CN105377363A - 用于标识有效电极的系统、方法和界面 - Google Patents

Abstract

本文描述了用于标识将用于感测和/或治疗的有效电极的系统、方法和界面。可将使用电极监测到的信号的两个或更多个部分比较以确定该电极是否是有效的。两个或更多个部分可对应于心动周期的相同部分或窗口。此外，可比较来自第一电极与来自位于接近第一电极处的第二电极的信号以确定电极中的一者或两者是否是有效的。

Description

用于标识有效电极的系统、方法和界面

相关性申请的交叉引用

本申请要求题为“Systems,Methods,andInterfacesforIdentifyingEffectiveElectrodes”(“用于标识有效电极的系统、方法和界面”)并且在2013年12月9日提交的美国临时专利申请61/913,795以及题为“IdentifyingEffectiveElectrodes”(“标识有效的电极”)并且在2013年4月30日提交的美国临时专利申请61/817,483的权益，这些专利申请中的每一项通过引用整体结合于此。

背景技术

本文的公开内容涉及用于标识有效电极的系统、方法和界面，所述有效电极用于感测来自组织(tissue)的信号和/或向组织递送治疗(therapy)。所标识的电极可在用于将可植入电极导航至患者心脏的用于心脏治疗的区域的系统、方法和界面中使用。

电极可在用于对患者的医学治疗的系统、设备和方法中使用。更具体地，电极可位于毗邻患者的组织(例如，皮肤、心脏组织等)附近、或与患者的组织(例如，皮肤、心脏组织等)接触以感测来自患者的组织的信号和/或向患者的组织递送治疗。由于多种原因，电极中的每一个对于感测来自患者的组织的信号和/或向患者的组织递送治疗可能是有效或无效的。例如，电极可能无法有效地耦合至、或接触患者的组织，从而致使电极对于感测来自患者的组织和/或向患者的组织递送治疗是无效的。此外，例如电极或在电极与监测装置之间的电连接可能被损坏或以其他方式不起作用而致使电极对于感测来自患者的组织和/或向患者的组织递送治疗是无效的。

利用多个电极的示例性装置可包括多极导管(例如，包括多个电极的导管等)，所述多级导管配置成同时记录沿冠状窦静脉或某个其他解剖结构(例如，用于电标测)、在不同点处的激动时间/电压标测(mapping)。此外，示例性装置可包括用于体表电位标测的多电极心电图(ECG)系统，所述ECG系统配置成记录来自多个电极的同时的ECG测量。

发明内容

本文所描述的示例性系统、装置和方法可配置成分析来自一个或多个电极的一个或多个信号并且评估这一个或多个信号以确定一个或多个电极对于感测信号和/或递送治疗是否是有效的。

用于标识有效电极的示例性系统可包括电极装置和计算装置。电极装置可包括多个电极(例如，以阵列定位的表面电极)，这多个电极配置成位于邻近患者的组织处。计算装置可耦合至电极装置以便使用电极装置感测电活动，并且可配置成对多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值(例如，皮尔森(Pearson)相关系数)。为了对每一个电极执行有效性测试，计算装置可进一步配置成：使用电极监测来自患者的信号，存储至少两个心动周期的每一个心动周期的、预设的时间期间(例如，小于或等于250毫秒)的信号的部分(例如，基于心脏信号内的再现(recurring)基准元素来存储信号的部分)，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧；以及比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自患者的组织的信号的电极的有效性。

用于标识位于邻近患者的组织处的多个电极(例如，以阵列定位的表面电极)中的有效电极的示例性方法可包括：使用电极监测来自患者的信号；存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、预设的时间期间(例如，小于或等于250毫秒)的信号的部分(例如，基于心脏信号内的再现基准元素来存储信号的部分)，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧；以及比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值(例如，皮尔森相关系数)，所述有效性值表示用于感测来自患者的组织的信号的电极的有效性。

用于标识有效电极的示例性系统可包括：电极设备，用于监测来自患者的信号；以及计算设备，用于存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、预设的时间期间的信号的部分。每一个部分可对应于每一个心动周期内的相同的时间帧。计算设备可进一步用于比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自患者的组织的信号的电极的有效性。

用于心脏治疗的示例性系统可包括：电极装置(例如，配置成位于邻近患者的组织处的多个电极)；显示装置，包括图形用户界面(例如，图形用户界面可配置成呈现用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，图形地描绘患者心脏的至少一部分解剖结构(诸如，血管解剖结构)以辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等))；以及计算装置，耦合至电极装置和显示装置。计算装置可配置成对多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值。为了对每一个电极执行有效性测试，计算装置可进一步配置成使用电极监测来自患者的信号以及存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、预设的时间期间的信号的部分。每一个部分可对应于每一个心动周期内的相同的时间帧。计算装置可进一步配置成比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自患者的组织的信号的电极的有效性。计算装置可进一步配置成在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，患者心脏的至少一部分解剖结构，诸如，血管解剖结构，其用于辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等)。

用于心脏治疗的示例性方法可包括：使用电极监测来自患者的信号以及存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、预设的时间期间的信号的部分，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧。示例性方法可进一步包括：比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自患者的组织的信号的电极的有效性；以及在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，患者心脏的至少一部分解剖结构，其用于辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等)。

用于心脏治疗的示例性系统可包括：电极设备，用于监测来自患者的信号；以及计算设备，用于存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、预设的时间期间的信号的部分。每一个部分可对应于每一个心动周期内的相同的时间帧。计算设备可进一步用于比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自患者的组织的信号的电极的有效性。示例性系统可进一步包括显示装置，所述显示装置用于在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，患者心脏的至少一部分解剖结构，诸如，血管解剖结构，其用于辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等)。

在一个或多个实施例中，有效性值可包括相关性值，计算装置可进一步配置成执行或方法可进一步包括：禁用多个电极中具有小于所选择的阈值的相关性值(例如，大于或等于0.7且小于或等于约0.95)的任何电极。在一个或多个实施例中，有效性值可包括相关性值，计算装置可进一步配置成执行或方法可进一步包括：启用多个电极中具有大于或等于所选择的阈值的相关性值的任何电极。

在一个或多个实施例中，计算装置可进一步配置成执行或方法可进一步包括：如果大于所选择的百分比的多个电极具有小于所选择的阈值的相关性值，则对多个电极中的每一个电极执行附加的有效性测试，从而产生另一个相关性值。在一个或多个实施例中，计算装置可进一步配置成执行或方法可进一步包括：在比较之前对齐信号的至少两个部分。

用于标识电极的一个示例性系统可包括电极装置和计算装置。电极装置可包括多个电极(例如，以阵列定位的表面电极)，这多个电极配置成位于邻近患者的组织处。计算装置可耦合至电极装置以便使用电极装置感测电活动，并且可配置成对多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值(例如，表示在主电极与一个相邻的电极之间的相关性值、皮尔森(Pearson)相关系数等)。为了对每个电一极执行有效性测试，计算装置可进一步配置成使用主电极监测来自患者的第一信号以及使用至少一个相邻的电极监测来自患者的至少一个次级(secondary)信号。至少一个相邻的电极可在空间上毗邻主电极(例如，处于距主电极3厘米之内)。计算装置可进一步配置成：存储在时间期间(例如，对应于心室去极化、小于或等于250毫秒等)的第一信号的部分；存储在该时间期间的至少一个次级信号中的每一个的部分；以及将第一信号的部分与至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自患者的组织的心脏信号的电极的有效性。

用于标识有效电极(例如，以阵列定位的表面电极)的一个示例性方法可包括：使用主电极监测来自患者的第一信号以及使用至少一个相邻的电极监测来自患者的至少一个次级信号。至少一个相邻的电极可在空间上毗邻主电极(例如，处于距主电极3厘米之内)。示例性方法可进一步包括：存储在时间期间(例如，对应于心室去极化、小于或等于250毫秒等)的第一信号的部分；存储在该时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分；以及将第一信号的部分与至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少表示用于感测来自患者的组织的心脏信号的电极的有效性的至少一个有效性值(例如，表示主电极与一个相邻的电极之间的相关性值、皮尔森相关系数等)。

用于标识有效电极的示例性系统可包括电极设备和计算设备，所述电极设备用于使用主电极监测来自患者的第一信号并且用于使用至少一个相邻的电极监测来自患者的至少一个次级信号，其中，至少一个相邻的电极在空间上毗邻主电极；所述计算设备用于存储在时间期间的第一信号的部分，用于存储在该时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分，以及用于将第一信号的部分与至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自患者的组织的心脏信号的电极的有效性。

用于心脏治疗的示例性系统可包括电极装置(例如，配置成位于邻近患者的组织处的多个电极)和显示装置，所述显示装置包括图形用户界面(例如，图形用户界面可配置成呈现用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，图形地描绘患者心脏的至少一部分解剖结构，诸如，血管解剖结构，以便辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等))。示例性系统可进一步包括计算装置，所述计算装置耦合至电极装置和显示装置。计算装置可配置成对多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值。为了对每一个电极执行有效性测试，计算装置可进一步配置成：使用主电极监测来自患者的第一信号；使用至少一个相邻的电极监测来自患者的至少一个次级信号，其中，至少一个相邻的电极在空间上毗邻主电极；存储在时间期间的第一信号的部分；以及存储在该时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分。计算装置可进一步配置成：将第一信号的部分与至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自患者的组织的心脏信号的电极的有效性；以及在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，患者心脏的至少一部分解剖结构，诸如，血管解剖结构，其用于辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等))。

用于心脏治疗的示例性方法可包括：使用主电极监测来自患者的第一信号以及使用至少一个相邻的电极监测来自患者的至少一个次级信号，其中，至少一个相邻的电极在空间上毗邻主电极。示例性方法可进一步包括：存储在时间期间的第一信号的部分；存储在该时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分；以及将第一信号的部分与至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自患者的组织的心脏信号的电极的有效值。示例性方法可进一步包括：在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，患者心脏的至少一部分解剖结构，诸如，血管解剖结构，其用于辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等)。

用于心脏治疗的示例性系统可包括电极设备和计算设备，所述电极设备用于使用主电极监测来自患者的第一信号以及用于使用至少一个相邻的电极监测来自患者的至少一个次级信号，其中，至少一个相邻的电极在空间上毗邻主电极；所述计算设备用于存储在时间期间的第一信号的部分，用于存储在该时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分，以及用于将第一信号的部分与至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自患者的组织的心脏信号的电极的有效性。示例性系统可进一步包括显示装置，所述显示装置用于在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域(例如，患者心脏的至少一部分解剖结构，诸如，血管解剖结构，其用于辅助用户将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等)。

在一个或多个实施例中，有效性值可包括相关性值，并且计算装置可进一步配置成执行或方法可进一步包括：禁用多个电极中使所述多个电极的至少一个相关性值全都小于或等于所选择的阈值(例如，大于或等于0.7且小于或等于约0.95)的任何电极。

在一个或多个实施例中，计算装置可进一步配置成执行或方法可进一步包括：如果大于所选择的百分比的多个电极使它们的至少一个相关性值全都小于所选择阈值，则对多个电极中的每一个电极执行附加的有效性测试，从而产生每一个电极的至少一个附加的相关性值。

在一个或多个实施例中，计算装置可进一步配置成执行或该方法可进一步包括生成图形标测图，所述图形标测图包括空间分布的多个电极以及多个电极的有效性值。

用于标识电极的一个示例性系统可包括电极装置和计算装置。电极装置可包括配置成位于邻近患者的组织处的多个电极。计算装置可耦合至电极装置以使用电极装置感测电活动，并且可配置成对多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值。为了对每一个电极执行有效性测试，计算装置可进一步配置成：使用电极监测来自患者的信息；存储在预设的时间期间的信号的部分；以及将信号的部分的至少一个形态特征与至少一个生理指标值比较以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自患者的组织的信号的电极的有效性。在至少一个实施例中，至少一个形态特征可包括以下各项中的至少一项：最大值、最小值、最大值与最小值的差、最大斜率、最小斜率以及最大斜率与最小斜率的差。

在至少一个实施例中，系统和方法可配置成：将在电极阵列内的电极处记录的信号的形态相似性与该电极空间上毗邻的相邻的电极的记录的信号的形态相似性比较，例如，使用皮尔森相关系数或波形匹配百分比等。可选择相关系数或波形匹配百分比的最大值或这些或相似度量(例如，(多个)值、函数、比较、差、平均、斜率等)的“最佳匹配”值，并且可对阵列中的每一个电极重复该过程以找到每一个电极的“最佳匹配”值。然后，可基于其“最佳匹配”值超过某一阈值(例如，大于或等于0.8的相关系数和/或大于70的波形匹配百分比分数)来选择将被使用(例如，用于进一步的分析)的电极。实质上，来自空间电极阵列内的电极的有效心脏信号可具有(bear)与来自相邻的电极中的至少一个电极的信号的高度的相似性，而非生理信号(例如，噪声)可与由相邻的电极监测到的信号(例如，有效心脏信号、噪声等)不相关。

一个示例性方法涉及从一个电极感测的跳(beat)的时间相关性，并且包括：挑选对应于每一跳的定时(timing)基准元素(例如，V-s或VP标记、在给定的ECG引线上的主(dominant)峰或谷等)；生成关于该基准的、每一个电极处的每一跳的信号上的窗口；计算在每个电极处的第j跳与第(j-1)跳的窗口化的信号之间的相关性；以及找出产生小于或等于0.8的相关性的所有电极。在至少一个实施例中，该方法包括：确定具有小于或等于0.8的相关性的电极的数量是否超过N/2(其中，N是电极的数量)，并且如果不超过，则消除具有小于或等于0.8的相关性的电极，并且对于其余的电极执行对第j跳和第(j-1)跳的分析。此外，如果电极在该相关性内，则跳过第j跳和第(j-1)跳并继续移动到下一对跳(j,j+1)以重复分析和/或调整电极位置。可对N个电极中的每一个电极重复该示例性方法。

一个示例性方法可包括将在N个阵列(例如，6或7个电极、2个或更多的电极等)内的电极处记录的信号的形态相似性与该电极的空间上毗邻的相邻电极的记录的信号的形态相似性比较。形态比较可使用皮尔森相关系数、波形匹配百分比和/或任何数量的方法。该方法进一步包括：选择相关系数或波形匹配百分比的最大值或这些或相似度量(例如，(多个)值、函数、比较、差、平均、斜率等)的“最佳匹配”值；对阵列中的每一个电极重复并查找该电极的“最佳匹配”值；以及选择来自其中“最佳匹配”值超过某一阈值(例如，大于0.8的相关系数或大于70的波形匹配百分比得分)的电极的信号(例如，以用于进一步的分析)。

用于从表面电极阵列自动地选择电极以用于CRT植入反馈(例如，评估患者的心脏的电不同步性)的一个示例性装置可包括：用于响应于心室起搏刺激而感测来自表面电极阵列中的第一电极的信号的感测装置；用于存储第一感测的信号的存储装置；用于响应于心室起搏刺激而感测来自表面电极阵列中的第二电极的第二信号的感测装置；用于存储第二感测的信号的存储装置；用于比较第一与第二信号之间的形态特征的处理装置；用于确定第一与第二信号之间的形态特征的相似性的确定装置；以及用于重复低处理表面电极阵列中的每一个电极的装置。此外，处理装置可配置成用于确定表面电极阵列中的两个相邻的电极之间的形态特征的最大相似性。示例性装置可进一步包括选择装置，所述选择装置用于选择在对表面电极阵列中的每一个电极的重复操作之后呈现出形态特征的最大相似性的两个相邻的电极，其中，在不处理与心室内同步有关的数据的情况下来执行选择装置。

以上发明内容不旨在描述本公开的每一个实施例或每一种实现方式。通过参照以下结合所附附图获得的具体实施方式以及权利要求书，更完整的理解将变得明显和可理解。

附图说明

图1是包括示例性可植入医疗设备(IMD)的示例性系统的图。

图2A是图1的示例性IMD的图。

图2B是设置在图2A的左心室中的电引线的远端的放大视图的图。

图3A是示例性IMD(例如，图1-2的IMD)的框图。

图3B是在图1-2的系统中使用的、用于提供三个感测通道和对应的起搏通道的示例性IMD(例如，可植入脉冲发生器)电路和相关联的引线的另一框图。

图4是包括电极装置、成像装置、显示装置和计算装置的示例性系统的图。

图5A-5B是示出用于测量躯干表面电位的示例性系统的概念图。

图6是使用单信号相关性来标识有效电极的示例性方法的框图。

图7是使用单信号相关性来标识一个或多个有效电极的示例性方法的框图。

图8是示例性电极阵列的图。

图9是使用空间信号相关性(例如，使用图8的电极阵列)来标识有效电极的示例性方法的框图。

图10描绘了描绘多个电极的相关性值的图表。

图11描绘了描绘无效电极的信号的三个图表。

图12描绘了描绘有效电极的信号的两个图表。

图13描绘了通过例如图6-7和图9的示例性方法来评估的多个电极的相关性值的分布的图表。

图14是使用形态特征来标识有效电极的示例性方法的框图。

图15是描绘了血管解剖结构的示例性图形用户界面，所述血管解剖结构配置成辅助用户将可植入电极导航至患者心脏的用于心脏治疗的区域。

图16是描绘了包括标测在其上的激动时间的人类心脏的示例性图形用户界面，所述图形用户界面配置成辅助用户将可植入电极导航至患者心脏的用于心脏治疗的区域。

具体实施方式

在以下对说明性实施例的详细描述中，参考了所附附图，这些附图形成实施例的一部分，并且在这些附图中以说明方式示出了可实践的具体实施例。应当理解，可以采用其他实施例，并且可以作出一些结构改变而不背离(例如，仍落入)在此所呈现的本公开的范围。

将参照图1-16来描述示例性方法、装置和方法。对本领域技术人员将是显而易见的是，来自一个实施例的元件或过程可与其他实施例的元件或过程结合使用，并且使用本文中所陈述的特征的组合的此类方法、装置和系统的可能的实施例不限于附图中所示和/或本文所描述的特定的实施例。此外，将认识到，本文中所描述的实施例可包括并不一定按比例绘制的许多元件。此外，将理解的是，本文中的过程的定时以及各种元件的尺寸和形状可被修改但仍落在本公开的范围内，但是某些定时、一个或多个形状和/或尺寸、或元件的类型相对于其他定时、形状和/或尺寸或元件的类型可以是有利的。

如本文中所描述，各种示例性系统、装置和方法可利用电极，所述电极配置成感测来自患者的组织的一个或多个信号和/或向患者的组织递送治疗。例如，电极可被包括在诸如背心、腰带、条带、背带、贴片、任何可穿戴的服装、T恤衫、胸衣、帽子(例如，对于神经信号)等的装置中，并且可配置成位于患者外部并且与患者的皮肤接触，以便例如监测患者的心脏信号(例如，心电图)，标测患者的心脏等。此外，电极可例如单独地位于或被置于患者上。此外，电极可例如被包括在诸如篮状导管、护套(sock)等的装置中或装置上，并且可配置成位于患者的内部空间(例如，心脏空间)内，以便例如用于心脏标测目的等。此外，电极可例如被包括作为可植入医疗设备(IMD)的一部分，并且位于一个或多个引线上，所述一个或多个引线配置成位于接近患者心脏的一个或多个部分处。

在至少一个实施例中，可使用空间表面电极阵列，所述空间表面电极阵列可配置成记录心脏信号以便计算与电不同步性和心室激动有关的指标(例如，其作为心脏再同步治疗植入的反馈可能是有用的)。此外，从来自电极阵列的信号计算出的度量可用于例如估计用于仅左心室融合起搏(例如，自适应心脏再同步治疗)的最佳融合的左心室起搏的递送的时间，估计疤痕负担等。

如本文中所描述，各种示例性系统、装置和方法可利用配置成用于任何种类的心脏标测网格的电极，例如，用于标测心脏的外表面上的电活动的电极的护套，用于标测腔或心内膜壁内的电活动的篮状或星座(constellation)导管、用于标测心脏的或心脏中静脉内的电活动的多极引线、用于标测的多电极导管等。

取决于多种因素(诸如，电极是否合适地定位，电极是否与组织充分接触，电极或到电极的连接是否被损坏等)，对于感测信号和/或递送治疗，电极可能是有效或无效的。由此，多电极阵列的实际问题在于，电极中的一些可能不是有效的，并且因此可能无法提供有效信号(例如，有效心脏信号、具有足够的信噪比的信号等)。

本文所描述的示例性系统、装置和方法可提供对有效电极、或具有有效信号、具有极小的误差和/或具有最少的操作者输入的电极的自动选择的方法。示例性系统、装置和方法可提供基于一心动周期的电极的信号的部分(或窗口)与另一心动周期的该电极的信号的另一部分的相似性或相关性而进行的对有效电极的自动选择。此外，示例性系统、装置和方法可提供基于电极的信号与(多个)空间上相邻的电极的信号的相似性或相关性而进行的对有效电极的自动选择。对有效电极的自动标识(例如，能够感测有效的心脏信号)和对具有噪声的电极的排除可将来自阵列的准确的信号提供给后续的分析，并且提供对患者心脏的电不同步性的正确评估，所述评估可便于患者对CRT的选择，便于在植入程序期间可植入引线(例如，一个或多个左心室引线)的放置和对CRT的设备参数的编程，在随访期间对CRT的设备参数的重编程，等等。例如，用户可以做出诊断，为CRT开药方，定位治疗设备(例如，引线)，或基于所指示的电不同步性来调整或选择治疗参数。

可通过包括和/或耦合到至少一个电极的一个或多个(例如，两个或更多个、多个等)系统、装置和设备来利用和实现本文所描述的示例性方法和过程。例如，可通过在本文中参照图1-3所描述的示例性治疗系统10以及如本文中参照图5A－5B所描述的包括空间电极阵列的示例性感测系统110、111来使用这些示例性方法和过程。虽然本文中仅描述和描绘了治疗系统10和感测系统110、111，但将理解，可由包括能够分析来自一个或多个电极的信号的计算装置的任何系统使用这些示例性方法和过程。计算装置例如可位于外部计算机或编程器中，可位于IMD中，或可位于附连至网络的服务器上。

图1是示出可用于向患者14递送起搏治疗的示例性治疗系统10的概念图。患者14可以是但一定是人。治疗系统10可以包括可植入医疗设备16(IMD)，所述IMD16可以耦合到引线18、20、22和/或编程器24。IMD16可以是例如可植入起搏器、心脏复律器和/或除颤器，它们经由耦合至引线18、20和22中的一条或多条的电极来将电信号提供至患者14的心脏12。

引线18、20、22延伸至患者14的心脏12内以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1所示的示例中，右心室(RV)引线18延伸通过一条或多条静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一条或多条静脉、腔静脉、右心房26，并进入冠状窦30以到达与心脏12的左心室32的游离壁相邻的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一条或多条静脉和腔静脉，并进入心脏12的右心房26。

IMD16可经由耦合至引线18、20、22中的至少一个的电极来感测伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号等。IMD16可配置成使用本文中所述的示例性方法和过程来确定或标识位于引线18、20、22上的有效电极。在一些示例中，IMD16基于在心脏12内感测到的电信号来将起搏治疗(例如，起搏脉冲)提供至心脏12。IMD16可操作用于调节与起搏治疗相关联的一个或多个参数，例如，AV延迟和其他各种定时、脉冲宽度、振幅、电压、脉冲串(burst)长度等。此外，IMD16可操作用于使用各种电极配置来递送起搏治疗，所述电极配置可以是单极的、双极的、四极的、或进一步多极的。例如，多极引线可包括可用于递送起搏治疗的若干电极。因此，多极引线系统可提供或供应开始起搏的多个电向量。起搏向量可包括至少一个阴极和至少一个阳极，所述至少一个阴极可以是位于至少一个引线上的至少一个电极，所述至少一个阳极可以是位于至少一个引线(例如，相同的引线或不同的引线)上和/或IMD的套管(casing)或壳(can)上的至少一个电极。虽然作为起搏治疗的结果的心脏功能的改善可主要取决于阴极，但是如阻抗、起搏阈值电压、漏电流、寿命等的电参数可能更依赖于起搏向量，所述起搏向量包括阴极和阳极两者。IMD16还可经由位于引线18、20、22中的至少一个引线上的电极来提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。此外，IMD16可检测心脏12的心律不齐(诸如，心室28、32的纤颤)，并以电脉冲的形式将除颤治疗递送至心脏12。在一些示例中，IMD16可经编程以递送累进的治疗(例如，具有增加的能量等级的电脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。

在一些示例中，可由用户(诸如，医师、技术人员、另一临床医生、和/或患者)使用编程器24(编程器24可以是手持式计算设备或计算机工作站)来与IMD16通信(例如，以便对IMD16编程)。例如，用户可与编程器24交互以检索关于一个或多个电极的有效性、与IMD16相关联的一个或多个检测到的或所指示的故障和/或利用这一个或多个电极递送的起搏治疗的信息。IMD16和编程器24可配置成一起工作以便使用本文所描述的示例性方法和过程来确定或标识位于引线18、20、22上的有效电极。例如，位于IMD16和编程器24中的一个或两者中的计算装置可配置成分析或评估来自一个或多个电极的信号以确定电极的有效性。IMD16和编程器24可使用本领域已知的任何技术，经由无线通信来通信。通信技术的示例可包括例如低频或射频(RF)遥测，但也构想了其他技术。

图2是更详细地示出图1中的治疗系统10的IMD16以及引线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，用于感测来自配置成用于接触患者的组织的一个或多个电极的一个或多个信号)和/或IMD16的任何其他模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可包括电触头，这些电触头电耦合至IMD16的连接器块34中的相应的电触头。此外，在一些示例中，借助于定位螺钉、连接销或另一合适的机械耦合机构，引线18、20、22可机械地耦合至连接器块34。

引线18、20、22中的每一个包括细长的绝缘引线体，所述细长的绝缘引线体可携载多个导体(例如，同心盘绕导体，直导体等)，所述多个导体通过绝缘(例如，管状绝缘护套)而彼此分开。在所示的示例中，双极电极40和42位于紧邻引线18的远端处。此外，双极电极44、45、46、47位于紧邻引线20的远端处，且双极电极48、50位于紧邻引线22的远端处。

电极40、44、45、46、47、48可采用环形电极的形式，并且电极42、50可采用分别可伸缩地安装在绝缘电极头52、54、56内的可延伸螺旋尖端电极的形式。电极40、42、44、46、47、48、50中的每一个可电耦合至其相关联的引线18、20、22的引线体内的导体(例如，螺旋的和/或直的)中的相应的一个，并由此耦合至引线18、20、22的近端上的电触头中的相应的一个。

附加地，电极44、45、46和47可具有大约5.3mm²至大约5.8mm²的电极表面积。电极44、45、46、和47还可分别被称为LV1、LV2、LV3、和LV4。在引线20上的LV电极(即，左心室电极1(LV1)44、左心室电极2(LV2)45、左心室电极3(LV3)46和左心室4(LV4)47等等)能以可变的距离被间隔开。例如，电极44可远离电极45例如约21毫米(mm)的距离，电极45和46可彼此远离例如约1.3mm至大约1.5mm的距离而被间隔开，并且电极46和47可彼此远离例如20mm至约21mm的距离而被间隔开。

电极40、42、44、45、46、47、48、50可进一步用于感测伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号(例如，在电描记图(EGM)内的形态波形)。感测到的电信号可用于确定电极40、42、44、45、46、47、48、50是否是有效的(例如，是否能够感测有效的心脏信号，是否能够递送治疗，是否与心脏组织充分接触，等等)。这些电信号经由相应的引线18、20、22被传导至IMD16。在一些示例中，IMD16还可以经由电极40、42、44、45、46、47、48、50来递送起搏脉冲，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2A中所示，IMD16包括一个或多个外壳电极(诸如，外壳电极58)，所述外壳电极可与IMD16的外壳60(例如，气密密封的外壳)的外表面整体地形成或能以其他方式耦合至外壳60。电极40、42、44、45、46、47、48和50中的任意电极可用于单极感测或结合外壳电极58的起搏。换言之，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任意电极可结合使用以形成感测向量，例如，可用于评估和/或分析起搏治疗的有效性的感测向量。本领域技术人员一般可理解，还可选择其他电极来限定或用于起搏和感测向量。此外，不是正用于递送起搏治疗的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任意电极可用于在起搏治疗期间感测电活动。

如参照图3A-3B更详细地所描述，外壳60可封围治疗递送模块和感测模块，所述治疗递送模块可包括用于生成心脏起搏脉冲和去极化或复律冲击的刺激发生器，所述感测模块用于监测患者心律。引线18、20、22还可以分别包括细长的电极62、64、66，这些电极可采取线圈的形式。IMD16可经由细长的电极62、64、66和外壳电极58的任意组合来将除颤电击递送至心脏12。电极58、62、64、66也可以用于将心脏复律脉冲递送至心脏12。此外，电极62、64、66可由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于，铂、铂合金、和/或已知可用于可植入除颤电极中的其他材料。由于电极62、64、66通常不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感测电活动(例如，用于确定电极有效性，用于分析起搏治疗的有效性等)并且可与电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任意电极结合使用。在至少一个实施例中，RV细长的电极62可用于在起搏治疗的递送期间感测患者心脏的电活动(例如，结合形成RV细长的线圈的外壳电极58、或除颤电极至外壳电极的向量)。

图1-2中所示的示例性治疗系统10的配置仅是一个示例。在其他实例中，治疗系统可包括替代或附加于图1中所示的经静脉引线18、20、22的心外膜引线和/或贴片电极。此外，在一个或多个实施例中，IMD16不需要被植入在患者14体内。例如，IMD16可以经由经皮引线将各种心脏治疗递送至心脏12，所述经皮引线延伸穿过患者14的皮肤而至心脏12内部或外部的各种位置。在一个或多个实施例中，系统10可采用无线起搏(例如，使用经由超声、电感耦合、RF等的到心脏内的(多个)起搏组件的能量传输)和感测心脏激动，所述感测心脏激动使用在壳/外壳和/或皮下引线上的电极。

在将电刺激治疗提供至心脏12的治疗系统的其他示例中，此类治疗系统可包括耦合至IMD16的任何合适数量的引线，并且这些引线中的每一个都可延伸至心脏12内或紧邻心脏12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。此外，其他治疗系统可包括从IMD16延伸至右心房26或右心室28中的单个引线、或分别延伸至右心室26和右心房28中的相应的一个的两个引线。

图3A是IMD16的一个示例性配置的功能框图。如图所示，IMD16可以包括控制模块81、治疗递送模块84(例如，其可包括刺激发生器)、感测模块86以及电源90。

控制模块81可以包括处理器80、存储器82以及遥测模块88。存储器82可以包括计算机可读指令，当例如由处理器80执行这些计算机可读指令时，这些计算机可读指令使IMD16和/或控制模块81执行本文所描述的归因于IMD16和/或控制模块81的各种功能。此外，存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁、光、或电介质，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、和/或任何其他数字介质。示例性夺获(capture)管理模块可以是在2010年3月23日颁证的美国专利No.7,684,863中描述的左心室夺获管理(LVCM)模块，该专利通过引用整体结合于此。

控制模块81的处理器80可包括以下任意一者或多者：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)、和/或等效的分立或集成的逻辑电路。在一些示例中，处理器80可包括多个组件，诸如以下各者的任何组合：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、和/或一个或多个FPGA、以及其他分立或集成逻辑电路。归因于本文中的处理器80的功能可具体化为软件、固件、硬件、或它们的任意组合。

控制模块81可用于使用本文所描述的示例性方法和/或过程，根据可存储在存储器82中的所选择的一个或多个程序来确定电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的有效性。此外，控制模块81可根据可存储在存储器82中的所选择的一个或多个治疗程序来控制治疗递送模块84将治疗(例如，诸如起搏之类的电刺激治疗)递送至心脏12。更具体地，控制模块81(例如，处理器80)可控制由治疗递送模块84递送的电刺激的各种参数，诸如例如，可由所选择的一个或多个治疗程序(例如，AV延迟调节程序、起搏治疗程序、起搏恢复程序、夺获管理程序等)指定的AV延迟、具有幅度、脉冲宽度、频率的起搏脉冲、或电极极性，等等。如图所示，治疗递送模块84例如经由相应的引线18、20、22的导体(或者在外壳电极58的情况下，经由设置在IMD16的外壳60内的电导体)被电耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。治疗递送模块84可配置成使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个来生成诸如起搏治疗之类的电刺激治疗，并将该电刺激治疗递送至心脏12。

例如，治疗递送模块84可分别经由耦合至引线18、20、和22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或经由引线18、20、和22的螺旋尖端电极42、50来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。此外，治疗递送模块84可例如经由电极58、62、64、66中的至少两个来将除颤电击递送至心脏12。在一些示例中，治疗递送模块84可配置成以电脉冲形式来递送起搏、心脏复律或除颤刺激。在其他示例中，治疗递送模块84可配置成以其他信号的形式(诸如，正弦波、方波和/或其他基本上连续的时间信号)来递送这些类型的刺激中的一种或多种。

IMD16可进一步包括交换模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可使用交换模块85以例如经由数据/地址总线来选择可用的电极中的哪些被用于递送治疗(诸如，用于起搏治疗的起搏脉冲)，或可用的电极中的哪些用于感测。交换模块85可包括交换阵列、交换矩阵、多路复用器、或适合于选择性地将感测模块86和/或治疗递送模块84耦合至一个或多个所选择的电极的任何其他类型的交换设备。更特定地，治疗递送模块84可包括多个起搏输出电路。可例如使用交换模块85来选择性地将多个起搏输出电路中的每一个起搏输出耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个(例如，用于将治疗递送至起搏向量的一对电极)。换言之，每一个电极可使用交换模块85选择性地耦合至治疗递送模块的起搏输出电路中的一个。

感测模块86耦合(例如，电耦合)至感测装置，感测装置可包括，用于监测心脏12的电活动(例如，心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号)的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66以及附加的感测装置，等等。ECG/EGM信号可用于标识电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66的每一个的有效性(例如，通过监测或测量信号以由控制模块81、编程器24等进行分析)。此外，ECG/EGM信号可用于测量或监测激动时间(例如，心室激动时间等)、心率(HR)、心率变异性(HRV)、心率紊动性(HRT)、减速/加速能力、减速序列发生率、T波交替(TWA)、P波到P波间期(也称为P－P间期或A－A间期)、R波到R波间期(也称为R－R间期或V－V间期)、P波到QRS波群间期(也称为P－R间期、A－V间期、或P－Q间期)、QRS波群形态、ST段(即，连接QRS波群和T波的段)、T波变化、QT间期、电向量等。

交换模块85还可与感测模块86一起使用以选择可用的电极中的哪些可用于或可启用以例如感测患者心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任意组合的患者心脏的一个或多个电向量)。同样地，交换模块85还可与感测模块86一起使用以选择可用的电极中的哪些不被用于(例如，被禁用于)例如感测患者心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任意组合的患者心脏的一个或多个电向量)。在一些示例中，控制模块81可经由感测模块86内的交换模块(例如，通过经由数据/地址总线来提供信号)来选择用作感测电极的电极。

在一些示例中，感测模块86包括通道，所述通道包括具有比R波或P波放大器相对更宽的通带的放大器。来自所选择的感测电极的信号可被提供至多路复用器，并且之后由模数转换器转换成多位数字信号以用于存储在存储器82中，例如，作为电描记图(EGM)。在一些示例中，此类EGM在存储器82中的存储可处于直接存储器存取电路的控制下。控制模块81(例如，使用处理器80)可采用数字信号分析技术来表征存储在存储器82中的数字化信号以对EGM信号的一个或多个形态波形进行分析和/或分类，从而确定哪些电极是有效的(例如，可操作用于捕捉有效信号)，确定哪些电极是无效的(例如，不可操作用于捕捉有效信号)，确定起搏治疗有效性，等等。例如，处理器80可配置成确定或获取在患者心脏的一个或多个电向量内的一个或多个感测到的形态波形的一个或多个特征，并将一个或多个特征存储在存储器82内以用于比较波形的特征、值等，从而确定电极的有效性。

在一些示例中，控制模块81可作为中断驱动设备而操作，并且可响应于来自起搏器定时和控制模块的中断，其中，中断可对应于感测到的P波和R波的发生和心脏起搏脉冲的生成。可由处理器80执行任何必要的数学计算，并且由起搏器定时和控制模块控制的值或间期的任何更新可在此类中断之后发生。存储器82的部分可配置为多个再循环缓冲器，所述再循环缓冲器能够保存一个或多个系列的测得的间期，可例如由处理器80响应于起搏或感测中断的发生来分析这些间期以确定患者的心脏12当前是否呈现出心房或心室快速性心律失常。

控制模块81的遥测模块88可包括用于与另一设备(诸如，本文中参照图1所描述的编程器24)通信的任何合适的硬件、固件、软件、或它们的任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可借助于天线(其可以是内部的和/或外部的)从编程器24接收下行链路遥测并且将上行链路遥测发送至编程器24。处理器80可例如经由地址/数据总线来提供要被上行链路传输至编程器24的数据以及用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可经由多路复用器将接收到的数据提供至处理器80。

IMD16的各种组件进一步耦合至电源90，所述电源90可包括可充电的和不可充电的电池。可选择不可充电的电池以维持达数年，而可充电的电池可例如每天或每周感应地从外部设备进行充电。

图3B是IMD16的功能框图的另一实施例。图3B描绘了不具有LACS起搏/感测电极且与可植入脉冲发生器(IPG)电路31耦合的双极RA引线22、双极RV引线18和双极LVCS引线20，所述IPG电路31具有起搏领域中已知的双心室DDD/R类型的编程模式和参数。进而，传感器信号处理单元91间接地耦合至定时电路83，并且经由数据和控制总线去往微计算机电路33。IPG电路31以大体划分成微计算机电路33和起搏电路21的功能框图示出。起搏电路21包括数字控制器/定时器电路83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发机41、活动传感器电路35以及以下描述的多个其他电路和组件。

晶体振荡器电路89为起搏电路21提供基础定时时钟，而电池29提供功率。上电复位电路87响应于电路到电池的初始连接以用于定义初始的操作条件，并且类似地响应于低电池条件的检测而重置设备的操作状态。参考模式电路37为起搏电路21内的模拟电路生成稳定的电压参考和电流，而模数转换器ADC和多路复用器电路39在如果有来自感测放大器55的心脏信号的情况下来数字化模拟信号和电压以提供实时遥测，以便经由RF发射机和接收机电路41进行上行传输。电压参考和偏置电路37、ADC和多路复用器39、上电复位电路87和晶体振荡器电路89可对应于当前销售的可植入心脏起搏器中目前所使用的那些电路中的任意电路。

如果IPG被编程为速率响应(rateresponsive)模式，则由一个或多个生理传感器输出的信号被用作速率控制参数(RCP)以推导出生理逸搏间期。例如，在所描绘的示例性IPG电路31中，与患者活动传感器(PAS)电路35中发展的患者的活动水平成比例地来调节逸搏间期。患者活动传感器27耦合至IPG外壳，并且可采取本领域中公知的压电晶体换能器的形式，并且其输出信号经处理并被用作RCP。传感器27响应于由活动电路35处理并被提供至数字控制器/定时器电路83的所感测的身体活动而生成电信号。活动电路35和相关联的传感器27可对应于1991年10月1日颁证的美国专利No.5,052,388和1984年1月31日颁证的美国专利No.4,428,378中公开的电路，这些专利中的每一项通过引用结合于此。类似地，可结合替代类型的传感器实践本文中所描述的示例性系统、装置和方法，所述替代类型的传感器诸如，用于提供速率响应起搏能力的所有公知的氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器)来实现本文所描述的示例性系统、装置、和方法。替代地，QT时间可被用作速率指示参数，在这种情况下，没有额外的传感器是需要的。类似地，还可在非速率响应式起搏器中实践本文所描述的示例性实施例。

借助于遥测天线57和相关联的RF收发机41完成了往返于外部编程器的数据传输，RF收发机41既用于解调接收到的下行遥测又用于传输上行遥测两者。如起搏领域中所公知的，上行遥测能力将典型地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的感测到的和被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实时EGM)的能力。

微计算机33分别包含微处理器80和相关联的系统时钟和处理器上的RAM和ROM芯片82A和82B。此外，微计算机电路33包括单独的RAM/ROM芯片82C以提供附加的存储器容量。微处理器80通常以降低的功耗模式进行操作，并且是中断驱动的。微处理器80响应于所定义的中断事件而被唤醒，所定义的中断事件可包括由数字定时器/控制器电路83中的定时器生成的A-TRIG、RV-TRIG和LV-TRIG信号以及由感测放大器电路55生成的A-EVENT、RV-EVENT和LV-EVENT信号，等等。由微计算机电路33借助于数据和控制总线，根据编程进(programmed-in)的参数值和操作模式来控制数字控制器/定时器电路83的暂停(timeout)的间期和延迟的特定值。此外，如果被编程成作为速率响应式起搏器来操作，则可提供经定时的中断(例如，每一个周期或每两秒)以允许微处理器分析活动传感器数据并更新基础A-A、V-A、或V-V逸搏间期(如果适用)。此外，微处理器80还可用于定义可变的、可操作的AV延迟和被递送至每一个心室的能量。

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82中的指令的定制的微处理器。然而，构想了其他实现可适合于实践本发明。例如，现成的、市售的微处理器或微控制器、或定制的应用专用的、硬连线的逻辑、或状态机型电路可执行微处理器80的功能。

数字控制器/定时器电路83在微计算机33的总体控制下操作以控制起搏电路320内的定时和其他功能，并且包括一组定时和相关联的逻辑电路，描绘了所述定时和相关联的电路中与本发明有关的某些。所描绘的定时电路包括URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于对消逝的V-EVENT到V-EVENT间期或V-EVENT到A-EVENT间期或V-V传导间期定时的固有间期定时器83C、用于对A-A、V-A和/或V-V起搏逸搏间期定时的逸搏间期定时器83D、用于对从在前的A-EVENT或A-TRIG开始的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)的AV延迟间期定时的定时器83E、用于对心室后时间时期定时的心室后定时器83F以及日期/时间时钟83G。

AV延迟间期定时器83E加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(例如，使用已知方法而确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)以暂停(time-out)从在前的A-PACE或A-EVENT开始。间期定时器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(或根据对于给的定患者而经验地推导出的数据集合)。

事件后(post-event)定时器83F暂停在RV-EVENT或LV-EVENT或RV-TRIG或LV-TRIG之后的心室后时间期间，或暂停在A-EVENT或A-TRIG之后的心房后时间期间。事件后时间期间的持续时间还可被选择作为存储在微计算机33中的可编程参数。心室后时间期包括PVARP、心房后心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、心室心房后消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，但是可至少部分地取决于在起搏引擎中采用的操作电路来适当地定义其他期间。心房后时间期间包括：心房不应期(ARP)，在该时期期间，为了重置任何AV延迟而忽略A-EVENT；以及心房消隐期(ABP)，在该时期期间，心房感测被禁用。应当注意，心房后时间期间和AV延迟的开始可与每一个A-EVENT或A-TRIG的开始或结束基本上同时地开始，或在后一种情况下，在可在A-TRIG之后的A-PACE的结束时开始。类似地，心室后时间期间和V-A逸搏间期的开始可与每一个V-EVENT或V-TRIG的开始或结束基本上同时地开始，或在后一种情况下，在可在V-TRIG之后的V-PACE的结束时开始。微处理器80还任选地计算AV延迟、心室后时间期间和心房后时间期间，它们随着响应于RCP(多个)而建立的基于传感器的逸搏间期而变化，和/或随着固有心房速率而变化。

输出放大器电路51包含RA起搏脉冲发生器(以及LA起搏脉冲发生器(如果提供了LA起搏))、RV起搏脉冲发生器、和LV起搏脉冲发生器或对应于提供心房和心室起搏的商业上销售的心脏起搏器中的目前采用的那些发生器中的任何发生器。为了触发RV-PACE或LV-PACE脉冲的生成，数字控制器/定时器电路83在A-RVp延迟(在RV预激的情况下)的超时(time-out)时生成RV-TRIG信号，或在由AV延迟间期定时器83E(或V-V延迟定时器83B)提供的A-LVp延迟(在LV预激的情况下)超时(time-out)时生成LV-TRIG。类似地，数字控制器/定时器电路83在由逸搏间期定时器83D定时的V-A逸搏间期的结束时生成触发RA-PACE脉冲的输出的RA-TRIG信号(或触发LA-PACE脉冲的输出的LA-TRIG信号(如果被提供))。

输出放大器电路51包括交换电路，以便将来自引线导体与IND_CAN电极20之间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(如果被提供))、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器。起搏/感测电极对选择和控制电路53选择将与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器相耦合的引线导体和相关联的起搏电极对，以完成RA、LA、RV和LV起搏。

感测放大器电路55包含对应于当前在用于心房和心室的起搏和感测的当代心脏起搏器中所采用的那些感测放大器中任何感测放大器的感测放大器。高阻抗P波和R波感测放大器可用于放大通过心脏去极化波前跨感测电极对的通过而生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低幅度信号，并且依靠带通滤波器、时域滤波和幅度阈值比较以将P波或R波从背景电噪声中区分出来。数字控制器/定时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。

在起搏脉冲至起搏系统的起搏电极中的任何电极的递送之前、期间和之后的消隐期期间，感测放大器通常从感测电极解耦以避免该感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，所述用于在ABP、PVABP和VBP期间将所选择的引线导体对和IND_CAN电极20从RA感测放大器(和LA感测放大器(如果被提))、RV感测放大器和LV感测放大器的输入解耦开。感测放大器电路55还包括交换电路，所述交换电路用于将所选择的感测电极引线导体和IND_CAN电极20耦合至RA感测放大器(和LA感测放大器(如果被提供))、RV感测放大器和LV感测放大器。同样地，感测电极选择和控制电路53选择了将与输出放大器电路51和感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器相耦合的导体和相关联的感测电极对，以便沿期望的单极和双极感测向量来完成RA、LA、RV和LV感测。

由RA感测放大器感测的RA-SENSE信号中的右心房去极化或P波产生递送至数字控制器/定时器电路83的RA-EVENT信号。类似地，由LA感测放大器(如果被提供)感测的LA-SENSE信号中的左心房去极化或P波产生递送至数字控制器/定时器电路83的LA-EVENT信号。由心室感测放大器感测的RV-SENSE信号中的心室去极化或R波产生递送至数字控制器/定时器电路83的RV-EVENT信号。类似地，由心室感测放大器感测的LV-SENSE信号中的心室去极化或R波产生递送至数字控制器/定时器电路83的LV-EVENT信号。RV-EVENT、LV-EVENT以及RA-EVENT、LA-SENSE信号可以是不应的或非不应的，并且可能由电噪声信号或异常传导的去极化波无意地触发，而不是由真实的R波或P波触发。

如本文中所描述，各种示例性系统、方法和界面可配置成使用包括外部电极的电极装置、成像装置、显示装置和计算装置来非侵害地辅助用户(例如，医师)为一个或多个可植入电极选择接近患者心脏的一个或多个位置(例如，植入部位区域)和/或将一个或多个可植入电极导航至所选择的(多个)位置。图4中描绘了示例性系统100，所述示例性系统100包括电极装置110、成像装置120、显示装置130和计算装置140。

所示的电极装置110包括多个电极，所述多个电极被合并到、或被包括在围绕患者14的胸部或躯干而缠绕的带内。电极装置110(例如，通过一个或多个有线的电连接、无线地，等等)可操作地耦合至计算装置140以将来自电极中的每一个电极的电信号提供至计算装置140以用于分析。在题为“BioelectricSensorDeviceandMethods(生物电传感器设备和方法)”且在2013年12月9日提交的美国临时专利申请61/913,759以及题为“BioelectricSensorDeviceandMethods(生物电传感器设备和方法)”且于同日提交的美国专利申请(律师案号：C00006744.USU2(134.07930101))中可能描述了示例性电极装置，这些申请中的每一项都通过引用整体结合于此。此外，将参考图5A-5B更详细地描述示例性电极装置110。

成像装置120可以是配置成以非侵害的方式对患者的至少一部分成像或提供患者的至少一部分的图像的任何类型的成像装置。例如，除了非侵害工具(诸如，造影液)之外，成像装置120可不使用可位于患者内的任何组件或零件来提供该患者的至少一部分的图像。可以理解，本文所描述的示例性系统、方法和界面可非侵害地辅助用户(例如，医师)为可植入电极选择接近患者心脏的位置，并且在示例性系统、方法和界面已提供了非侵害辅助之后，示例性系统、方法和界面随后可提供辅助以将可植入电极植入或导航到患者中(例如，接近患者的心脏)。

例如，在示例性系统、方法和界面已提供非侵害帮助之后，示例性系统、方法和界面随后可提供图像引导导航，所述图像引导导航可用于将包括电极、无引线电极、无线电极、导管等的引线导航到患者的体内。此外，虽然本文中参照患者的心脏描述了示例性系统、方法和界面，但可以理解，示例性系统、方法和界面可适用于患者身体的任何其他部分。

成像装置120可配置成捕捉或获取患者14的x射线图像(例如，二维x射线图像、三维x射线图像等)。成像装置120可(例如，通过一个或多个有线的电连接、无线地，等等)可操作地耦合至计算装置140，使得由成像装置120捕捉的图像可被传输至计算装置140。而且，计算装置140可配置成控制成像装置120以例如将成像装置120配置成捕捉图像，改变成像装置120的一个或多个设置等。

将会认识到，虽然图4中所示的成像装置120可配置成捕捉x射线图像，但还可由本文所描述的示例性系统、方法和装置来使用任何其他替代的成像形态。例如，成像装置120可以配置为使用以下技术来捕捉图像或图像数据：等中心荧光镜检查、双平面荧光镜检查、超声、计算机断层扫描(CT)、多层螺旋计算机断层扫描(MSCT)、磁共振成像(MRI)、高频超声(HIFU)、光学相干断层扫描(OCT)、血管内超声(IVUS)、二维(2D)超声、三维(3D)超声、四维(4D)超声、术中CT、术中MRI等来捕捉图像、或图像数据。此外，可以理解，成像装置120可配置成(例如，连续地)捕捉多个连续的图像以提供视频帧数据。换言之，使用成像装置120随时间而获取的多个图像可提供运动图片数据。此外，还可以二维、三维、或四维地获得并显示图像。以更先进的形式，还可通过合并来自图集标测图(atlasmap)或来自由MRI、CT或超声波心动描记形态捕捉的术前图像数据的心脏数据或其他软组织数据来实现心脏或身体的其他区域的四维表面绘制。来自混合形态(诸如，与CT结合的正电子发射断层扫描(PET)、或结合CT的单光子发射计算机断层显像(SPECT))还可提供叠加到解剖数据上的官能图像数据，所述官能图像数据用于确信地到达心脏或其他感兴趣的区域内的目标位置。

显示装置130和计算装置140可配置成显示和分析数据以便非损害地辅助用户进行对可植入电极的位置选择，所述数据诸如例如，利用电极装置110和成像装置120收集或采集的替代电激动数据、图像数据、机械运动数据等。在至少一个实施例中，计算装置140可以是服务器、个人计算机或平板计算机。计算装置140可配置成接收来自输入装置142的输入，并且将输出传输至显示装置130。此外，计算装置140可包括数据存储设备，所述数据存储设备可允许访问处理程序或例程和/或一个或多个其它类型的数据，例如，以用于驱动配置成非侵害地辅助用户进行可植入电极的位置选择等的图形用户界面。

计算装置140可以可操作地耦合至输入装置142和显示装置130以例如往返于输入装置142和显示装置130中的每一个装置传输数据。例如，计算装置140可使用例如模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于互联网的连接等被电耦合至输入装置142和显示装置130中的每一个装置。如本文进一步所描述的，用户可向输入装置142提供输入以操纵或修改显示装置130上所显示的一个或多个图形描绘，以便查看和/或选择如本文进一步描述的患者心脏的部分的一个或多个目标或候选位置。

虽然如所描绘，输入装置142是键盘，但是可以理解，输入装置142可包括能够向计算装置140提供输入以执行本文所描述的功能、方法和/或逻辑的任何装置。例如，输入装置142可包括鼠标、轨迹球、触摸屏(例如，电容式触摸屏、电阻式触摸屏、多点触摸触摸屏等)等。同样地，显示装置130可包括能够向用户显示信息的任何装置，诸如，图形用户界面132，所述图形用户界面132包括患者心脏的解剖结构的图形描绘、患者心脏的图像、一个或多个电极的位置的图形描绘、一个或多个目标或候选位置的图形描绘、一个或多个值的字母数字表示、被植入的电极和/或引线的图形描绘或实际图像等。例如，显示装置130可包括液晶显示器、有机发光二极管屏、触摸屏、阴极射线管显示器等。

由显示装置130显示的图形用户界面132可包括或显示用于显示图形描绘、用于显示图像、用于允许对此类图像描绘和图像的一个或多个区域或区进行选择等的一个或多个区域。如本文中所使用，图形用户界面132的“区域”可被定义为该图形用户界面132中可显示信息或执行功能的部分。这些区域可存在于可被单独或同时显示的其他区域内。例如，较小的区域可位于较大的区域内，多个区域可并排设置，等等。此外，如本文所使用，图形用户界面132的“区域”可被定义为位于比其所位于的区域更小的区域内的图形用户界面132的部分。可在题为“NoninvasiveCardiacTherapyEvaluation(非侵害心脏治疗评估)”且在2013年12月9日提交的美国临时专利申请61/913,743和题为“NoninvasiveCardiacTherapyEvaluation(非侵害心脏治疗评估)”并且于同日提交的美国专利申请(律师案号：C00006745.USU2(134.07940101))中描述了示例性系统和界面，这些申请中的每一项通过引用整体结合于此。

由计算装置140存储和/或执行的处理程序或例程可以包括：用于计算数学、矩阵数学、解压缩算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、校准算法、图像构建算法、信号处理算法(例如，傅立叶变换、快速傅立叶变换等)、标准化算法、比较算法、向量数学、或实现本文所描述的一个或多个示例性方法和/或过程所需的任何其他处理的程序或例程。由计算装置140存储和/或使用的数据可包括例如，来自成像装置120的图像数据、来自电极装置110的电信号数据、图形(例如，图形元素、图标、按钮、窗口、对话框、下拉菜单、图形区、图形区域、3D图形等)、图形用户界面、来自根据本文的公开内容所使用的一个或多个处理程序或例程的结果、或用于执行本文所描述的一个和/或多个过程或方法可能必需的任何其他数据。

在一个或多个实施例中，示例性系统、方法和界面可使用在可编程计算机上执行的一个或多个计算机程序来实现，可编程计算机诸如，包括例如处理能力、数据存储设备(例如，易失性或非易失性存储器和/或存储元件)、输入设备和输出设备的计算机。本文所描述的程序代码和/或逻辑可应用于输入数据以执行本文所描述的功能，并且生成期望的输出信息。该输出信息可被用作向本文所描述的一个或多个其他设备和/或方法的输入、或将以已知的方式被应用的输入。

可使用任何可编程语言(例如，适合于与计算机系统通信的高级程序化编程语言和/或面向对象的编程语言)来提供用于实现本文所描述的系统、方法和/或界面的一个或多个程序。任何此类程序可例如被存储在任何合适的设备上，合适的设备例如存储介质，所述存储介质可由在计算机系统(例如，包括处理装置)上运行的通用或专用程序读取的以便在由合适的设备读取时配置并操作计算机系统来执行本文所描述的过程。换言之，在至少在一个实施例中，示例性系统、方法和界面可使用计算机可读存储介质来实现，所述计算机可读存储介质配置有计算机程序，其中，如此配置的存储介质使计算机以特定和预定义的方式进行操作以执行本文所描述的功能。此外，在至少一个实施例中，示例性系统、方法和/或界面可被描述为由逻辑(例如，目标代码)实现，所述逻辑在一个或多个非瞬态介质中被编码，所述逻辑包括用于执行的代码，当由处理器执行所述代码时，所述代码可操作用于执行诸如本文所描述的方法、过程和/或功能之类的操作。

计算装置140可以是例如任何固定的或移动的计算机系统(例如，控制器、微控制器、个人计算机、迷你计算机、平板计算机等)。计算设备130的确切配置不是限制性的，并且实质上可使用能够提供合适的计算能力和控制能力(例如，图形处理等)的任何设备。如本文所述，数字文件可以是包含可由本文所描述的计算装置140可读取和/或可写入的数字位(例如，以二进制、三进制等编码)的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、CD-ROM、穿孔卡、磁可记录磁带等)。此外，如本文所描述，以用户可读取格式的文件可以是在任何介质(例如，纸、显示器等)上可显示的、可由用户读取和/或理解的数据(例如，ASCII文本、二进制数、十六进制数、十进制数，图形等)的任何表示。

鉴于上述内容，将显而易见的是，在根据本公开的一个或多个实施例中所描述的功能能以将为本领域技术人员已知的任何方式来实现。由此，将用于实现本文所描述的过程的计算机语言、计算机系统、或任何其他软件/硬件不应当限制本文所描述的系统、过程或程序(例如，由此类系统、过程或程序提供的功能)的范围。

图5A-5B是示出用于测量体表电势(更具体而言，躯干表面电势)的示例性电极系统的概念图。如图5A所示，示例性电极系统110包括电极的集合或阵列102的阵列、条带104、见面/放大器电路103、以及诸如参照图4所描述的计算装置140。电极102附连或耦合至带104，所述带104被配置成围绕患者的躯干而缠绕，使得电极102围绕患者的心脏。如进一步所示，电极102可定位成围绕患者的外周，包括患者躯干的后表面、侧表面和前表面。在其他示例中，各电极102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。此外，电极102可经由有线连接108被电连接至接口/放大器电路103。接口/放大器电路103可配置成放大来自电极102的信号，并且将该信号提供至计算装置140。其他示例性系统可使用无线连接来将由电极102感测的信号传输至接口/放大器电路103，并且进而传输至计算装置140(例如，作为数据通道)。

尽管在图5A的示例中，系统110包括条带104，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102的间隔和放置。在其他示例中，电极102可分别地放置在患者的躯干上。此外，在其他示例中，电极102(例如，以阵列排列的)可以是贴片、背心和/或将电极102固定至患者的躯干的其他装置的一部分，或者可位于贴片、背心和/或将电极102固定至患者的躯干的其他装置内。

电极102可配置成环绕患者心脏，并且在信号已传播通过患者的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和复极化相关联的电信号。可以单极配置来使用电极102中的每一个以感测反映心脏信号的躯干表面电势。接口/放大器电路103还可耦合到返回或无关的(indifferent)电极(未示出)，所述返回或无关的电极可与电极102中的每一个结合使用以用于单极感测。在一些示例中，可能有围绕患者的躯干而空间地分布的约12至约50个电极102。其他配置可具有更多或更少的电极102。

计算装置140可记录并分析由电极102感测的并由接口/放大器电路103放大/调节的躯干表面电位信号。例如，可使用以下文献中描述的感测和计算装置来记录并分析躯干表面电位信号：2012年11月8日公布的美国专利申请公布No.2012/0283587A1和2012年11月8日公布的美国专利申请公布No.2012/0284003，这些申请中的每一项通过引用整体结合于此。计算装置140可配置成分析来自电极102的信号以确定电极102中的每一个电极是否是有效的(例如，可操作用于监测或感测来自患者的组织或皮肤的信号)。

图5B示出另一示例性电极系统111，所述电极系统111包括多个电极112，所述多个电极112配置成环绕患者的心脏，并且在信号已传播通过患者的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和复极化相关联的电信号。电极系统111可包括背心114，多个电极附连在所述背心114上或被耦合到所述背心114。在至少一个实施例中，多个电极或电极的阵列112可用于评估患者心脏中的电不同步性。与系统110类似，系统111可包括接口/放大器电路113，所述接口/放大器电路113通过有线连接118电耦合至电极112中的每一个，并被配置成将来自电极112的信号传输至计算装置140。如图所示，电极112可被分布在患者的躯干上，包括例如，患者躯干的前表面、侧表面和后表面。

背心114可由织物或任何其他材料形成，并且具有附连至其的电极112。背心114可配置成维持患者躯干上的电极112的位置和间距112。此外，背心114可被标记以辅助确定患者躯干表面上的电极112的位置。背心114还可以是一片式的或多片式的以允许使用解剖学标志(诸如，患者的脊柱和胸骨)简单放置在患者的前部和后部。此外，背心114还可以是包括电极112的腰带或(多个)贴片，或可与包括电极112的腰带或(多个)贴片结合使用。在一些示例中，可存在围绕患者的躯干分布的约25至约256个电极112，但其他配置可具有更多或更少的电极112。

本文所描述的示例性系统、装置和/或方法配置成标识有效的电极，并且本文中参照图1-5所描述的包括电极、计算装置、和显示装置的系统可利用示例性系统、装置和/或方法。更具体地，示例性系统、装置和/或方法可用于确定图1-5的系统中的哪些电极对于感测来自患者的组织的信号和/或起搏患者的组织是有效的(或无效的)。在确定了哪些电极是有效的之后，这些电极可用于辅助用户(例如，医师)确定有效起搏向量，将一个或多个电极(例如，可植入电极、引线上电极、无引线/无线电极等)导航或定位至患者心脏的一个或多个区域以用于治疗，用于监测和显示关于(例如，在植入心脏治疗设备之前、期间和之后的)患者的心脏健康的信息等。

当图5A的表面电极阵列系统110的带104或图5B的表面电极阵列系统111的背心114被定位、或置于患者上时，电极102、112中的一些电极可能无法与患者的皮肤充分接触(例如，不合适地接触、不全部或完全接触、部分接触等)，并因此可能无法提供来自患者的有效信息(例如，心脏信号)。由此，示例性系统、装置和/或方法可与图5A-5B的系统110、111一起使用以确定哪些电极102、112对于感测来自患者的皮肤的有效电活动(例如，非噪声)是有效的。

此外，例如，当图1-3的系统10的引线18、20、22被定位或植入在患者的心脏中时，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一些可能无法与患者的心脏组织充分接触(例如，不合适地接触、不全部或完全接触、部分接触等)，从而可能无法提供对心脏信号的充分感测和/或起搏功能。由此，示例性系统、装置和/或方法可与图1-3的系统10一起使用以确定哪些电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66对于感测来自患者的心脏组织的有效电活动(例如，非噪声)和/或向患者的心脏组织递送有效的电治疗是有效的。

图6中描绘了用于标识多个电极中的有效电极的示例性方法144。示例性方法144可被描述为使用单信号分析，因为对于每一个电极，仅来自这个电极的信号被用于确定该电极是否是有效的。虽然本文中参照确定单个电极的有效性描述了示例性方法144，但将理解，方法144可被重复(例如，一次一个电极顺序地执行)或对多个电极同时执行方法144，使得多个电极中的每一个电极可被评估并被确定为是有效的或无效的。

在执行方法144之前，电极可定位成接近患者的组织并配置成感测来自患者的信号。例如，系统110的电极102可定位成接近患者的躯干并配置成检测来自患者躯干的皮肤的信号。为了确定电极是否是有效的，示例性方法144可监测来自电极的信号。

示例性方法144随后可存储来自电极的对于至少两个心动周期中的每一个心动周期的信号的部分146。例如，可存储来自第一心动周期的部分并且可存储来自(例如，在第一心动周期之后的)第二心动周期的部分。信号的部分可描述为在预设的时间期间获取的“窗口”或“快照”。例如，信号的部分的预设时间期间可在约80毫秒(ms)至约400ms之间，诸如，约80ms、约100ms、约150ms，约200ms、约250ms、约300ms、约350ms、约400ms等。时间期间可被描述为是“预设的”，因为例如该时间期间可由用户设置。

信号的每一个部分可对应于每一个心动周期内的相同时间的帧。换言之，每一个部分可在心动周期的相同部分或区域期间发生。为了标识或选择对应于每一个心动周期内的相同时间帧的信号的部分，示例性方法144可使用该信号内的一个或多个再现基准元素、标记、或值或任何其他心脏参数。换言之，为了存储每一个心动周期的信号的部分146，示例性方法144可基于心脏信号内的再现基准元素或参数来存储信号的部分。

再现基准元素可包括以下各项中的一项或多项：心室事件(例如，心室起搏、心室感测等)、心房事件(例如，心房起搏、心房感测等)、最大值(例如，QRS波群的峰值、P波的峰值等)、最小值、最大斜率值(例如，R波的最大斜率等)、心房或心室去极化信号的幅度或斜率、预定义的阈值的交叉。再现基准元素的定时，或再现基准发生的时刻可用于作为该信号的部分的基础。例如，基准元素的开始可启动用于存储信号的部分的时间帧或窗口。

例如，示例性方法144可存储从心室起搏(即，所选择的基准元素)开始的信号的250ms部分。由此，在第一心动周期期间，可记录或存储从心室起搏的开始起的达250ms的第一部分，并且在第一心动周期之后的第二心动周期期间，可记录或存储从心室起搏的开始起的达250ms的第二部分。

在已存储了至少两个部分146之后，示例性方法144可比较信号的这至少两个所存储的部分以提供有效性值147或表示此类比较的其他有效性信息。有效性值可表示用于感测来自患者的组织的信号和/或向患者的组织递送电治疗的电极的有效性。

有效性值可以是相关性值或系数(例如，皮尔森相关系数)。虽然未示出，但是示例性方法144随后可在电极被确定为是有效的时启用(例如，使用)该电极和/或在电极被确定为是无效的时可禁用(例如，不使用或不利用)该电极。为了基于有效性值来确定电极是否是有效的，可将有效性值与阈值比较。如果电极具有大于或等于阈值的有效性值，则可启用该电极。如果电极具有低于阈值的有效性值，则可禁用该电极。

在其中有效性值是皮尔森相关系数的实施例中，阈值可以在约0.5与0.98之间，诸如，0.8。例如，阈值可大于或等于约0.5，大于或等于约0.6，大于或等于约0.7，大于或等于约0.75，大于或等于约0.8等，和/或可小于或等于约0.8，小于或等于约0.85，小于或等于约0.9，小于或等于约0.95，小于或等于约0.98，等等。

在其中有效性值是波形匹配百分比的实施例中，阈值可在约50％与100％之间，诸如，70％。可利用各种技术和/或过程来生成和/或计算波形匹配百分比，各种技术和/或过程例如，在2002年5月21日颁证的题为“METHODANDAPPARATUSFORDETECTIONANDTREATMENTOFCARDIACARRHYTHMIAS(用于心率失常的检测和治疗的方法和装置)”的美国专利No.6,393,316B1中所描述的技术和/或过程，该专利通过引用整体结合于此。例如，阈值可大于或等于约50％，大于或等于约60％，大于或等于约70％，大于或等于约75％，大于或等于约80％等，和/或可小于或等于约100％，小于或等于约95％，小于或等于约90％，小于或等于约85％，小于或等于约88％等。

在比较之前，可对齐心脏信号的多个部分以补偿每一个部分的基准元素的与噪声相关的抖动。例如，可基于以下信号特征中的至少一个的定时或基准元素来对齐多个部分：每一个窗口内的最大斜率、最小斜率、最大值、最小值等。在至少一个实施例中，可基于最大值、最小值、和/或最大值和最小值的幅度中的较大者的定时来执行对齐。

在至少一个实施例中，示例性图形用户界面可图形地描绘与同患者接触的多个实际的物理电极有关的多个电极。图形用户界面可标识哪些电极确定为是有效的，以及哪些电极确定是无效的。用户可使用图形用户界面来启用或禁用电极中的每一个。换言之，用户可经由控制放大器和A/D转换器的用户界面/程序而被允许“关闭”或“打开”每一个电极。

此外，电极的背心或腰带可能无法围绕患者正确配合(例如，过大、过小等)，使得电极中的一个或多个可能无法与患者接触来提供有效的电信号。用户(例如，医师)可识别哪些电极可能不是有效的，并使用图形用户界面来禁用被识别为是无效的电极。

图7中描绘了用于标识多个电极中的有效的电极的另一示例性方法156。方法156可包括选择再现定时基准元素149以作为每一个心动周期的窗口化(windowing)(例如，成帧、裁剪等)部分的基础。如本文所描述，再现定时基准元素可以是心脏信号的一个或多个形态特征，诸如，例如，信号的最大值等。方法156随后可为至少两个心跳或心动周期的信号的部分设置窗口(window)150。例如，如果基准元素是最大值，并且预设时间期间是200ms，则示例性方法156可设置关于每一个心动周期的最大值的200ms的信号的部分的窗口150。窗口可被选择成使得再现时间基准元素在该窗口(时间帧)内居中，开始该窗口，结束该窗口，等等。换言之，再现定时基准元素可启动捕捉窗口，停止捕捉窗口，或位于通过捕捉窗口的半途处。

在至少两个窗口化信号已被存储或捕捉150之后，计算两个窗口化的部分之间的相关性151，从而产生有效性值。如本文中所描述，在至少一个实施例中，皮尔森相关系数可被计算作为有效性值，或在另一实施例中，波形匹配百分比可被计算作为有效性值。基于有效性值，方法156可例如使用阈值等来标识电极是否是有效的152。

方法156可同时确定多于一个的电极的有效性，因为每一个电极的信号与其自身比较，并且不基于其他信号来确定。换言之，方法156可描述为配置成使用单信号相关性来标识有效的电极。例如，如果示例性系统包括八个电极，则可关于基准元素来设置至少两个心动周期的八个电极中的每一个电极的信号的窗口150，并且可计算每一个电极的至少两个窗口化信号之间的相关性151，从而产生每一个电极的有效性值。有效值可用于标识8个电极中的哪些是有效的。

示例性系统可能需要例如阵列中可用的那些电极中的所选数量或百分比的有效电极。例如，方法156可进一步包括用于确认所选数量的电极是有效的检查153。如果所提供的电极中的此类所选数量的电极被确定为是有效的153，则该方法156可继续进行以启用有效的电极154并且指示系统已被初始化，准备好用于感测程序，等等。为了确定所提供的电极中的足够的电极是否是有效的，方法156可将有效的电极的数量与阈值比较。例如，在包括50个电极的系统中，阈值可以是40个电极。因此，如果40个或更多个电极被确定为是有效的，则方法156可继续进行以启用40个有效的电极并禁用10个无效的电极。

如果确定了没有足够的电极是有效的153，则方法156可以可任选地重新调节电极定位155。例如，系统或设备可建议用户重新调节电极定位。在包括多个电极的背心的情况下，用户可调节背心，使得更多的电极与用户的皮肤更好地接触。此外，如果确定了没有足够的电极是有效的153，则方法156可重启对于电极中的每一个的标识程序(如去往关于基准元素而设置每一跳(beat)的信号的窗口的返回箭头所表示)。

如果信号是生理的，则从空间传感器阵列中的电极采集或监测的信号(诸如，心脏信号)可与由空间传感器阵列中的邻近的电极(例如，彼此相对接近地定位的电极)监测的信号相关(例如，高度相关)。同样地，监测到的信号之间的相关性的缺乏或低相关性可指示“不良的”或非生理信号。换言之，低相关性可指示一个或多个电极是无效的(例如，对感测无效，对递送治疗无效，等等)。本文中描述了一个或多个示例性自动化方法或算法，所述示例性自动化方法或算法可使用在由多个电极采集的信号之间的相关系数来确定“不良的”或无效的电极(或确定“良好的”或有效的电极)。

例如，在图8中描绘了示例性的电极阵列160。在至少一个实施例中，电极阵列160可配置成位于毗邻患者的躯干处。如图所示，阵列160包括多行的电极162。每一行162可描述为彼此被间隔开。换言之，每一行162在空间上相对于彼此来取向。此外，每一行162内的每一个电极彼此被间隔开。在至少一个实施例中，在多行之间和/或每一行内的多个电极之间的间距可以是均匀的。在至少一个实施例中，电极之间的间距可以是约0.5厘米(cm)至约5cm，诸如，1cm、2cm、3cm等。在至少一个实施例中，电极之间的间距可以小至1毫米(mm)(例如，用于心脏内标测)。在至少一个实施例中，电极之间的间隔可以是约0.1mm至约5mm，诸如例如，0.2mm、0.5mm、1mm、1.5mm、2.0mm、3.0mm等。

此外，为了进行对示例性方法和/或过程的描述，可在主电极和接近的相邻电极方面来描述电极。主电极是使用示例性方法和/或过程而被评估有效性的电极，而接近的相邻电极是可用于评估主电极的有效性的一个或多个电极。

如阵列160中所示，主电极164具有两个接近的相邻电极166。虽然在该示例中主电极164具有两个接近的相邻电极166，但在其他实施例中，主电极可具有仅一个接近的相邻电极或多于两个接近的相邻电极。虽然如图所描绘，相邻电极166位于与主电极164相同的行中，但在其他实施例中，相邻电极166可位于毗邻包含主电极164的行的行中。

在至少一个实施例中，可利用两个接近的相邻电极(例如，竖直相邻电极的或沿相同的直线的电极)来评估在每一个电极处的去极化信号的相关性。例如，可计算或生成在由主电极监测到的去极化信号与在两个接近的相邻电极中的每一个电极处监测到的去极化信号之间的相关性，从而产生两个相关性值(例如，每一个相关性值对应于包括主电极的一对电极)。两个相关性值中的较大值可被分配给主电极，并且被用于确定该主电极是有效的还是无效的。该方法或算法可被表示如下：Greater(corrcoef(signal(j),signal(j+1)),corrcoef(signal(j),signal(j-1))((corrcoef(signal(j),signal(j+1)),corrcoef(signal(j),signal(j-1))中的较大值)。位于电极的竖直线的末端或端部处的主电极将仅具有一个竖直相邻的电极，并因此可为该主电极生成或计算单个相关性值。

图9中描绘了使用空间信号相关性(例如，使用图8的电极阵列)来标识有效的电极的示例性方法。方法170包括：使用主电极监测来自患者的第一信号172以及使用一个或多个相邻的电极监测来自患者的一个或多个次级信号174。相邻的电极在空间上毗邻主电极(例如，在主电极的3cm内)而定位。例如，每一个相邻的电极可位于接近主电极的预选择的或某个范围内。

可存储第一信号的部分以用于比较分析176，并且可存储一个或多个次级信号178中每一个的部分以便也用于比较分析。为了提供有用的数据，可选择第一信号以及一个或多个次级信号的多个部分以包括除环境信号(例如，平线信号等)和/或噪声之外的数据。例如，第一信号以及一个或多个次级信号的多个部分可对应于心脏波形(例如，每一个心动周期)内的基准元素(例如，特定事件)，诸如例如，心室去极化、心房去极化、心室复极化、心房复极化等。

此外，第一信号和次级信号的多个部分中的每一个部分可被设置窗口或裁剪达所选择的或预设的期间，诸如例如，250毫秒。时间期间可以是约100毫秒(ms)至约400ms，诸如例如，约100ms、约150ms、约200ms、约250ms、约300ms、约400ms等。此外，第一信号和次级信号的每一个部分可同时发生(并因此可被同时记录)。例如，可在次级信号的部分被记录的完全相同的时刻记录第一信号的部分。换言之，可在相同的时间期间存储第一信号和次级信号的多个部分。

为了确定主电极的有效性，可将第一信号的部分与次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供每一个比较的有效性值180。例如，如果利用提供两个次级信号的两个接近的相邻电极，则在第一信号的部分与第一次级信号的部分之间可发生第一比较以提供第一有效性值，并且在第一信号的部分与第二次级信号的部分之间可发生第二比较以提供第二有效性值。每一个主电极的有效性值中的每一个有效性值可表示在主电极与相邻电极之间的相关性值。与本文中参考图5-6所描述的方法130、140类似，有效性值可以是相关系数(例如，皮尔森相关系数)、波形匹配百分比等。

示例性方法170随后通过将有效性值与阈值比较来确定主电极是否是有效的182，所述阈值与本文中参照图5-6的方法130、140所描述的阈值类似。在该实施例中，每一个主电极可具有多个有效性值，因为主电极的信号可与来自多于一个的次级电极的次级信号比较。如果生成了多个有效性值，则可使用各种统计过程来提供单个值。例如，可使用最大有效值。此外，可使用例如有效性值的平均值。更进一步，可排除是极端值的有效性值，而可使用其余的有效性值。

在至少一个实施例中，如果有效性值中的一个大于阈值，则方法170可确定主电极是有效的182。换言之，在主电极与接近的相邻电极之间的单个强相关性可指示主电极是有效的。

相反，在至少一个实施例中，如果所有的有效值都小于阈值，则方法170可确定主电极是无效的182。换言之，在主电极与接近的相邻电极之间的没有强相关性可指示主电极是无效的。

可针对电极阵列或IMD中的每一个电极来重复方法170，直到每一个电极被确定为是有效的或无效的为止。此外，可一次一个电极顺序地执行方法170，或可通过同时记录来自多个电极中的每一个电极的信号来并行地执行方法170。

虽然未示出，但是本文所描述的示例性系统和装置可提供显示器以描绘或显示与电极的有效性有关的信息。例如，可在显示器上描绘电极阵列的图形表示，并且可在接近这些电极中的每一个电极处描绘与每一个电极的有效性有关的信息。在至少一个实施例中，可生成图形标测图，所述图形标测图包括多个空间分布的电极以及接近这些电极而描绘的多个电极中的每一个电极的有效性值。用户可使用图形标测图来确定可能没有合适地定位或固定至该用户以在电极与患者的组织之间创建充分的接触的阵列区域。

而且，与图7的方法156类似，如果大于所选择的百分比的多个电极被标识为是无效的，则可执行或重复对每一个电极的附加有效性测试。例如，如果50％的电极使这些电极的至少一个相关性值都小于所选择的阈值，则方法170可重复或重新测试电极阵列。在重新测试之前，用于可重新调节电极阵列以例如在电极与患者的组织之间提供更好的接触。

图10中示出描绘了多个电极的有效性值的图表190。无效的电极192在曲线图190上可标识为具有小于阈值194(如图所示，为0.8)的有效性值。

在图11中描绘了从无效的电极测得或监测到的心脏信号，并且在图12中描绘了从有效的电极测得或监测到的心脏信号。如图所示，来自无效的信号的信号看起来不与任何图案或序列有关，并且进一步看起来描绘了随机噪声。来自有效的电极的信号看起来与图案(例如，谷)有关，并且看起来描绘了有效的心脏信号的部分。

图13中描绘了由例如图6-7和图9的示例性方法评估的多个电极的相关性值的分布。如在该示例中所示，绝大多数电极具有在0.9与1之间的相关性值。

图14中描绘了使用形态特征来标识活动的或有效的电极的示例性方法200。在至少一个实施例中，当空间上相邻的电极中的一个或多个电极仅读取或感测平直线(flatline)或噪声时，可在本文中参照图9描述的示例性方法170之前使用方法200以例如防止来自空间上相邻的电极的信号被比较或相关。在至少一个实施例中，可独立地执行方法200以提供活动的或有效的电极的有效性值。

方法200包括：使用电极来监测信号202；以及分析信号的至少一个形态特征以确定电极是否是活动的(或有效的)204。例如，可通过以下至少一项来确定电极是否是或动的或有效的：信号最大值、最小值、最大值与最小值的差、最大斜率、最小斜率、最大斜率与最小斜率的差等。可将形态特征与阈值比较(例如，大于或等于预定值、小于或等于另一预定值，等等)。

例如，在去极化周期(例如，幅度、斜率等)内的来自一个电极的信号的特征可用于判断对应于那些特征的值是否在生理限制内。更具体地，例如ECG信号去极化幅度值应当在某些生理限制内，诸如例如，大于或等于0.1mV并小于或等于10mV。可通过将该ECG信号去极化峰-峰幅度值与生理限制相比较来评估该ECG信号去极化峰-峰幅度值以确定电极是否是活动的(例如，如果多个空间上相邻的电极全都正在记录平直线，则可能是有用的)。对与心脏组织接触的电极阵列的信号去极化幅度的生理限制可以大得多，例如，大于或等于1mV并且小于或等于50mV。

各个电极的这些值或数据可被标测(例如，标测到网格以用于可视化，映射到数据库以用于分析，等等)和/或被比较以标识一个或多个活动的和/或有效的电极。

图15中示出包括患者心脏的血管解剖结构134的示例性图形用户界面132，所述图形用户界面132可由用户使用以将可植入电极导航至患者心脏的区域。可使用本文所描述的成像装置120来捕捉心脏的血管解剖结构以及其他数据(诸如，机械运动信息等)，所述成像装置120可配置成成像患者心脏的血管解剖结构的至少一部分并且提供由计算装置140使用的图像数据以提供机械运动信息或数据。可使用本文所描述的电极装置110来进一步监测或收集在图15中的患者心脏的血管解剖结构上描绘的数据或信息。

用户可查看和/或使用图15的图形用户界面132来确定或标识用于植入可植入电极的患者心脏的所显示的部分或区域的一个或多个候选部位区域。例如，用户可查看机械运动信息(例如，应用于图15中的血管解剖结构的灰度标定或彩色编码)，并且基于该机械运动信息来标识患者心脏的候选部位区域。例如，用户可标识具有例如大于阈值的机械运动时间、具有最长机械运动时间等的一个或多个区域。

图16中示出包括患者心脏12的图形描绘的另一示例性图形用户界面132，所述图形用户界面132可由用户使用以将可植入电极导航至患者心脏的区域。更具体地，在图16的图形用户界面132中描绘了人类心脏12的后侧，并且具有跨心脏12的表面的彩色编码的、或灰度标定(gray-scaled)的替代电激动时间136。如本文中所使用，替代电激动数据(例如，替代电激动时间、替代电激动时间标测图等)可被定义为表示患者心脏的一个或多个区域的实际或局部的电激动数据的数据。例如，在患者躯干的左前表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左前左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左前左心室区域的电信号的替代；在患者躯干的左侧表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左侧左心室区域的电信号的替代；在患者躯干的左后侧表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后外侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后外侧左心室区域的电信号的替代；并且在患者躯干的后表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后左心室区域的电信号的替代。

如图所示，后外侧左心室区域示出迟发(late)激动(例如，约150毫秒)。在其他实施例中，人类心脏的后侧和前侧两侧都可被图形地描绘并且覆盖有电激动信息。可使用本文所描述的电极装置110来进一步监测或收集在图16中的患者心脏12上描绘的数据或信息。

本公开中所描述的技术(包括归因于IMD16、编程器24、计算装置140和/或各种构成组件的那些技术)可以至少部分地在硬件、软件、固件或它们的任意组合中实现。例如，这些技术的各方面可在一个或多个处理器内实现，所述一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路，以及具体化在编程器中的此类组件(诸如，医生或患者的编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”一般可指独立的或结合其他逻辑电路的任何前述逻辑电路、或任何其他等效电路。

此类硬件、软件和/或固件可在相同的设备内或在分开的设备内实现以支持本公开所描述的各种操作和功能。另外，所述单元、模块或组件中的任一者可一起被实现，或可被单独地实现为分立但可互操作的逻辑器件。将不同的特征描绘为模块或单元旨在突出不同的功能方面，而不一定暗示此类模块或单元必须通过单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件组件来执行，或可集成在共同或单独的硬件或软件组件之内。

当在软件中实现时，归因于本公开中描述的系统、装置和技术的功能可具体化为计算机可读介质(诸如，RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存、磁数据存储介质、光数据存储介质，等等)上的指令。可由一个或多个处理器执行这些指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。

已经参照所示的实施例提供了本公开，并且本公开不旨在以限制的意思进行解释。如先前所述，本领域技术人员将会认识到，其他各种说明性应用都可以使用本文所描述的技术以利用本文所描述的装置和方法的有益特性。说明性实施例的各种修改以及本公开的附加实施例在参照本说明书时将会是显而易见的。

Claims (30)

1.一种用于心脏治疗的系统，包括：

电极装置，包括配置成位于接近患者的组织处的多个电极；

显示装置，包括图形用户界面，其中，所述图形用户界面配置成呈现用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域；以及

计算装置，耦合至所述电极装置和所述显示装置，其中，所述计算装置配置成对所述多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值，其中，为了对每一个电极执行所述有效性测试，所述计算装置进一步配置成：

使用电极监测来自所述患者的信号，

存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、在预设的时间期间的信号的部分，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧，

比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的信号的电极的有效性，以及

在所述图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

2.一种用于心脏治疗的方法，包括：

使用电极监测来自患者的信号，

存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、在预设的时间期间的信号的部分，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧；

比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的信号的电极的有效性；以及

在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

3.一种用于心脏治疗的系统，包括：

电极设备，用于监测来自患者的信号；

计算设备，用于存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、在预设的时间期间的信号的部分，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧，并且用于比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的信号的电极的有效性；以及

显示设备，用于在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

4.一种用于标识有效电极的系统，包括：

电极装置，包括配置成位于接近患者的组织处的多个电极；以及

计算装置，耦合至所述电极装置并配置成对所述多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值，其中，为了对每一个电极执行所述有效性测试，所述计算装置进一步配置成：

使用用电极监测来自所述患者的信号，

存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、在预设的时间期间的信号的部分，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧，以及

比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的信号的电极的有效性。

5.一种用于标识位于接近患者的组织处的多个电极中的有效电极的方法，包括：

使用电极监测来自所述患者的信号，

存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、在预设的时间期间上的信号的部分，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同时间帧，以及

比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的信号的电极的有效性。

6.一种用于标识有效电极的系统，包括：

电极设备，用于监测来自患者的信号；以及

计算设备，用于存储至少两个心动周期中的每一个心动周期的、在预设时间期间的信号的部分，其中，每一个部分对应于每一个心动周期内的相同的时间帧，并且用于比较信号的至少两个所存储的部分以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的信号的电极的有效性。

7.如权利要求1-6中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，存储每一个心动周期的信号的部分包括：基于心脏信号内的再现基准元素来存储所述信号的部分。

8.如权利要求1-7中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述有效性值包括皮尔森相关系数。

9.如权利要求1-8中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述多个电极包括以阵列定位的表面电极。

10.如权利要求1-9中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述有效性值包括相关性值，其中，所述计算装置进一步配置成、所述计算设备进一步用于、或所述方法进一步包括以下操作中的至少一项：禁用多个电极中具有小于所选择的阈值的相关性值的任何电极；以及启用多个电极中具有大于或等于所选择的阈值的相关性值的任何电极。

11.如权利要求1-10中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述计算装置进一步配置成执行、所述计算设备进一步用于、或所述方法进一步包括：如果大于所选择的百分比的所述多个电极具有小于所选择的阈值的相关性值，则对所述多个电极中的每一个电极执行附加的有效性测试，从而产生每一个电极的另一相关性值。

12.如权利要求1-11中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述计算装置进一步配置成执行、所述计算设备进一步用于、或所述方法进一步包括：在所述比较之前，对齐所述信号的至少两个部分。

13.如权利要求1-3和7-12中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息包括所述患者心脏的血管解剖结构的至少部分：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

14.一种用于心脏治疗的系统，包括：

电极装置，包括配置成位于接近患者的组织处的多个电极；

显示装置，包括图形用户界面，其中，所述图形用户配置成图形地描绘所述患者心脏的解剖结构的至少部分以用于辅助用户将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域；以及

计算装置，耦合至所述电极装置和所述显示装置，其中，所述计算装置配置成对所述多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值，其中，为了对每一个电极执行所述有效性测试，所述计算装置进一步配置成：

使用主电极监测来自所述患者的第一信号，

使用用至少一个相邻的电极监测来自所述患者的至少一个次级信号，其中，所述至少一个相邻的电极在空间上毗邻所述主电极，

存储在时间期间的第一信号的部分，

存储在所述时间期间的所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分，

将所述第一信号的部分与所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的心脏信号的电极的有效性，以及

在所述图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

15.一种用于心脏治疗的方法，包括：

使用主电极监测来自患者的第一信号，

使用至少一个相邻的电极监测来自所述患者的至少一个次级信号，其中，所述至少一个相邻的电极在空间上毗邻所述主电极；

存储在时间期间的第一信号的部分；

存储在所述时间期间的所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分；

将所述第一信号的部分与所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的心脏信号的电极的有效性；以及

在所述图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及辅助用户将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

16.一种用于心脏治疗的系统，包括：

电极设备，用于使用主电极监测来自患者的第一信号，并且用于使用至少一个相邻的电极监测来自所述患者的至少一个次级信号，其中，所述至少一个相邻的电极在空间上毗邻所述主电极；

计算设备，用于存储在时间期间的第一信号的部分，用于存储在所述时间期间的所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分，并且用于将所述第一信号的部分与所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的心脏信号的电极的有效性；以及

显示设备，用于在图形用户界面上显示用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及辅助用户将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

17.一种用于标识有效电极的系统，包括：

电极装置，包括配置成位于接近患者的组织处的多个电极；以及

计算装置，耦合至所述电极装置并配置成对所述多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值，其中，为了对每个电极执行所述有效性测试，所述计算装置进一步配置成：

使用主电极监测来自所述患者的第一信号，

使用至少一个相邻的电极监测来自所述患者的至少一个次级信号，其中，所述至少一个相邻的电极在空间上毗邻所述主电极，

存储在时间期间的第一信号的部分，

存储在所述时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分，

将所述第一信号的部分与所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的心脏信号的电极的有效性。

18.一种用于标识有效电极的方法，包括：

使用主电极监测来自患者的第一信号，

使用至少一个相邻的电极监测来自所述患者的至少一个次级信号，其中，所述至少一个相邻的电极在空间上毗邻所述主电极；

存储在时间期间的第一信号的部分；

存储在所述时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分；以及

将所述第一信号的部分与所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有限性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的心脏信号的电极的有效性。

19.一种用于标识有效电极的系统，包括：

电极设备，用于使用主电极监测来自患者的第一信号，并且用于使用至少一个相邻的电极监测来自所述患者的至少一个次级信号，其中，所述至少一个相邻的电极在空间上毗邻所述主电极；以及

计算设备，用于存储在时间期间的第一信号的部分，用于存储在所述时间期间的至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分，并且用于将所述第一信号的部分与所述至少一个次级信号中的每一个次级信号的部分比较以提供至少一个有效性值，所述至少一个有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的心脏信号的电极的有效性。

20.如权利要求14-19中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，每一个主电极的所述至少一个有效性值中的每一个有效性值表示所述主电极与一个相邻的电极之间的相关性值。

21.如权利要求14-20中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述时间期间对应于心室去极化。

22.如权利要求14-21中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述至少一个相邻电极处于距所述主电极3厘米之内。

23.如权利要求14-22中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述有效性值包括皮尔森相关系数。

24.如权利要求14-23中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述多个电极包括以阵列定位的表面电极。

25.如权利要求14-24中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述有效性值包括相关性值，并且其中，所述计算装置进一步配置成、所述计算设备进一步用于、或所述方法进一步包括：禁用所述多个电极中使所述多个电极的至少一个相关性值全都小于或等于所选择的阈值的任何电极。

26.如权利要求14-25中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述计算装置进一步配置成执行、所述计算设备进一步用于、或所述方法进一步包括：如果大于所选择的百分比的所述多个电极使大于所选择的百分比的所述多个电极的至少一个相关性值全都小于所选择的阈值，则对所述多个电极中的每一个电极执行附加的有效性测试，从而产生每一个电极的至少一个附加的相关性值。

27.如权利要求14-26中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述计算装置进一步配置成执行、所述计算设备进一步用于、或所述方法进一步包括生成图形标测图，所述图形标测图包括在空间上分布的所述多个电极以及所述多个电极的有效性值。

28.如权利要求14-16和20-27中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述用于在以下操作中的至少一项中辅助用户的信息包括所述患者心脏的血管解剖结构的至少部分：评价患者的心脏健康；评估和调节递送至患者的心脏治疗；以及将至少一个可植入电极导航至所述患者心脏的区域。

29.一种用于标识有效电极的系统，包括：

电极装置，包括配置成位于接近患者的组织处的多个电极；以及

计算装置，耦合至所述电极装置并配置成对所述多个电极中的每一个电极执行有效性测试，从而产生每一个电极的有效性值，其中，为了对每一个电极执行所述有效性测试，所述计算装置进一步配置成：

使用电极监测来自所述患者的信号，

存储在预设时间期间的信号的部分，以及

将所述信号的部分的至少一个形态特征与至少一个生理指示值比较以提供有效性值，所述有效性值表示用于感测来自所述患者的组织的信号的电极的有效性。

30.如权利要求29所述的系统，其特征在于，所述至少一个形态特征包括以下各项中的至少一项：最大值、最小值、最大值与最小值的差、最大斜率、最小斜率以及最大斜率与最小斜率的差。