激包括使用LV引线133上的不同电极的单极或双极起搏。
在730处，多部位电刺激可以被递送到心脏，诸如在相同心动周期内同时地或以比心动周期的感测或起搏时间间隔值更小的指定时间偏移分开地进行的心脏的第一和第二部位的起搏。在示例中，可以在730处执行使用两个或更多个LV起搏向量的多部位LV起搏。每个LV起搏向量涉及阳极和阴极。阳极和阴极中的一个或两个可以选自可移除地定位在LV的内部或心外膜表面上的两个或更多个电极。在示例中，可以使用两个LV电极之间的双极起搏、LV电极和RV或RA电极之间的双极起搏或LV电极和IMD罐112之间的单极起搏中的一个或多个递送多部位LV起搏。
在740处，诸如通过使用HS传感器可以在多部位电刺激期间感测第三HS信号。可以对第一、第二和第三HS信号的每个都进行处理，包括放大、数字化、滤波或其它信号调节操作。可以进一步分析经处理的HS信号，诸如检测包括S1、S2、S3或S4心音的一个或多个HS分量。在示例中，可以使用应用于HS信号的相应时间窗口来检测HS分量。诸如信号幅度或信号功率的峰值的信号特性可以根据相应时间窗口内的HS信号进行检测。
在750处，可以使用在多部位电刺激期间获得的第三HS信号以及在捕获心脏的至少一部分的单部位电刺激期间获得的第一或第二HS信号中的至少一个来确定捕获状态指示。在示例中，可以处理第一、第二和第三HS信号以计算相应的HS特征向量。可以基于第三HS信号的HS特征与第一或第二HS信号中的至少一个的HS特征之间的比较来确定捕获状态指示。捕获状态指示可以指示是所有刺激部位处的电刺激捕获了心脏组织，还是仅一部分刺激部位处的电刺激捕获了心脏组织。下面将诸如参考图8讨论基于HS特征的捕获状态指示的示例。
图8示出了用于确定捕获状态指示的方法800的示例，其可以是步骤750处的捕获状态指示的实施例。方法800在步骤810处开始，其中第一、第二和第三HS特征向量(FLV1、FLV2、FMSP)可以从相应的第一、第二和第三HS信号生成。在示例中，HS特征向量可以包括HS信号部分，诸如在诸如心动周期之类的生理周期内的HS信号的片段。HS信号的片段可以包括心音的S1、S2、S3或S4分量。该片段的长度可以近似等于或短于用于检测相应HS分量的检测窗口的大小。
在示例中，HS特征向量可以包括多个形态特征点，诸如从HS的一部分获取的数据样本。在示例中，HS信号部分可以包括在多个生理周期(诸如多个心动周期)上或者在诸如一分钟、十分钟、一小时、一天等的指定时间段上的HS信号片段的总体平均。例如，可以在从多个心动周期获得的多个S1片段上获取总体平均。
HS特征向量可以包括其他形态特征或统计特征。在示例中，HS特征向量可以包括HS分量的强度，诸如S1强度(||S1||)、S2强度(||S2||)、S3强度(||S3||)或S4强度(||S4||)。强度的示例可以包括在时域HS信号中、在诸如积分HS能量信号之类的变换的HS信号中、或者在诸如功率谱密度的峰值之类的频域HS信号中的检测到的HS分量的幅度。在另一示例中，HS特征向量可以包括心脏定时间隔(CTI)，诸如预射血周期(PEP)、收缩定时间隔(STI)、舒张定时间隔(DTI)或左室射血时间(LVET)等。CTI可以测量为两个心脏事件(诸如从心脏电信号检测到的心脏电气事件和诸如从HS信号或其他表示心脏机械或振动活动的生理信号检测到的机械事件)之间的时间间隔。在又一示例中，HS特征向量可以包括CTI的变异性(CTIvar)，诸如STI的变异性、DTI的变异性、PEP的变异性或LVET的变异性。CTIvar可以指示心脏血流动力学。变异性可以计算为范围、方差、标准差、高阶统计量、从多个CTI测量结果的直方图或统计分布导出的其他展开测量。
在一些示例中，HS特征向量可以包括HS信号的变换或HS信号部分的变换。转换可以包括线性或非线性变换。在示例中，变换包括将N维信号特征向量变换为M维(M<N)特征向量的维数降低变换。例如，可以在向量空间中将N维HS特征向量(诸如包含N个样本的S1片段)诸如沿着指定方向投影到子空间上。在示例中，指定的方向可以通过线性判别分析(LDA)来确定。由LDA确定的投影方向可以使在多个心动周期上从第一HS信号获得的多个HS特征向量与在多个心动周期上从第二HS信号获得的多个HS特征向量之间的可分离性最大化。在另一示例中，指定的方向可以通过主成分分析(PCA)或任何其他统计方法来确定。
在820处，可以在HS特征向量FMSP和FLV1之间计算第一相异性度量M1，并且可以在HS特征向量FMSP和FLV2之间计算第二相异性度量M2。在示例中，HS特征向量FLV1或FLV2可以根据多个生理周期上相应HS信号的总体平均生成。相似性度量可以包括FMSP和FLV1之间的欧氏距离或FMSP和FLV2之间的欧氏距离，即M1＝d(FMSP，FLV1)＝||FMSP-FLV1||以及M2＝d(FMSP，FLV2)＝||FMSP-FLV2||。在一些示例中，相似性度量可以包括利用总体平均(即平均值)和相应的HS特征向量的方差或协方差矩阵两者来计算距离的马氏距离。
在830处，可以将相异性度量M1和M2与相应的第一(TH1)和第二阈值(TH2)进行比较，以确定捕获状态指示的分类。如果M1≤TH1和M2≤TH2，则表示对应于多部位起搏的HS特征向量(FMSP)在形态上类似于单部位起搏期间的在相应LV部位FLV1和FLV2处的HS特征向量两者。这是在第一和第二LV部位两者处的刺激引起捕获的证据。因此，在831处，捕获状态指示可以被分类为完全捕获，其指示在第一(LV1)和第二刺激部位(LV2)处的刺激每个都引起局部捕获，并且引起传播到整个LV腔室的去极化。
如果在830处的条件不满足，但是在840处FMSP落在使得M1≤TH1和M2>TH2的区域内，则表示FMSP在形态上与FLV1类似，但与FLV2不类似。这是由仅在第一个部位LV1处的刺激引起捕获的证据，而在第二个部位LV2处的刺激没能捕获心脏。因此，在841处捕获状态指示可以被分类为部分捕获。
如果840处的条件不满足，但是在850处FMSP落在使得M1>TH1和M2≤TH2的区域内，则表示FMSP在形态上与FLV2类似，但与FLV1不类似。这是仅在第二个部位LV2处的刺激引起捕获的证据，而第一个部位LV1处的刺激没能捕获心脏。因此，在851处捕获状态指示可以被分类为部分捕获。然而，如果在850处的条件不满足，即FMSP落在使得M1>TH1和M2>TH2的区域内，则表示FMSP在形态上与FLV1和FLV2都不类似。这是两个部位处的刺激均没引起捕获的证据。因此，在852处捕获状态指示可以被分类为捕获丢失。
包括在831处的完全捕获判定、在841或851处的部分捕获判定以及在852处的捕获丢失的判定的捕获状态指示可被呈现给诸如临床医师的***用户。诸如通过在用户界面中显示捕获状态指示和推荐的起搏配置，可以在860处生成多部位起搏配置的建议。在示例中，响应于完全捕获指示的判定，可以确认现有的多部位起搏配置并推荐用于随后的治疗。替代地，可以诸如自动地通过治疗控制电路调整与多部位刺激的递送相关联的一个或多个参数。例如，可以减少幅度、刺激脉冲的脉冲宽度、占空比、频率或多部位刺激的其他强度参数，以降低能量消耗，同时在第一和第二刺激部位两者处均保持有效的完全捕获。在另一示例中，响应于部分捕获指示的判定，可以调整至少一个刺激部位的电刺激，诸如不能引发捕获的部位(例如，由于在841处的部分捕获判定而导致的部位LV2，或由于在851处的部分捕获判定而导致的部位LV1)。刺激配置的调整可以包括选择替代刺激部位(诸如通过重新定位刺激电极)，增加刺激强度或频率，交替起搏向量(例如，从单极刺激切换到双极刺激)，或交替刺激的极性。在另一示例中，响应于捕获丢失的指示的判定，可以通过诸如重新定位刺激电极或改变刺激能量或配置来调整在第一和第二刺激部位(诸如LV1和LV2)两者处的电刺激，以达到预期的捕获状态。在示例中，然后可以至少部分地基于捕获状态指示来递送诸如多部位刺激之类的治疗。
上面的详细描述包括对附图的参考，其构成详细描述的一部分。附图以说明的方式示出了可以实践本发明的具体实施例。这些实施例在本文中也被称为“示例”。这些示例还可以包括除了所示出或所描述的那些元件之外的元件。然而，本发明也预期其中仅提出所示出或者所描述的那些元件的示例。而且，本发明也预期使用参照具体示例(或者其一个或者多个方面)或者参照本文示出或者描述的其它示例(或者其一个或者多个方面)示出或者描述的那些元件(或者其一个或者多个方面)的任意组合或者排列的示例。
如果在本文献和通过引用方式并入的任何文献之间存在不一致用法，则该文献中的用法起作用。
在该文献中，如在本专利文献中常见的，术语“一”或者“一个”被使用以包括一个或者超过一个，而与“至少一个”或“一个或多个”的任何其它实例或者用法无关。在该文献中，术语“或”用于指代非排他性的或者，从而“A或B”包括“A但是非B”、“B但是非A”以及“A和B”，除非另外指明。在该文献中，术语“包括”和“其中”用作相应术语“包含”和“在其中”的简明英语等同用语。此外，在所附权利要求书中，术语“包括”和“包含”是开放式的，也就是说，在权利要求中包括除了这种术语之后所列的元件以外的元件的***、装置、物品、组成、配方或过程仍被视为在该权利要求的范围之内。此外，在所附权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等等仅用作标记，并不意在对其对象施加数值要求。
本文所描述的方法示例可以是至少部分地机器实施或计算机实施的。一些示例可以包括使用指令编码的计算机可读介质或者机器可读介质，所述指令可操作以将电子装置配置来执行在上面的示例中描述的方法。这种方法的实施方式可以包括代码，诸如微代码、汇编语言代码、高级语言代码等等。这种代码可以包括用于执行各种方法的计算机可读指令。代码可以构成计算机程序产品的一部分。进一步地，在示例中，诸如在执行过程中或者其它时间，代码可以有形地存储在一个或多个易失性、非暂时性或非易失性有形的计算机可读介质上。这些有形的计算机可读介质的示例可以包括但不限于硬盘、可移动磁盘、可移动光盘(诸如压缩盘和数字视频盘)、磁带盒、存储卡或记忆棒、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)等等。
以上的描述旨在说明性的，而非限制性的。例如，上述示例(或其一个或多个方面)可彼此组合使用。诸如通过本领域的普通技术人员之一在阅读以上描述之后，也可以使用其它示例。依照37C.F.R.§1.72(b)提供摘要，以允许读者快速确定技术公开的实质。应理解，所提交的摘要不用于解释或限制权利要求书的范围或含义。此外，在上文的具体实施方式中，可将各种特征组合在一起，以简化公开。这不应被理解成意指未要求保护的公开特征是任一权利要求必要的。相反地，发明主题可以小于所公开的特定示例的全部特征。因此，所附权利要求书由此并入具体实施方式中作为示例或实施例，每个权利要求独自代表分别的实施例，并且预期这样的实施例可以以各种组合或排列相互结合。本公开的范围应当根据所附权利要求连同这些权利要求享有的全部等同范围来确定。

Claims (15)

1.一种用于评估心脏的电刺激的***，包括：
电刺激电路，其被配置为在心动周期内向所述心脏的腔室中的两个或更多个部位递送电刺激；
心音(HS)传感器电路，其被配置为在向所述两个或更多个部位递送电刺激期间感测HS信号；和
与所述HS传感器电路通信的起搏分析器电路，其被配置为使用所感测的HS信号来确定捕获状态指示，
其中所述捕获状态指示指示出所述电刺激是否捕获所述腔室中的两个或更多个部位，并且包括完全捕获指示、部分捕获指示或捕获丢失指示中的一个或多个；
其中所述完全捕获指示指示出所述两个或更多个部位中的每一个被所述电刺激捕获；
其中所述部分捕获指示指示出所述两个或更多个部位中的至少一个被所述电刺激捕获，并且所述两个或更多个部位中的至少另一个没有被所述电刺激捕获；和
其中所述捕获丢失指示指示出所述两个或更多个部位都没有被所述电刺激捕获。
2.根据权利要求1所述的***，其中：
所述电刺激电路被配置为：在第一心动周期期间将第一电刺激递送到第一部位，在第二心动周期期间将第二电刺激递送到第二部位，并且在第三心动周期期间同时地或以比第三心动周期的感测或起搏间隔值更小的指定时间偏移分开地，将第三电刺激递送至第一部位和第二部位两者；
所述HS传感器电路被配置为响应于所述第一电刺激捕获所述心脏的至少一部分而感测第一HS信号，响应于所述第二电刺激捕获所述心脏的至少一部分而感测第二HS信号，并且在所述第三电刺激的递送期间感测第三HS信号；以及
所述起搏分析器电路被配置为使用所述第三HS信号与第一HS信号或第二HS信号中的至少一个之间的比较来确定所述捕获状态指示，所述捕获状态指示指示出所述第三电刺激是否捕获第一部位和第二部位两者。
3.根据权利要求2所述的***，其中所述起搏分析器电路被配置为：
使用所述第三HS信号生成第三HS特征向量，并且分别使用所述第一HS信号或第二HS信号生成第一HS特征向量或第二HS特征向量中的至少一个，所述第一特征向量、第二特征向量或第三特征向量每个包括相应形态或统计特征；
计算所述第三HS特征向量与第一特征向量或第二特征向量中的至少一个之间的相异性度量；和
响应于所述相异性度量满足指定标准而确定所述捕获状态指示。
4.根据权利要求3所述的***，其中所述起搏分析器电路被配置为：
计算所述第三HS特征向量与所述第一HS特征向量之间的第一相异性度量，以及所述第三HS特征向量与所述第二HS特征向量之间的第二相异性度量；和
响应于第一相异性度量和第二相异性度量低于相应阈值而确定完全捕获指示，或者响应于第一相异性度量和第二相异性度量中的一个超过所述相应阈值而确定部分捕获指示，或者响应于第一相异性度量和第二相异性度量超过所述相应阈值而确定捕获丢失指示。
5.根据权利要求3或4中任一项所述的***，其中所述第三HS特征向量包括包含指定HS分量的第三HS信号的一部分，并且所述第一HS特征向量或第二HS特征向量分别包括包含所述指定HS分量的第一HS信号或第二HS信号的一部分，其中所述指定的HS分量包括S1、S2、S3或S4心音分量中的一个或多个。
6.根据权利要求3或4中任一项所述的***，其中所述第三HS特征向量包括所述第三HS信号的强度参数，并且所述第一HS特征向量或第二HS特征向量分别包括第一HS信号或第二HS信号的强度参数，其中所述强度参数包括S1、S2、S3或S4心音分量中的一个或多个的幅度。
7.根据权利要求3或4中任一项所述的***，其中所述第三HS特征向量包括使用所述第三HS信号计算的心脏定时间隔(CTI)参数，并且所述第一HS特征向量或第二HS特征向量分别包括使用第一HS信号或第二HS信号计算的CTI参数，其中所述CTI参数包括收缩时间间隔、预射血间隔、舒张间隔或左心室射血时间中的一个或多个。
8.根据权利要求3至7中任一项所述的***，其中所述相异性度量包括在向量空间中的所述第三HS特征向量与所述第一HS特征向量或第二HS特征向量中的至少一个之间的距离。
9.根据权利要求3至8中任一项所述的***，其中所述起搏分析器电路被配置为：
计算所述第三HS信号的一部分在多个生理周期上的总体平均，以及所述第一HS信号或所述第二HS信号中的至少一个的一部分在多个生理周期上的总体平均；和
计算所述相异性度量，其包括所述第三HS信号的所述部分的总体平均与所述第一HS信号或第二HS信号中的至少一个的所述部分的总体平均之间的距离。
10.根据权利要求3至9中任一项所述的***，其中所述起搏分析器电路被配置为：
计算所述第三HS信号的一部分的变换，以及所述第一HS信号或第二HS信号中的至少一个的一部分的变换；和
计算所述相异性度量，其包括所述第三HS信号的所述部分的变换与所述第一HS信号或第二HS信号中的至少一个的所述部分的变换之间的距离。
11.根据权利要求10所述的***，其中所述变换包括信号在所述向量空间中的到子空间或指定方向上的投影。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的***，还包括耦接到所述电刺激电路的治疗控制器电路，所述治疗控制器电路被配置为基于所述捕获状态指示来确定至少一个治疗参数，其中所述电刺激电路被配置为根据所确定的治疗参数递送所述电刺激。
13.根据权利要求1至12中任一项所述的***，其中所述HS传感器电路耦接到加速度计或声学传感器，所述加速度计或声学传感器被配置为检测指示HS的心脏的机械或声学活动。
14.根据权利要求1至13中任一项所述的***，其中所述电刺激电路被配置为：同时地或以比所述第三心动周期的感测或起搏间隔值更小的指定时间偏移分开地在相同的心动周期期间将电刺激递送到左心室(LV)的两个或更多个部位。
15.根据权利要求14所述的***，包括可移除地定位在所述LV的两个或更多个部位上的两个或更多个电极，其中所述电刺激电路被配置为经由所述两个或更多个电极刺激所述LV的两个或更多个部位。
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