CN105578955B - 确定心脏去极化和复极化波的起始和终止 - Google Patents

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Abstract

公开了一种用于检测远场电描记图(EGM)、心电图(ECG)或类心电图的信号上的去极化的起始的示例性计算机实现的方法。所述方法包括：使用多个体表电极来确定基线心律。基线心律包括心房标记和心室标记。预先指定的窗口被限定为在心房标记与心室标记之间。将低通滤波器应用于窗口内的信号。确定窗口内的信号的经整流的斜率。作出关于以下内容的判断：是否存在使经整流的斜率超过所述经整流的斜率的最大值的10％的时间点(t1)。确定信号中的去极化波群的起始点。起始点出现在窗口内的信号中的最大曲率处。

Description

确定心脏去极化和复极化波的起始和终止
技术领域
本发明涉及医疗设备，并且更具体地涉及用于感测、检测和分析心脏电描记图和心电图的医疗设备。
背景技术
可植入医疗设备(IMD)(诸如,可植入起搏器、心脏复律器、除颤器、或起搏器－心脏复律器－除颤器)将治疗性电刺激提供给心脏。IMD可提供起搏来解决心动过缓，或提供起搏或冲击以终止快速性心律失常(诸如，心动过速或纤颤)。在一些情况下，此医疗设备可感测心脏的固有去极化，基于此固有去极化(或不存在固有去极化)来检测心律失常，并且如果基于固有去极化而检测到心律失常则控制电刺激向心脏的递送。
IMD还可提供心脏再同步治疗(CRT)，所述CRT是起搏的形式。CRT包括将起搏递送至左心室，或递送至左心室和右心室两者。可选择(多个)向心室递送起搏脉冲的计时(timing)和位置以改善心室收缩的协调和效率。
IMD感测信号，并且经由电极来递送治疗刺激。可植入起搏器、心脏复律器、除颤器、或起搏器-心脏复律器-除颤器通常耦合至一个或多个皮下电极或心脏内引线，所述心脏内引线携载用于心脏感测并递送治疗性刺激的电极。经由电极而感测到的信号可被称为心脏描记图(EGM)，并且可包括心脏的去极化、复极化或其他固有的电激动。
用于植入医疗设备的系统可包括工作站或除医疗设备本身之外的其他装备。在一些情况下，装备的这些其他零件辅助医师或其他技术人员将心脏内引线置于心脏上的特定位置处。在一些情况下，此装备将关于心脏的电激动和心脏内引线的位置的信息提供给医师。装备可执行与医疗设备类似的功能，包括将电刺激递送至心脏递，以及感测心脏的去极化。在一些情况下，装备可包括用于经由患者的表面上的电极来获得心电图(ECG)的装备。此外，患者可具有在围绕患者的躯干的ECG带或背心上的多个电极。在已将背心固定至躯干之后，医师可执行一系列测试来评估患者的心脏响应。评估过程可包括检测基线心律(其中，没有电刺激被递送至心脏组织)以及在电刺激被递送至心脏组织之后的另一心律。在评估过程期间，医师通常需要回顾节律中心脏去极化波的起始(onset)。去极化的可靠检测辅助医师设置用于CRT的最优递送的参数。然而，大多数算法要求对去极化信号或其导数的阈值检测。阈值检测可能无法可靠且一致地检测所有患者的心脏去极化的起始，并且可能存在从一个心动周期到另一心动周期的非生理变化(例如，噪声)，像斜率、幅度等。因此，期望开发在不使用阈值检测的情况下来确定信号中的心脏去极化波的起始的方法和系统。
附图说明
图1是示出可确定各种心脏复极化和去极化波的起始和终止(offset)的示例系统的框图。
图2是示出波检测模块的示例配置的框图。
图3是示出示例心脏电描记图的图表。
图4是示出包括R波标记信息的示例心脏描记图的图表。
图5是示出包括R波标记信息以及围绕每一个标记的示例窗口的示例心脏描记图的图表。
图6是示出包括所确定的示例波起始点的示例心脏描记图的图表。
图7是示出了具有标记所确定的心脏的去极化的起始以及检测到的局部心脏机械收缩的计时的指示符的心脏收缩曲线和体表ECG(surface ECG)曲线两者的图表。
图8是示出具有标记所确定的心脏的局部去极化的起始和检测到的局部心脏机械收缩的计时的指示符的、在潜在的心脏内引线植入部位处的心脏收缩曲线以及来自相同的潜在的植入部位处的局部EGM曲线两者的图表。
图9是示出用于选择心脏内引线植入部位的示例技术的流程图。
图10是示出用于选择心脏内引线植入部位的示例技术的流程图。
图11A是示出确定心脏去极化和复极化波的起始和终止的示例系统的概念图。
图11B-11C是示出了用于测量躯干表面电势的示例性系统的概念图。图12是更详细地示出图11A中所示的可植入医疗设备(IMD)和系统的引线的概念图。
图13是示出可确定心脏去极化和复极化波的起始和终止的示例可植入医疗设备的框图。
图14示出在起搏的递送与去极化的起始之间的时间延迟的示例。
图15是示出用于检测心脏去极化波的起始的示例技术的流程图。
图16A是图形化地描绘了心脏ECG信号。
图16B图形化地描绘了相对于图16A中所示的心脏ECG信号的曲率。
具体实施方式
在本公开中描述的技术和方法允许系统在植入可植入医疗设备(IMD)的过程期间或在植入后(例如，在植入设备之后的周期性医学检查)确定心脏去极化波和/或复极化波的起始和终止。
在图15中具体化的计算机实现的方法涉及对远场电描记图(EGM)、心电图(ECG)或类ECG的信号上的去极化的起始的检测。类ECG的信号可以是例如从设备获得的或使用心脏内的标测线而侵入地测量的远场心脏内电描记图，或者类ECG的信号可以是由可植入医疗设备生成的无引线ECG。此方法包括：使用多个体表电极确定基线心律。基线心律包括心房标记和心室标记。心房标记与心房事件相关联，而心室标记与心室事件相关联。可在计算机(诸如，编程器)的图形用户界面上向用户显示每一个标记。预先指定的时间窗口被限定为在心房标记的计时与心室标记的计时之间。随后，将低通滤波器应用于窗口内的信号(通常是ECG信号或像远场EGM、无引线设备ECG等的ECG信号的替代)。确定窗口内的信号的经整流的斜率。随后，作出关于下列内容的判断：是否存在使经整流的斜率超过所述经调整的斜率的最大值的10％的时刻(t1)。随后，确定信号中的去极化波群的起始点。如图16A所示，起始点出现在从心室标记的信号电压(Vs)-100ms到t1的窗口内的信号的最大曲率处。Vs指的是如由IMD内的感测电路检测到的心室事件(例如，心室感测)的计时。曲率被定义为r＝|y"|/(1+|y'|2)(3/2)，其中y"和y'分别是时变信号y的二阶和单阶导数，其中，此时变信号是从表面电极和/或与植入的医疗设备相关联的电极获取的信号。可使用各种已知的方法来确定y的一阶和二阶导数。例如，可基于有限差方法(例如，连续时间采样之间的差)来确定一阶导数y’。可类似地计算二阶导数y”，但不使用y，而使用沿y’曲线的不同的点。
在一些示例中，诊断度量可用于优化或以其他方式指导治疗(诸如，心脏再同步治疗(CRT))的配置。对于CRT，可基于以经标识的起始和终止为基础而确定的度量来配置引线放置、起搏电极配置、或各种房室和室间间期。在一些示例中，机电延迟可用于配置CRT，尤其可用于在CRT系统的植入期间选择引线放置(例如，左心室引线放置)。
一般而言，心脏产生重复的电信号，此重复的电信号使心脏机械地收缩，从而将血液泵送至全身。一般地，此信号可被检测并被显示为心脏电描记图信号。虽然取决于引线放置在身体上还是身体内来检测心脏信号以及其他因素确切的表示会有所不同，但是常见的心脏电描记图包括若干可识别的特征。信号的初始偏转表示P波和QRS波群。P波表示心房的去极化，而QRS波群表示心室的去极化。QRS波群的Q波是在波群期间信号的初始向下偏转。在Q波之后是R波，R波是信号的向上偏转。最后，S波是另一向下偏转。信号的下一部分表示心房和心室的复极化。更具体而言，通常被称为T波的波表示心室的复极化。不存在表示心房的复极化的特定的信号波或特征，因为所生成的信号相比于T波是小的。P波、Q波、R波和S波、以及T波一起表示心脏电信号的去极化和复极化波。
所描述的技术可增强确定包括重复的心脏电描记图信号的各种波的起始和终止的准确度。具体而言，更准确地知晓波的起始和终止的计时允许对电-电延迟和机电延迟的更准确的确定。例如，体表ECG上的心脏去极化的起始点形成基准元素(也简单地称为“基准”或标记)，可在心室中的不同部位处测得相对于此基准元素的局部电激动或去极化时间。在心脏再同步治疗的心脏引线的植入期间，可评估此起始点与在心室内的候选的植入部位处的局部激动或去极化的时间之间的时间间期，并且如果此时间间期超过特定的阈值(例如，90ms)，则可选择此部位用于植入。
本领域技术人员将理解，基准元素可包括以下各项中的一个或多个：心室事件(例如，心室起搏、心室感测等)、心房事件32、最大值(例如，QRS波群的峰、P波的峰、Q波的峰、R波的峰等)、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、预定的阈值的交叉(crossing)等。再现基准元素的计时，或当再现基准发生的时刻可用于作为信号的部分的基础。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。从心室起搏开始的信号的250ms的部分(即，所选择的基准元素)可存储到存储器中。由此，在第一心动周期期间，可从心动起搏的开始起记录或存储第一部分达250ms，并且在第一心动周期之后的第二心动周期期间，可从心动起搏的开始起记录或存储第二部分达250ms。
图1是示出用于确定心脏去极化和复极化波的起始和终止的系统的示例配置的框图。在所示的示例中，系统10包括设备60、心脏电描记图模块70和运动感测模块80。设备60可进一步包括处理器72、存储器74、峰检测模块76和波检测模块78。
处理器72可包括微处理器、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)或等效的分立或模拟逻辑电路中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器72可包括多个部件，诸如，以下各项的任何组合：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、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72的功能可具体化为软件、固件、硬件、或它们的任何组合。一般地，处理器72控制心脏电描记图模块70、峰检测模块76、波检测模块78和运动感测模块80来确定心脏去极化和复极化波的起始和终止的计时。
存储器74包括计算机可读指令，当由处理器72执行所述计算机可读指令时，所述计算机可读指令使系统10和处理器72执行归因于本文中的系统10和处理器72的各种功能。存储器74可包括任何易失性的、非易失性的、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)、闪存存储器或任何其他数字或模拟介质。
一般而言，心脏电描记图模块70配置成感测或获取来自患者的电信号。心脏电描记图模块70通过一个或多个引线电耦合至一个或多个电极2、4、6、8、10、12、14…n。在一些示例中，一个或多个电极2、4、6、8、10、12、14…n可以是例如附连至患者的表面的外部电极，或可被植入到患者内(例如，心脏上或心脏内)的多个位置处。
峰检测模块76可配置成确定特定信号的最大值。例如，峰检测模块76可配置成接收来自心脏电描记图模块70的电信号，并且确定最大值。在另一示例中，如图2中所示，峰检测模块76可配置成接收来自波检测模块78的信号，并且确定最大值。
波检测模块78确定心脏去极化和复极化波上的起始和终止。波检测模块78可配置成接收电信号。例如，波检测模块78可配置成接收由心脏电描记图模块70感测到的电信号。运动感测模块80可(例如在心脏的收缩期间)检测心脏的机械运动。运动感测模块80可包括生成总体上基于心脏收缩或运动而改变的信号的一个或多个传感器，诸如，一个或多个加速度计、压力传感器、阻抗传感器或流量传感器。运动感测模块80可将对运动(例如，收缩)的计时的指示提供给设备60(例如，提供给处理器72)。检测到的收缩可以是在特定位置处的心脏组织(例如，心室壁的特定部分)的收缩。
在一些示例中，运动感测模块80可配置成对心脏、或心脏中或心脏上的电极、导管、线、或其他不透射线的标记物成像，并且基于心脏的图像来标识与收缩相关联的运动。在一些示例中，运动感测模块80可配置成将超声能量引导朝向患者的心脏。运动感测模块80还可配置成检测通过患者的心脏往回偏转至感测模块80的任何超声能量。以这种方式，运动感测模块80可捕捉关于心脏的机械运动(即，心室和/或心房的收缩和舒张)的信息。在授予Zarkh等人的、于2009年9月8日颁证的题为(“用于标识描绘移动的器官的一系列图像中的最优图像的方法和系统”)(“METHOD AND SYSTEM FOR IDENTIFYING OPTIMAL IMAGEWITHIN A SERIES OF IMAGES THAT DEPICT A MOVING ORGAN”)的美国专利No.7,587,074中描述了用于标识心脏机械收缩的系统和方法，此美国专利通过引用整体结合于此。
处理器72可基于如由波检测模块78确定的波的起始和/或终止的计时和/或如由运动感测模块80确定的收缩的计时来确定一个或多个度量(诸如，心脏间期或心脏机电延迟)的值。例如，处理器72可基于如由波检测模块78标识的QRS波群的起始和终止来确定QRS宽度。作为另一示例，处理器72可基于如由波检测模块78标识的QRS起始和T波起始来确定QT间期。处理器还可确定在体表ECG引线上的去极化的起始与如由在心脏内的部位处的引线或标测导管或导丝感测的局部电激动的时间之间的间期。此外，如下文中更详细地所述，处理器72可基于由波检测模块78标识的QRS起始以及从运动感测模块80接收到的心脏收缩的计时的指示来确定机电延迟。
虽然在图1中，设备60、模块70和模块80被描绘为是分开的，但是在其他示例中，这些模块和设备可被组合到更少的单独部件中。例如，如图13中所示，系统10的所有功能可被组合到单个设备中。
此外，虽然在图1的示例中，处理器72、峰检测模块76和波检测模块78被描述为分开的功能的模块，但是它们的总功能可通过由一个或多个共位的或联网的设备提供的任何数量的物理或逻辑处理元件来提供。在一个示例中，峰检测模块76和波检测模块78可以是由处理器72执行的功能模块。类似地，在图2中，虽然各个模块90、92、94、96、98和99被描绘为在单个设备中的分开的模块，但是在其他示例中，可由任何一个或多个设备来提供它们的功能。
图2是示出波检测模块78的示例配置的框图。在图2的示例中，波检测模块78包括低通滤波器90、窗口模块92、斜率模块94、整流器模块96、平滑模块98和阈值检测模块99。
低通滤波器90通常可以是设计成减少或消除电信号的高频分量的任何低通滤波器。具体化在硬件中的低通滤波器的一些示例包括容性低通滤波器和感性低通滤波器。其他低通滤波器可完全具体化在软件内。在一些示例中，低通滤波器90具体化为硬件和软件的组合。低通滤波器90可以是一阶、二阶或更高阶的滤波器。在一些示例中，低通滤波器90包括连续放置的多个滤波器以形成所需的频率响应。在一些示例中，低通滤波器90可以是具有最大平坦群延迟或最大线性相位响应的线性滤波器。恒定的群延迟是模拟或数字滤波器的相位响应的特性，这有助于保持通带中信号的形状。在至少一个示例中，低通滤波器是具有15Hz的截止频率的贝塞尔(Bessel)滤波器。
窗口模块92通常可对所接收的信号设置窗口。在一些示例中，窗口模块92可接收心脏电描记图，并且在进一步的示例中，心脏电描记图中的一些可包括指示感兴趣的一个或多个点的标记或多个标记。感兴趣的点的一些示例可以是心脏电描记图的R波、P波或任何其他波。在一些示例中，峰检测器76可根据本领域中已知的技术(例如，使用不同的阈值)来检测心脏电描记图中R波的位置。随后，峰检测模块76可将标识R波的位置的标记置于心脏电描记图内。在其他示例中，其他模块或设备可检测并标记心脏电描记图中的波。在信号包括至少一个标记的示例中，窗口模块92可围绕标记来对所接收的电信号设置窗口。例如，窗口模块92可在围绕此标记的区域外部使所接收的电信号乘以0，并且在围绕此标记的区域内部使所接收的电信号乘以一。以这种方式，窗口模块92可将所接收的电信号修改成仅包含围绕标记的区域中的信息。在一些示例中，窗口模块92可隔离QRS波群。在一些示例中，窗口92可围绕标记以相等的长度来对感兴趣的区域设置窗口，例如，在标记之前150ms以及在标记之后150ms。在其他示例中，在标记之前的区域可比在标记之后的区域更长或更短。
斜率模块94通常可确定所接收的电信号的斜率。斜率模块94可使用的、用于确定斜率的一些示例技术为取所接收的电信号上的相邻点之间的简单差，或确定所接收的电信号的一阶导数。
整流器模块96通常可对所接收的电信号整流。例如，整流器模块96可以对所接收的电信号半波整流以产生具有仅在原始信号大于零处的信息的所得到的信号。在另一示例中，整流器模块96可对所接收的电信号全波整流以产生所得到的信号，其中原始信号的负值现在都是正的。
平滑模块98通常可使所接收的电信号平滑。例如，平滑模块98可配置成增加某些点的值并减小某些电的值以创建更平滑的信号。一些示例平滑算法包括矩形或非加权滑动平均平滑、三角平滑和Savitzky-Golay平滑。平滑算法可通过一个或多个滤波器来实现。在至少一个示例中，平滑滤波器是10阶中位数滤波器。在另一示例中，平滑滤波器是n阶中位数滤波器，其中n是用于数字化电描记图或心电图信号的采样频率的线性递增函数。
阈值检测模块99通常可配置成确定阈值以及确定在哪些点处接收到的电信号与预定的阈值交叉。可基于从平滑模块98接收到的信号的最大值来确定此阈值。例如，如图2中所示，阈值检测模块99可配置成从峰检测模块76接收从平滑模块98接收到的信号的最大值。阈值检测模块99可配置成基于所接收的最大值来确定阈值。例如，阈值检测模块99可将阈值确定为最大值的百分之十、百分之十五、百分之二十或更大。最终，阈值检测模块98可基于在接收到的电信号的哪些点处与阈值交叉来确定心脏去极化和复极化的起始和终止。
图3-6示出伴随本公开的各个方面的示例心脏电描记图信号。例如，图3示出可传递至波检测模块78的示例心脏电描记图502。图4示出伴随波标记504的心脏电描记图502。在图4的示例中，波标记504是R波标记。图5还描绘了示例心脏电描记图502和R波504。图5还描绘了波检测模块78(例如通过窗口模块92)可围绕波标记504而生成的示例窗口506。在图5的示例中，窗口506配置成总体上包括QRS波群，并且将QRS波群与整个心脏电描记图隔离，例如，排除其他波(诸如，P波和T波)。在其他示例中，窗口506可配置成总体上包括P波或T波，并且将那些波与整个心脏电描记图隔离。图6进一步示出示例心脏电描记图502。图6还示出，波检测模块78已确定的点是波的起始(更具体地，在图6中所示的示例中，QRS波的起始)。
图7和8示出了与示例心脏机械收缩信息结合的示例心脏电描记图。例如，图7描绘了示例体表ECG信号702与心脏收缩曲线704。心脏收缩曲线704示出心脏上的局部点相对于时间的收缩。心脏收缩曲线可以是由以上所讨论的传感器中的任一个生成的信号，所述传感器例如，与运动感测模块80相关联的加速度计、压力传感器、阻抗传感器或流量传感器。在其他示例中，心脏收缩曲线可通过在以下美国专利中描述的技术来生成：授予Zarkh等人的、于2009年9月8日颁证的、题为“用于标识描绘移动的器官的一系列图像中的最优图像的方法和系统”(“METHOD AND SYSTEM FOR IDENTIFYING OPTIMAL IMAGE WITHIN A SERIESOF IMAGES THAT DEPICT A MOVING ORGAN”)的美国专利No.7,587,074，此美国专利结合于此。在又一其他示例中，心脏收缩曲线可由心脏内电极的尖端内的传感器生成。例如，心脏电极的尖端可包含一个或多个运动传感器，这一个或多个运动传感器随着电极的尖端相电极被植入在的心脏的区域移动而生成信号。
还在图7中描绘了来自体表ECG的检测到的心脏的去极化的起始706的计时以及局部心脏收缩708的计时。来自体表ECG的去极化的起始706与局部心脏收缩708的计时之间的延迟可被描述为全局机电延迟710。如将在图9-10中更详细地所述，测量在心脏上的各个位置处延迟的全局机电延迟710可帮助医师选择潜在的心脏内引线植入部位。
图8描绘了来自在心脏上或心脏内的局部化位置处的电极的示例单极心脏电描记图信号752以及来自心脏上或心脏内的相同的局部化位置的心脏收缩曲线754。图8还描绘了在局部化位置756处的检测到的心脏的去极化的起始的计时以及局部心脏收缩758的计时。与图7相对照，图8将心脏的局部去极化756与局部心脏收缩758之间的计时的差异显示为局部机电延迟760或局部电机等待时间(latency)760。局部机电延迟760与全局机电延迟710不同，体现在局部机电延迟760测量在局部化的心脏组织两者处的计时的差异，而全局机电延迟710测量在体表ECG处检测到的去极化706与局部机械收缩708之间的计时的差异。
图9是描述用于选择心脏内引线的植入部位的示例方法。在此示例方法中，系统(诸如，图1的系统10)可确定在多个潜在心脏内引线植入部位处的固有全局机电延迟。为了确定此固有全局机电延迟，系统可确定在固有心律期间来自体表ECG的检测到的去极化的起始的计时以及心脏上的各个位置处的心脏收缩的计时。计时之间的差是总机电延迟(800)。随后，在示例技术中，系统(例如，处理器72)或系统的用户可将候选的引线植入部位选择为具有高于特定阈值的全局机电延迟的部位(802)。发现具有长的全局机电延迟的特定的候选部位可指示，心脏的特定位置收缩较迟，并且可能是心脏壁运动的不同步性的原因。选择植入部位以提供在此部位上或附近的起搏可增强电起搏治疗的有效性，从而恢复心脏同步性。
在示例技术中，处理器72随后可确定在固有心律期间所选择的候选植入部位的局部机电延迟(804)。为了确定局部机电延迟，处理器72可确定来自潜在的植入部位处获取的电描记图的检测到的去极化的起始的计时以及在此潜在的植入部位处的局部心脏收缩的计时。局部机电延迟是所确定的计时之间的差异。随后，在示例技术中，处理器72可自动地将潜在的植入部位的子集选择为具有小于阈值的局部机电延迟的部位(806)。在其他示例中，用户可基于来自处理器72的信息手动地选择潜在的植入。具有长的局部机电延迟的候选的植入部位可指示有疤痕的或不能存活的或以其他方式非导电的组织的区域。在这些位置处植入心脏内引线可能降低电刺激治疗的有效性。
处理器72随后可在潜在的植入部位处将电起搏刺激递送至心脏(808)。处理器72可测量在每一个潜在的植入部位处的起搏期间的各种度量，诸如，全局或局部机电延迟。在示例技术中，处理器72随后可基于起搏期间的度量相比于固有基线的减少来自动地选择一个或多个植入部位。在其他示例中，用户可基于来自处理器72的信息来选择一个或多个植入部位。例如，处理器72(或用户)可基于局部机电、全局机电延迟的减少，或心脏不同步性来选择一个或多个植入部位，所述心脏不同步是在各个心脏部位处的全局或局部机电延迟的分布和分散(例如，极差、标准偏差等)的衡量。在其他示例技术中，处理器72或用户可基于全局和/或局部机电延迟来选择其他参数。例如，处理器72还可改变起搏的参数(诸如，A-V延迟、V-V延迟、和起搏电极配置)，并且基于此度量来选择用于心脏再同步治疗的特定的起搏电极配置或起搏间期。在其他示例中，用户最终可基于此度量来选择起搏电极配置或起搏间期。
图10是示出用于选择心脏内引线的植入部位的另一示例技术的流程图。在示例技术中，系统(诸如，系统10)可确定在固有心律期间、在潜在的植入部位处的全局机电延迟(850)。在示例技术中，系统随后可确定可确定在固有心律期间、在此相同的植入部位处的局部机电延迟(852)。随后，系统可确定固有心律的基线机电不同步指数(854)。系统可通过比较固有心律期间的全局机电延迟与局部机电延迟之间的差异来确定基线机电不同步性指数。
在示例技术中，系统随后可确定在电起搏治疗的递送期间、在相同的潜在植入部位处的全局机电延迟(856)。在示例技术中，系统随后可确定在电起搏治疗的递送期间、在相同的潜在植入部位处的局部机电延迟(858)。随后，系可确定起搏治疗期间的机电不同步性指数。
在示例技术中，系统随后可确定基线机电不同步性指数与在起搏治疗期间确定的机电不同步性指数之间的百分比变化。随后，系统可判断是否具有高于阈值百分比的、来自在被测试的潜在植入部位处的基线不同步性指数的降低(864)。如果系统确定了在潜在的植入部位处的起搏的执行确实产生了高于阈值百分比基线机电不同步性指数的降低(864的是)，则系统可选择那个植入部位(866)用于心脏内引线植入。在一些示例中，系统的处理器(诸如，处理器72)可根据所描述的技术来自动地选择植入部位。在其他示例中，用户可根据所描述的技术，基于来自处理器的信息来手动地选择植入部位。如果系统确定在潜在的部位处的起搏不使基线机电不同步性指数降低阈值百分比量(864的否)，则系统可检查以查看是否有其他潜在的引线植入部位要检查(868)。如果仍有其他植入部位要检查(868的是)，则在示例技术中，系统可改变潜在的引线植入部位(870)，并返回至步骤856。如果没有更多潜在的引线植入部位要检查(868的否)，则系统可将具有基线机电不同步性指数的最大降低的植入部位选择为优选的心脏内引线植入部位。
在另一示例中，系统可检测在以最大起搏电压(～6V以确保在起搏期间递送最大能量)并以短房室(A-V)间期(≤60ms)递送起搏的情况下，从在心脏内的局部化区域处的递送起搏到体表ECG引线上的去极化的起始的时间间期。如果此时间间期超过特定的阈值，则系统将指示，特定区域不是用于植入起搏引线的合适的部位。这是因为在局部起搏的递送(以最大能量)与体表ECG上的全局去极化的起始之间的长时间延迟指示，心脏中的那个区域的基质可能是不能存活的或以其他方式不是用于植入起搏引线的合适的部位，例如，由疤痕组织组成。图14示出在起搏的递送与去极化的起始之间的时间延迟的示例。图14示出示例ECG信号990。箭头992指向患者在心脏的局部化区域处接收到的时刻。箭头994指向所确定的去极化波的起始时刻。可例如根据本公开中所描述的技术找到去极化波的起始。时间段996是在心脏的局部化区域处的起搏的开始与去极化波的起始之间的时间差。时间段996也可被称为局部电-电延迟。
图11-13是示出根据本文所描述的技术来确定患者914的心脏去极化和复极化波的起始和终止点的示例系统的概念图。如先前所描述的系统，在一个示例中，系统910可检测心脏去极化和复极化波的起始和终止点以选择用于植入心脏内引线的优选位置。在其他示例中，系统910可检测心脏去极化和复极化波的起始和终止点，以便基于机电延迟来选择其他参数。例如，系统可选择用于心脏再同步治疗的特定的起搏电极配置或起搏间期。在另一示例中，通过多个引线在心室中提供多于一个的起搏电极(阴极)，系统/设备能以最大起搏电压并以标称房室延迟(～100ms)、从起搏电极中的每一个电极自动地起搏，并且测量在远场电描记图上或无引线ECG上或体表ECG引线上所得到的去极化波形的起始和终止，并且选择产生局部电描记图的终止与对应的远场起始之间的最小差异的起搏电极来递送心脏再同步治疗。或者，可选择产生被计算为在终止与起始之间的差异的最窄的远场电描记图或体表ECG信号的起搏电极。如示例示意图11A所示，系统910包括可植入医疗设备(IMD)916，所述IMD 916连接至引线918、920和922，并且通信地耦合至编程器924。IMD 916经由在IMD 916的引线918、920和922种的一个或多个上或壳体上的电极来感测伴随心脏912的去极化和复极化的电信号(例如，心脏EGM)。IMD916还经由位于IMD 916的一个或多个引线918、920和922或壳体上的电极，将电信号形式的治疗(诸如，起搏、心脏复律和/或除颤脉冲)递送至心脏912。IMD 916可包括或可耦合至各种用于检测患者914的其他生理参数(诸如，活动或姿势)的传感器，诸如，一个或多个加速度计。
在一些示例中，编程器924采取包括用于向用户呈现信号并接收来自用户的输入的用户界面的手持计算设备、计算机工作站或联网的计算设备的形式。用户(如医师、技术人员、外科医生、电生理学家或其他临床医生)可与编程器924交互，从而与IMD 916通信。例如，用户可与编程器924交互以从IMD 916检索生理或诊断信息。用户还可与编程器924交互来对IMD 916进行编程，例如，选择IMD的操作参数的值。
IMD 916和编程器924可使用本领域中已知的任何技术、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。在一些示例中，编程器924可包括编程头，所述编程头可被放置在邻近患者的身体处并且在IMD 916植入部位附近，以便改善IMD 916与编程器924之间的通信的质量和安全。在其他示例中，编程器924可位于IMD 916的远程，并且经由网络来与IMD 916通信。
可由IMD 916(例如，由IMD 916的处理器)基于由IMD感测到的一个或多个心脏电描记图来执行用于标识心脏电描记图波的起始和/或终止的技术。在其他示例中，如先前所描述，可由一个或多个其他设备(诸如，编程器294或工作站(未示出)，或它们的处理器)来执行归因于IMD 916或IMD 916的处理器的功能中的一些或全部功能。例如，编程器924可根据本文种所描述的技术来处理从IMD 916接收的EGM信号和/或心脏机械收缩信号。此外，虽然本文中参照IMD来进行描述，但是在其他示例中，可由外部医疗设备执行或可在外部医疗设备中实现本文所描述的技术，所述外部医疗设备可经由经皮的或由皮的引线而耦合至患者。
图11B和11C是示出用于测量体表电势(更具体而言，躯干表面电势)的示例系统的概念图。在图11B中所示的一个示例中，包括一组电极1002A-F(统称“电极1002”)和条带1008的感测设备1000A围绕患者914的躯干缠绕，使得电极围绕心脏912。如图11B中所示，电极1002可围绕患者914的外周(包括患者914的躯干的后表面、侧表面和前表面)而定位。在其他示例中，电极1002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。电极1002可经由有线连接1004而电连接至处理单元(诸如，设备60)。一些配置可使用无线连接(例如，作为数据信道)来将由电极1002感测到的信号传输至设备60。
尽管在图11B的示例中，感测设备1000A包括条带1008，但在其他示例中，可采用各种机制(例如，带或粘结剂)中的任一种来辅助电极1002的间隔和放置。在一些示例中，条带1008可包括弹性带、带条或布。在一些示例中，各电极1002可单独地放置在患者914的躯干上。
电极1002可围绕患者914的心脏912，并且在信号已传播通过患者914的躯干之后来记录与心脏912的去极化和复极化相关联的电信号。能以单极配置来使用电极1002中的每一个以感测反映心脏信号的躯干表面电势。设备60还可耦合到返回或中性电极(未示出)，所述返回电极或中性电极可结合用于单极感测的电极1002中的每一个来使用。在一些示例中，可能有围绕患者914的躯干空间分布的12至16个电极1002。其他配置可具有更多或更少的电极1002。
处理单元60可记录并分析由电极1002感测的躯干表面的电势信号。如本文中所描述，设备60可被配置将输出提供给用户。用户可进行诊断，开具CRT处方，定位治疗设备(例如，引线)，或基于所指示的输出来调整或选择治疗参数。
在一些示例中，由设备60对躯干表面电势信号进行的分析可考虑电极1002在患者914的躯干的表面上的位置。在此类示例中，设备60可通信地耦合至运动感测模块80(诸如，编程器)，所述运动感测模块80可提供允许设备60确定电极1002中的每一个在患者914的表面上的坐标位置的图像。通过在由运动感测模块80提供的图像中包括或去除某些材料或元件，电极1002可以是可见的或可变成透明的。
图11C示出可用于评估患者914的心脏912中的心脏响应的系统的示例配置。此系统包括感测设备1000B，此感测设备1000B可包括背心1006和电极1002A-ZZ(总称为“电极1002”)、设备60以及成像系统501。设备60和成像系统501可基本上如上文中参照图11A所述来执行。如图11C中所示，电极1002分布在患者914的躯干上，包括患者914的躯干的前表面、侧表面和后表面。
感测设备1000B可包括织物背心1006，所述织物背心1006具有附连至织物的电极1002。感测设备1000B可维持电极1002在患者914的躯干上的位置和间隔。感测设备1000B可经标记以辅助确定电极1002在患者914的躯干的表面上的位置。在一些示例中，可具有使用感测设备1000B而围绕患者914的躯干分布的150至256个电极1002，但是其他配置可具有更多或更少的电极1002。
ECG数据被标测至患者的躯干和/或心脏的通用的图形模型，并且在不需要从患者拍摄实际的图像(诸如，MRI或CT图像)的情况下在图形用户界面上产生图形显示。标测至图形解剖模型的ECG数据的分辨率取决于所使用的表面电极1002的数量和间距。在一些示例中，可能有围绕患者914的躯干空间地分布的12至16个电极。其他配置可具有更多或更少的电极。在一个实施例中，最小数量的电极包括以沿着躯干延伸的两行布置的12个电极以及以沿后躯干延伸的两行布置的12个电极，总共24个电极，这些电极能以圆周方式围绕躯干均等地分布。
图12是更详细地示出系统910的IMD 916以及引线918、920和922的概念图。在所示的示例中，双极电极940和942位于毗邻引线918的远端处。此外，双极电极944和946位于毗邻引线920的远端处，并且双极电极948和950位于毗邻引线922的远端处。
在所示示例中，电极940、944和948采用环形电极的形式，而电极942、946和950可分别采用可伸缩地安装在绝缘电极头952、954和956内的可延伸螺旋尖端电极的形式。引线918、920、922还分别包括可采用线圈形式的细长电极962、964、966。在一些示例中，电极940、942、944、946、948、950、962、964和966中的每一个电耦合至其相关联的引线918、920、922的引线体内的相应的导体，并且由此耦合IMD 916内的电路。
在一些示例中，IMD 916包括一个或多个壳体电极，诸如，如图12中所示的壳体电极904，所述壳体电极可与IMD 916的气密密封的壳体908的外表面一体地形成，或能以其他方式耦合至壳体908。在一些示例中，壳体电极904由IMD 916的壳体908的面向外的部分的非绝缘部分来限定。可采用壳体908的绝缘与非绝缘部分之间的其他分隔来限定两个或更多个壳体电极。在一些示例中，壳体电极基本上包括壳体908的全部。
如参照图13更详细地所述，壳体908封围信号发生器以及感测模块，所述信号发生器生成诸如心脏起搏脉冲、心脏复律和除颤脉冲之类的治疗刺激，所述感测模块用于感测伴随心脏912的去极化和复极化的电信号。壳体908还可封围波检测模块，所述波检测模块检测心脏去极化和复极化波的起始和终止。波检测模块可被封围在壳体908内。或者，波检测模块可被容纳在装备的远程零件(诸如，编程器924或工作站(未示出))中，并且通过无线通信来与IMD 916通信。
IMD 916经由电极904、940、942、944、946、948、950、962、964、和966来感测伴随心脏912的去极化和复极化的电信号。IMD16可经由电极940、942、944、946、948、950、962、964、966和966的任何双极组合来感测此类电信号。此外，电极940、942、944、946、948、950、962、964和966中的任一个可用于结合壳体电极904进行的单极感测。
在一些示例中，IMD 916经由电极940、942、944、946、948和950的双极组合来递送起搏脉冲以产生心脏912的心脏组织的去极化。在一些示例中，IMD 16在经由电极940、942、944、946、948和950中的任何电极、结合壳体电极904、以单极配置来递送起搏脉冲。此外，IMD 916可经由细长电极962、964、966与壳体电极904的任何组合来将心脏复律或除颤脉冲递送至心脏12。
所示的引线918、920和922和电极的数量和配置仅是示例。其他配置(即，引线和电极的数量和位置)是可能的。在一些示例中，系统910可包括附加的引线或引线段，所述附加的引线或引线段具有定位在心血管系统中的不同位置处的、用于感测和/或将治疗递送至患者914的一个或多个电极。例如，代替于或附加于心脏内引线918、920和922，系统910可包括不定位在心脏内的一个或多个心外膜引线或皮下引线。在一些示例中，皮下引线可感测皮下心脏电描记图，例如在SVC线圈与壳之间的远场电描记图。皮下心脏电描记图可代替体表ECG来确定全局机电延迟。
图13是示出IMD 916的示例配置的框图。在所示示例中，IMD 916包括处理器970、存储器972、信号发生器974、感测模块976、遥测模块978、运动感测模块980、波检测模块982和峰检测模块984。存储器972包括计算机可读指令，当由处理器970执行所述计算机可读指令时，所述计算机可读指令使IMD 916和处理器970执行归因于本文中的IMD 916和处理器970的各种功能。存储器972可包括任何易失性的、非易失性的、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)、闪存存储器或任何其他数字或模拟介质。
处理器970可包括以下各项中的一种或多种：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)、或等效的分立或模拟逻辑电路中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器970可包括多个部件，诸如以下各项的任何组合：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、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970的功能可具体化为软件、固件、硬件、或它们的任何组合。一般而言，处理器970控制信号发生器974以根据可存储在存储器972中的治疗程序或参数中的所选择的一个或多个来将刺激治疗递送至患者914的心脏912。作为示例，处理器970可控制信号发生器974递送具有由所选择的一个或多个治疗程序所指定的幅度、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。
信号发生器974配置成生成电刺激治疗，并且将此电刺激治疗递送至患者912。如图13中所示，信号发生器974例如经由相应的引线918、920和922的导体(在壳体电极904的情况下，在壳体908之内)电耦合至电极94、940、942、944、946、948、950、962、964和966。例如，信号发生器974可经由电极94、940、942、944、946、948、950、962、964和966中的至少两个电极将起搏、除颤或心脏复律脉冲递送至心脏912。在其他示例中，信号发生器974递送除脉冲之外的信号形式的刺激，诸如，正弦波、方波或其他基本上连续的时间信号。
信号发生器974可包括开关模块(未示出)，并且处理器970可使用此开关模块(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电刺激。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适合于将刺激能量选择性地耦合至所选择的电极的任何其他类型的开关设备。电感测模块976监测来自电极904、940、942、944、946、948、950、962、964和966的任何组合的电心脏信号。感测模块976还可包括开关模块，取决于在当前的感测配置中使用哪个电极组合，处理器970控制此开关模块来选择使用可用的电极中的哪一些来感测心脏活动。
感测模块976可包括一个或多个检测通道，每一个检测通道都可包括放大器。检测通道可用于感测心脏信号。一些检测通道可检测事件(诸如，R波或P波)，并且将对此类事件发生的指示(诸如，波标记)提供给处理器970。一个或多个其他检测通道可将这些信号提供给模数转换器，以用于转换成供由处理器970处理或分析的数字信号。
例如，感测模块976可包括一个或多个窄带通道，这些窄带通道中的每一个都可包括将检测到的信号与阈值进行比较的窄带滤波的感测放大器。如果经滤波和放大的信号大于阈值，则此窄带通道指示，某个电心脏事件(例如，去极化)已发生。随后，处理器970将那个检测来测量感测到的事件的频率。
在一个示例中，至少一个窄带通道可包括R波或P波放大器。在一些示例中，R波和P波放大器可采用自动增益受控的放大器的形式，所述自动增益受控的放大器提供作为测得的R波和P波幅度的函数的可调节的感测阈值。在以下美国专利中描述了R波和P波放大器的示例：授予Keimel等人、在1992年6月2日颁证的题为“用于监测生理电信号的装置”(“APPARATUS FOR MONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS”的美国专利No.5,117,824，并且此美国专利通过引用整体结合于此。
在一些示例中，感测模块976包括宽带通道，此宽带通道可包括具有比窄带通道相对更宽的通带的放大器。可通过由例如感测模块976或处理器970提供的模数转换器(ADC)将来自被选择用于耦合至此宽带放大器的电极的信号转换成多位的数字信号。处理器70可分析来自此宽带通道的数字化版本的信号。处理器970可采用数字信号分析技术来表征来自宽带通道的数字化信号，以例如检测并分类患者的心律。
处理器970可基于由感测模块976采用本领域中已知的众多信号处理方法中的任一种而感测到的心脏电信号来检测并分类患者的心律。例如，处理器970可维持逸博间期计数器，所述逸博间期计数器可在由感测模块976感测到R波时被重置。当由感测到的去极化重置时，可由处理器970使用存在于逸博间期计数器中的计数值以测量R-R间期的持续时间，所述持续时间是可存储在存储器972中的测量。处理器970可使用间期计数器中的计数来检测快速性心律失常，诸如，心室纤颤或心室心动过速。存储器972的部分可配置为能够保持多个系列的所测得的间期的多个再循环缓冲器，可由处理器分析这些所测得的间期以判断患者的心脏912当前是否正呈现心房或心室快速性心律失常。
在一些示例中，处理器970可通过对缩短的R-R间期长度的标识来确定快速性心律失常已发生。一般而言，当间期长度降到低于360毫秒(ms)时，处理器970检测到心动过速，并且当间期长度降到低于320ms时，处理器970检测到纤颤。这些间期长度仅是示例，并且用户可按需来定义间期长度，这些间期长度随后可被存储在存储器972中。作为示例，可能需要检测此间期长度达某个数量的连续周期、达移动(running)窗口内的周期的某个百分比、或达特定数量的心动周期的移动平均值。
在一些示例中，心律失常检测方法可包括任何合适的快速性心律失常检测方法。在一个示例中，处理器970可利用在以下美国专利中描述的基于规则的监测方法的全部或子集：授予Olson等人的、在1996年8月13日颁证的题为“用于诊断和治疗心律失常的基于优先规则的方法和装置”(“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FORDIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS)”的美国专利No.5,545,186；或授予Gillberg等人的、在1998年5月26日颁证的题为“用于诊断和治疗心律失常的基于优先规则的方法和装置”“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENTOF ARRHYTHMIAS”的美国专利No.5,755,736。授予Olson等人的美国专利No.5,545,186和授予Gillberg等人的美国专利No.5,755,736通过引用整体结合于此。然而，在其他示例中，还可由处理器970用其他心律失常检测方法。例如，可考虑附加于或替代于间期长度的、用于检测快速性心律失常的EGM形态。
一般而言，处理器970基于EGM(例如，EGM的R-R间期和/或形态)来检测可治疗的快速性心律失常(诸如，VF)，并且选择用于递送以终止快速性心律失常的治疗(诸如，指定幅度的除颤脉冲)。在递送治疗之前，快速性心律失常的检测可包括多个阶段或步骤，诸如：第一阶段(有时称为检测)，其中连续或接近的R-R间期的数量满足第一监测间期数量(NID)标准；第二阶段(有时称为确认)，其中连续或接近的R-R间期的数量满足第二更具限制性的NID标准。快速性心律失常检测还可包括在第二阶段之后或在第二阶段期间、基于EGM形态或其他传感器的确认。
在所示的示例中，IMD 916还包括峰检测模块980、波检测模块982和运动感测模块984。峰检测模块980和波检测模块982可经配置并提供归因于本文中的峰检测模块76和波检测模块78的功能。峰检测模块980可配置成确定特定信号的最大值。例如，峰检测模块980可配置成接收来自波检测模块982或处理器970的电信号，并且确定接收到的信号的最大值。在一些示例中，峰检测模块980可包括感测模块976的窄带通道，所述感测模块976配置成例如使用具有自动调节阈值的放大器来检测心脏电描记图信号中的R波、P波或T波。
一般而言，波检测模块982确定心脏去极化和复极化波上的起始和终止。波检测模块982可与先前描述的波检测模块(例如，波监测模块78以及图2中更准确地描述的波检测模块)类似。例如，波检测模块可包括低通滤波器、窗口模块、斜率模块、整流器模块、平滑模块和阈值检测模块。波检测模块982能以与本申请中先前所描述的波检测模块基本上类似的方式来执行。
峰检测模块980和波检测模块982可接收来自感测模块976(例如，来自感测模块的宽带通道)的心脏电描记图。在一些示例中，心脏电描记图可以是例如上腔静脉线圈766与壳体电极904之间的远场心脏电描记图。能以本文中参照体表ECG所描述的方式来使用远场心脏电描记图以便例如确定全局机电延迟。在一些示例中，心脏电描记图可以是壳体电极906与电极942、944、946和950中的任一个之间的单极心脏电描记图。可例如经由感测模块的宽带通道从感测模块976接收单极心脏电描记图，并且能以本文中参照局部心脏电描记图信号所描述的方式来使用此单极心脏电描记图以便例如确定局部机电延迟。
运动感测模块984可感测例如在一个或多个心脏部位处的心脏的机械收缩。运动感测模块984可电耦合至一个或多个传感器，所述一个或多个传感器生成总体上基于心脏收缩或运动而改变的信号，所述一个或多个传感器诸如，一个或多个加速度计、压力传感器、阻抗传感器或流量传感器。检测到的收缩可以是在特定位置处的心脏组织(例如，心室壁的特定部分)的收缩。
虽然在图13中，处理器970和波检测模块982被示出为分开的模块，但是处理器970和波检测模块982可被合并在单个处理单元中。波检测模块982及其部件中的任一个可以是由处理器970执行的部件或模块。
遥测模块978包括用于与另一设备(诸如，编程器924(图11))通信的任何合适的硬件、固件、软件或它们的任何组合。在一些示例中，编程器924可包括编程头，所述编程头邻近患者的身体并靠近IMD 916植入部位放置，并且在其他示例中，编程器924和IMD 916可配置成使用不需要使用编程头且不需要用户干预来维持通信链路的距离遥测算法和电路来通信。在处理器970的控制下，遥测模块978可借助于天线(其可以是内部的和/或外部的)从编程器924接收下行链路遥测并向编程器924发送上行链路遥测。在一些示例中，处理器970可将由感测模块976产生的心脏信号和/或由心音传感器982生成的信号传输至编程器924。处理器970还可生成并存储指示感测模块976或心音分析器980检测的不同的心脏事件的标记代码，并且将这些标记代码传输至编程器924。在以下美国专利中描述了具有标记通道能力的示例IMD：授予Markowitz的、在1983年2月15日颁证的题为“用于医疗设备的标记通道遥测系统”(“MARKER CHANNEL TELEMETRY SYSTEM FOR A MEDICAL DEVICE”的美国专利No.4,374,382，并且此美国专利通过引用整体结合于此。处理器可经由遥测模块978而传输至编程器924的信息还可包括：可治疗心律的指示和非可治疗心律的指示，其中基于EGM的指示指示了心律是可治疗的，而基于心音的指示指示了心律是非可治疗的。此类信息可被包括为具有EGM的标记通道的部分。
图15描绘的流程图公开了计算机实现的方法1100，所述方法1100在不使用基于阈值的检测算法的情况下来确定心脏去极化波的起始和/或终止。由于CRT可被优化，因此对去极化波的起始的检测是所期望的。作为说明，自动地确定CRT数据(诸如，q-LV时间和激动时间)，这在植入左心室引线时是有用的。例如，编程器可设置成自动地检查局部q-LV时间是否大于预定值(例如，90-100ms)如果局部q-LV时间大于预定值，则在编程器的图形用户界面上向用户(例如，医师或植入者)显示此局部q-LV时间，使得可适当地定位左心室引线。一般而言，与具有更短q-LV的部位形成对照，具有q-LV>90-100ms部位的部位对于LV引线植入是优选的。
方法1100的实现需要多个体表电极，诸如，围绕患者的躯干放置的ECG带或背心。在以下美国专利中描述了示例性ECG带或背心：2012年5月2日提交的、题为“评估心脏内激动模式和电不同步性”(“Assessing Intra-Cardiac Activation Patterns AndElectrical Dyssynchrony”并且转让给本发明的受让人的美国专利申请S/N.13/462,404，此美国专利申请的公开内容通过引用整体结合于此。在围绕患者的躯干固定背心或带之后，编程器被激活。可用于从植入的电极和表面电极获取信号的示例性编程器包括美敦力Carelink编程器型号2090和型号2290分析器或CARELINK ENCORETM。可在http:// manuals.medtronic.com/manuals/main/as/en/manual获得美敦力Vitatron参考手册CARELINK ENCORETM(2013)，其公开内容通过引用整体结合于此。
从距起搏电极最远距离的电极获取远场EGM、ECG或类ECG的信号。如果IMD被植入，则可产生远场信号的电极包括上腔静脉(SVC)电极脉冲发生器壳体(也称为“壳”)、右心室(RV)线圈壳等)。
方法1100开始于操作1102，在1102中，从多个体表电极获取基线心律，随后将此基线心律存储在存储器中。基线心律包括诸如心房波标记和心室波标记之类的基准。心房波标记与心房事件(例如，心房感测等)相关联，而心室波标记与心室事件(例如，心室感测)相关联。可在计算机(诸如，编程器)的图形用户界面上向用户显示每一个标记。
在框1104处，设置预先指定的窗口。预先指定的窗口可被限定为从心房标记延伸至心室标记，在图16A中，沿ECG信号示出了此窗口的示例。对于图16A，y轴以毫伏(mV)为单位，而x轴以毫秒(ms)为单位的时间。
随后，在框1106处，将低通滤波器应用于预先指定的窗口内的ECG信号。低通滤波器可以是具有15Hz、20Hz或在15Hz与20Hz之间的频率值的截止频率的贝塞尔滤波器。使从多个表面电极和/或与可植入医疗设备相关联的电极获取的(多个)信号通过低通滤波器，这使任何杂散的高频伪像或分量从远场类ECG的信号中去除。
在框1108处，使用图2中所描绘的模块96来确定窗口内的信号的经整流的斜率。可通过任何已知的方法来执行对信号的整流。在框1110处，确定时刻(t1)(在图16A中示出)，使得经整流的斜率超过经整流的斜率的最大值的10％。在框1112处，确定信号中的去极化波群的起始点。如图16B中所示，去极化信号的起始点需要确定预先指定的窗口内的信号的曲率半径。沿以曲率(曲率－mV)为单位的y轴和以毫秒时间为单位的x轴来标绘半径。用于标绘图16B的曲率半径方程被定义为r＝|y"|/(1+|y'|2)(3/2)，其中y"和y'分别是y的二阶导数和单阶导数。y是从表面电极和/或与植入的医疗设备相关联的电极获取的信号。可使用各种已知的方法来确定由y＝f(t)表示的信号的一阶和二阶导数。存储在存储器中的固件或其他计算机指令可确定y(t)的导数。例如，可通过重复地计算沿信号的两个不同点之间的斜率来确定一阶导数y’。可类似地计算二阶导数y”，但不使用y(t)，而使用沿y’曲线的不同的点。在另一实施例中，可使用像r≈|y”|/(1+|y’|2)的跟踪曲率的简化表达式，从计算的观点来看，这使计算更容易，从而消除了计算平方根的需求。简化的曲率方程r≈|y”|/(1+|y’|2)(由图16B中的虚线所示的半径)还可用于计算跟踪曲率的指数。
具体而言，算法沿曲线中点搜索半径以定位在指定宽度的窗口内且结束于最高峰或最低谷的最大曲率(在图16A-16B中示出)。仅为预先指定的窗口内的信号确定曲率半径。在涉及双相信号的一个或多个其他实施例中，此算法配置成搜索在预先指定的宽度的框口内且结束于最高峰或最低谷的最大曲率(无论最高峰与最低峰之间哪个在幅度上更大)。
如图16A-16B中所示，由与搜索窗口内的最大曲率相关联的点来标识去极化的起始。具体而言，起始点出现在从Vs-100ms至t1的窗口内的信号中的最大曲率处。信号中的最大曲率出现急剧的偏转存在的点处的最大值处，所述急剧的偏转指示类ECG信号上的去极化的起始。在确定了去极化的起始之后，用户可对可植入医疗设备作出合适的调整以优化CRT。虽然已将图15中所描述的技术应用于去极化的起始，但是相同的原理可应用于对复极化信号(诸如，T波)的起始的检测。当应用于复极化信号时，可获得用于调节CRT的Q-T间期的有用的数据。
方法1100中描述的稳定且可靠的算法利用来自用户的最少输入或操纵来检测QRS起始。此外，该算法可被并入到IMD(例如，CRT设备)中，以便标记无引线ECG或ECG或其他远场类ECG信号上的QRS波的起始。通过将此算法并入IMD中，可参照QRS波和/或T波的起始来使对电激动时间的测量自动化。
本公开中所描述的技术(包括归因于IMD波检测模块80、编程器24或各种构成部件的那些技术)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，可在一个或多个处理器内实现这些技术的各方面，所述一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、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(诸如，医师或患者编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)中的此类部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路”通常可单独地或与其他逻辑电路组合地指代前述的逻辑电路中的任一种、或任何其他等效电路。
此类硬件、软件、固件可实现在相同的设备中，或实现在分开的设备中以支持本公开中描述的各种操作和功能。此外，所描述的单元、模块或部件中的任一个可在一起实现，或分开地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由分开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分开的硬件或软件组件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件组件内。
存在可用于图15中所使用的预先指定的窗口的各种其他实施例。例如，预先指定的窗口可设置成开始于心房波标记，并且延伸某个时间长度或延伸至另一标记。在又一实施例中，预先指定的窗口可设置成开始于心室波标记，并且延伸某个时间长度或延伸至另一标记。
又一实施例涉及一种心脏起搏的系统，所述包括：
a)用于使用多个体表电极来确定基线心律的医疗设备处理器，所述基线心律包括心房标记和心室标记；
b)用于限定所述心房标记与所诉心室标记之间的预先指定的窗口的医疗设备处理器；
c)用于将低通滤波器应用于所述窗口内的信号的医疗设备处理器；
d)用于确定所述信号的经整流的斜率的医疗设备处理器；
e)用于确定所述经整流的斜率超过所述经整流的斜率的最大值的10％处的时刻(t1)的医疗设备处理器；以及
f)用于确定所述信号中的去极化波群的起始点的医疗设备处理器，其中起始点出现在从Vs-100ms至t1的所述窗口内的所述信号中的最大曲率处。
当在软件中实现时，归因于本公开中所描述的系统、设备和技术的功能可被具体为计算机可读介质上的指令，所述计算机可读介质诸如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性随机存取存储器(NVRAM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、闪存存储器、磁数据存储介质、光数据存储介质，等等。可执行这些指令以支持本公开中描述的功能的一个或多个方面。

Claims (10)

1.一种心脏起搏系统，包括：
a)用于使用多个体表电极来确定基线心律的处理装置，所述基线心律包括心房标记，和心室标记Vs，其中，所述心房标记和心房事件关联，并且所述心室标记和心室事件关联；
b)用于限定所述心房标记与所述心室标记之间的预先指定的窗口的处理装置；
c)用于将低通滤波器应用于所述窗口内的信号的处理装置；
d)用于确定所述信号的经整流的斜率的处理装置；
e)用于确定所述经整流的斜率超过所述经整流的斜率的最大值的10％处的时刻t1的处理装置；以及
f)用于确定信号中的去极化波群的起始点的处理设备，其中所述起始点出现在从Vs-100ms至t1的所述窗口内的所述信号中的最大曲率处。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，在不检测阈值的情况下执行对去极化的起始的自动检测。
3.如权利要求1-2中的任一项所述的系统，其特征在于，所述信号的曲率被定义为：
r＝|y"|/(1+|y'|2)(3/2)，其中y"和y'分别是表示所述信号的曲线y＝f(t)的二阶和单阶导数。
4.如权利要求1-2中的任一项所述的系统，其特征在于，可使用简化版本的曲率方程r≈|y"|/(1+|y'|2)来计算跟踪所述信号的曲率的指数而无需进行平方根的计算，其中，y＝f(t)是表示所述信号的曲线。
5.如权利要求1-2中的任一项所述的系统，其特征在于，所述最大曲率对应于表示所述信号的曲线中的剧烈的偏转，所述剧烈的偏转指示类ECG信号上的去极化的起始。
6.如权利要求1-2中的任一项所述的系统，其特征在于，进一步包括：
用于搜索在所述预先指定的窗口内且结束于最高峰或最低谷的最大曲率的处理装置。
7.如权利要求1-2中的任一项所述的系统，其特征在于，进一步包括：
用于通过低通滤波器来去除所述信号中的高频伪像的处理装置。
8.如权利要求1-2中的任一项所述的系统，其特征在于，进一步包括：
用于相对于CRT设备来标记信号上的QRS的起始的处理装置。
9.如权利要求8所述的系统，其特征在于，所述CRT设备包括无引线ECG和远场ECG设备。
10.如权利要求1-2中的任一项所述的系统，其特征在于，进一步包括：
用于使对相对于QRS的起始的电激动时间的测量自动化的处理装置。
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