CN106456979A - 膈神经刺激的非侵入式检测 - Google Patents

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CN106456979A CN201580025687.7A CN201580025687A CN106456979A CN 106456979 A CN106456979 A CN 106456979A CN 201580025687 A CN201580025687 A CN 201580025687A CN 106456979 A CN106456979 A CN 106456979A
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Abstract

本文描述了用于在心脏起搏治疗过程中非侵入式地检测膈神经刺激的系统、方法和图形用户界面。可以针对采用一种或多种功率配置的一个或多个电起搏向量来生成膈神经刺激信息。可以向用户显示所述膈神经刺激信息以用于对心脏起搏治疗进行配置和/或评估。

Description

膈神经刺激的非侵入式检测
相关申请的交叉引用
本申请要求于2014年3月20日提交并且题为“Non-Invasive Detection ofPhrenic Nerve Stimulation(膈神经刺激的非侵入式检测)”的美国专利申请序列号14/220,733的权益，所述申请通过引用以其全文结合在此。
背景技术
本公开在此涉及用于在心脏起搏治疗的递送过程中对膈神经刺激进行非侵入式检测的系统和方法。所述系统和方法可以在心脏起搏治疗过程中使用邻近患者的组织的多个电极来监测患者的电活动，并且可以使用所监测到的电活动来判定心脏起搏治疗是否正在刺激膈神经。
可以在用于对患者进行医学治疗的各种系统、装置和方法中使用心脏起搏电极。更具体地，心脏起搏电极可以邻近患者的组织(例如，心脏组织、皮肤等)或者与患者的组织相接触地定位以便使用各种不同的电起搏向量向患者递送心脏起搏治疗。用于心脏起搏治疗的一些电极和/或电起搏向量可能不经意地或无意中刺激患者的膈神经，例如引起不期望的隔膜运动、患者不适等。
膈神经刺激检测已经在于2012年5月17日提交并且题为“使用心音进行膈神经刺激检测(PHRENIC NERVE STIMULATION DETECTION USING HEART SOUNDS)”的美国专利申请公开号2012/0296388A1以及于2012年11月22日提交并且题为“使用心音进行膈神经刺激检测(PHRENIC NERVE STIMULATION DETECTION USING HEART SOUNDS)”的美国专利申请公开号2012/0296387A1中被公开，所述专利中的每个申请均通过引用以其全文结合在此。
发明内容
在此所描述的示例性系统和方法可以被配置成用于判定是否正在通过起搏治疗对患者的膈神经进行刺激(例如，无意中或不经意地刺激)。更具体地，所述示例性系统和方法可以在心脏起搏治疗过程中使用两个或更多个外部电极(例如，邻近患者躯干、与患者的皮肤相接触等)来监测电活动，并且可以基于监测到的电活动来确定正在对所述患者的膈神经进行刺激。
所述示例性系统和方法可以用于对多个不同的电起搏向量中的每个电起搏向量进行测试(例如，每个不同的电起搏向量可以使用一组不同的起搏电极)，并且可以向用户(例如，内科医师)指示哪些所述电起搏向量刺激所述患者的膈神经。进一步地，所述示例性系统和方法可以用于对每个不同的电起搏向量的多种不同的功率配置中的每种功率配置进行测试(例如，每种不同的功率配置可以使用不同的脉冲宽度、电压、脉冲数等)，并且可以向用户(例如，内科医师)指示每个电起搏向量的哪些所述功率配置刺激所述患者的膈神经。
在一个或多个实施例中，图形用户界面可以用于显示膈神经刺激信息，诸如例如对电起搏向量中的每个电起搏向量是否刺激患者的膈神经的指示、刺激膈神经的每个电起搏向量的功率配置等。所述示例性系统和方法可以在起搏装置(诸如，包括具有或携带起搏电极的一根或多根引线的可植入医疗设备)植入过程中使用。在起搏装置已经植入或应用于患者之后，所述示例性系统和方法还可以在随访检查过程中使用。
一种示例性非侵入式系统可以被配置成用于在使用对电起搏向量中的一个或多个电起搏向量进行限定的多个起搏电极中的一个或多个起搏电极的起搏治疗过程中检测膈神经刺激。所述示例性系统可以包括外部电极装置和耦合至所述外部电极装置的计算装置。所述外部电极装置可以包括被配置成邻近患者的组织定位的多个外部电极(例如，被配置成位于患者的前躯干)。所述计算装置可以被配置成用于：在使用一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量的起搏治疗的递送过程中使用所述多个外部电极中的两个或更多个外部电极对电活动进行监测(例如，在递送起搏脉冲之后的选择的时间段内进行监测，诸如例如，不小于等于250毫秒)；以及基于监测到的电活动判定所述患者的膈神经是否受到使用所述一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量所递送的所述起搏治疗的刺激。
在一个或多个实施例中，所述外部电极装置可以包括被配置成绕所述患者的躯干穿戴的条带和背心之一，并且所述多个外部电极可以耦合至所述条带或背心。
在一个或多个实施例中，判定所述患者的膈神经是否受到所述起搏治疗的刺激可以包括：将监测到的电活动的最大峰间振幅与阈值进行比较(例如，大于等于30毫伏、基于基线测量结果等)。
在一个或多个实施例中，判定所述患者的膈神经是否受到所述起搏治疗的刺激可以包括：如果来自选择的百分比的所述两个或更多个外部电极的监测到的电活动指示膈神经刺激，则确定所述患者的膈神经受到刺激，所述两个或更多个外部电极在起搏治疗的递送过程中用于监测电活动。
在一个或多个实施例中，所述系统可以包括显示装置。所述显示装置可以包括图形用户界面，所述图形用户界面被配置成用于呈现信息以用于帮助用户进行评估起搏治疗和配置起搏治疗中的至少一项。所述计算装置可以耦合至显示装置并且进一步被配置成用于在所述图形用户界面上显示针对所述一个或多个电起搏向量的膈神经刺激信息以用于帮助用户进行评估起搏治疗和配置起搏治疗中的至少一项。在至少一个实施例中，所述膈神经刺激信息邻近所述患者心脏的解剖(例如，所述患者心脏的血管解剖)的至少一部分的图形描绘被显示。
在一个或多个实施例中，使用一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量来递送起搏治疗可以包括：使用被配置为多种不同的功率配置中的每种功率配置的每个电起搏向量进行的起搏治疗的递送。在至少一个实施例中，所述计算装置可以进一步被配置成用于：在图形用户界面上显示至少针对所述一个或多个电起搏向量中的被确定为对所述患者的膈神经进行刺激的每个电起搏向量的功率配置信息。
一种示例性非侵入式方法可以被配置成用于在使用对电起搏向量中的一个或多个电起搏向量进行限定的多个起搏电极中的一个或多个起搏电极的起搏治疗过程中检测膈神经刺激。所述示例性方法可以包括：在使用一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量进行的起搏治疗的递送过程中使用多个外部电极中的两个或更多个外部电极对患者的电活动进行监测(例如，其中，所述多个外部电极邻近所述患者的组织定位)；以及基于监测到的电活动判定所述患者的膈神经是否受到使用所述一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量所递送的所述起搏治疗的刺激。在至少一个实施例中，所述方法可以进一步包括：在图形用户界面上显示针对所述一个或多个电起搏向量的膈神经刺激信息以用于帮助用户进行评估起搏治疗和配置起搏治疗中的至少一项。
一种示例性非侵入式系统可以被配置成用于在使用对电起搏向量中的一个或多个电起搏向量进行限定的多个起搏电极中的一个或多个起搏电极的起搏治疗过程中检测膈神经刺激。所述示例性系统可以包括：用于在使用一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量进行的起搏治疗的递送过程中对患者的电活动进行监测的电极装置；以及用于基于监测到的电活动判定所述患者的膈神经是否受到使用所述一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量所递送的所述起搏治疗的刺激的计算装置。在至少一个实施例中，所述系统可以进一步包括：用于在图形用户界面上显示针对所述一个或多个电起搏向量的膈神经刺激信息以用于帮助用户进行评估起搏治疗和配置起搏治疗中的至少一项的显示装置。
用于膈神经刺激检测的一种示例性电极条带或背心可以包括：被配置成位于患者的躯干前表面以及躯干后表面上的电极。所述示例性电极条带或背心可以用于在对应于给定起搏向量和起搏输出的左心室(LV)和/或双心室(BV)刺激过程中自动地检测膈神经刺激(PNS)。如果存在PNS，则由前部表面上的电极(例如，接近隔膜的电极)监测到的去极化波群可能由于伪像已经增大了振幅，所述伪像是由于、或者由在无PNS的LV和/或BV刺激过程中与由后部表面上的电极监测的去极化波群进行比较或者与相同电极进行比较的隔膜运动引起的。
用于检测膈神经刺激的示例性方法和系统可以是自动的或自动化的。例如，自动化例程可用于：针对给定的LV起搏向量和给定的起搏输出以较短房室延迟发起LV/BV起搏；在患者以给定姿势休息时的一个或多个心动周期过程中从每个ECG电极对去极化波群进行分割；提取所述去极化波群的峰间振幅；并且然后评估多少前部电极具有大于特定毫伏(mV)阈值的峰间振幅。例如，示例性mV阈值可以是约30mV，其可以指示附属于来自PNS的伪像的高度夸大的振幅(例如，通常的振幅可以是约10mV或更少的量级)。在至少一个实施例中，如果大于特定比例(例如，80％)的前部电极表现了夸大的振幅(例如，所述振幅超过阈值等)，则可以针对那个特定起搏向量和起搏输出来检测PNS。在一个或多个实施例中，可以对有关在给定输出上在给定起搏向量处PNS的存在/不存在的信息进行存储和/或显示。
进一步地，可以在对应于给定LV起搏向量的变化的起搏输出处执行对PNS的自动检测，并且还可以对与给定LV起搏向量相对应的发生PNS的最小输出存储/显示。此PNS信息可以结合其他信息(例如，阻抗、阈值、不同步信息、电池寿命信息、心脏改善信息等)一起使用以便帮助用户选择或决定用于起搏治疗的最佳LV起搏向量。进一步地，针对患者的不同休息姿势(例如，背卧、右侧躺、左侧躺等)可以重复对给定LV起搏向量的PNS的检测。另外，用于在植入之中和/或之后检测PNS的示例性自动化例程可以与用于LV夺获管理集成以便帮助用户标识或找到用于更好地影响患者响应的最佳起搏向量的自动化例程相结合。
在至少一个实施例中，不是查看峰间振幅的绝对值，而是可以将LV/BV刺激过程中峰间去极化振幅之比与基线节律(例如，所述基线节律不涉及左心室起搏)过程中峰间去极化振幅进行比较。如果当与基线值进行比较时大于特定比例(例如，80％)的前部电极表现了高比率(例如，大于5)，则可以针对LV/BV刺激来检测PNS。
以上内容并不意图描述本公开的每个实施例或每一个实现方式。通过参考以下的详细描述和权利要求书，结合附图，使其更加完整的理解变得清楚和为人所领会。
附图说明
图1是包括示例性可植入医疗设备(IMD)的示例性系统的简图。
图2A是图1的示例性IMD的简图。
图2B是布置在图2A的左心室中的电引线的远端的放大视图的简图。
图3A是示例性IMD(例如，图1至图2的IMD)的框图。
图3B是图1至图2的系统和设备采用的、用于提供三个感测信道和相应的起搏信道的示例性IMD(例如，可植入脉冲发生器)电路和相关联的引线的另一个框图。
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简图。
图5A至图5B是概念图，展示了用于测量躯干表面电势的示例性系统。
图6是标识最佳电载体的示例性方法的框图。
图7是示例性图形用户界面，描绘了针对多个电极的心脏改善信息的表。
图8是另一示例性图形用户界面，描绘了针对多个电极的心脏改善信息的表。
图9是示例性图形用户界面，描绘了针对多个电极载体的寿命信息的表。
图10是示例性图形用户界面，描绘了针对多个电载体的寿命信息、膈神经刺激、和心脏改善信息的表。
图11是示例性图形用户界面，描绘了邻近引线的电极而描绘的引线对和心脏改善信息和寿命信息的图形表示。
图12是示例性图形用户界面，描绘了被配置成用于帮助用户将可植入电极引导至患者的心脏区域以供心脏治疗的血管解剖。
图13是示例性图形用户界面，描绘了包括其上标测有激动时间、被配置成用于帮助用户将可植入电极引导至患者的心脏区域以供心脏治疗的人体心脏。
图14是检测膈神经刺激的示例性方法的框图。
图15是使用耦合至未正在经历膈神经刺激的患者的多个外部电极随时间监测到的电信号的图形。
图16是使用耦合至正在经历膈神经刺激的患者的多个外部电极随时间监测到的电信号的图形。
图17描绘了未正在经历膈神经刺激的患者的电活动的图形表示。
图18描绘了正在经历膈神经刺激的患者的电活动的图形表示。
图19描绘了正在经历膈神经刺激和未正在经历膈神经刺激的患者的电活动的图形表示。
具体实施方式
在以下的说明性实施例的详细说明中，参考形成详细说明的一部分的附图，并且通过图解的方式示出可以实践的具体实施例。应当理解的是，在不脱离(例如，仍然落入)由此呈现的本公开的范围的情况下，可以利用其他实施例并且可以作出结构改变。
将参照图1至图19对示例性系统、方法和接口进行描述。对于本领域技术人员将明显的是，来自一个实施例中的元件或过程可以结合其他实施例的元件或过程来使用，并且使用在此阐明的特征的组合的这类方法、装置和系统的可能实施例并不限于图中所示的和/或在此所描述的具体实施例。进一步地，将认识到，在此描述的实施例可以包括不一定按比例示出的许多元件。再进一步地，将认识到，可以对在此的这些过程的时序以及各种元件的大小和形状进行修改，但是仍然落入本公开的范围内，尽管某些时序、元件的一个或多个形状和/或大小或类型可能比其他的更为有利。
如在此描述的，各种示例性系统、方法和接口可以利用被配置成用于从患者的组织(例如，患者的躯干周围的皮肤)感测一个或多个电信号(例如，去极化波群等)和/或向患者的组织(例如，患者的心脏组织)递送治疗的电极。例如，被配置成用于感测的外部电极可以位于患者躯干的皮肤上。进一步地，例如，被配置成用于递送起搏治疗的电极可以被包括作为可植入医疗设备(IMD)的一部分，并且位于一根或多根引线上，这些引线被配置成邻近患者心脏的一个或多个部分定位。
可以通过包括和/或耦合至一个或多个感测电极的一个或多个(例如，两个或更多个、多个等)系统、装置、接口和设备来利用并实现在此描述的示例性方法和过程。另外，示例性方法和过程可以结合在此参考图1至图3描述的示例性治疗系统10来使用。进一步地，示例性方法和过程可以使用包括如在此参考图5A至图5B描述的空间电极阵列的示例性系统100以便感测患者的一个或多个电信号。虽然在此仅描述并描绘了治疗系统10和感测系统100，但应理解的是，可以通过包括能够对来自一个或多个电极的信号进行分析的计算装置的任何系统来使用示例性方法和过程。计算装置例如可以位于外部计算机或编程器中，可以位于IMD中，或者可以位于附接至网络的服务器中。
图1是概念图，展示了可以用于向患者14递送起搏治疗的示例性治疗系统10。患者14可以但并不必须是人。治疗系统10可以包括可以耦合至引线18、20、22和/或编程器24的可植入医疗设备16(IMD)。IMD 16可以是例如可植入起搏器、复律器、和/或除颤器，经由耦合至引线18、20、22中的一根或多根的电极向患者14的心脏12提供电信号。
引线18、20、22伸入患者14的心脏12以便感测心脏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延伸通过一个或多个静脉(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延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并进入冠状窦30至邻近心脏12的左心室32的游离壁的区域(在其他实施例中，LV引线20可以放置在LV心内膜中)。右心房(RA)引线22延伸通过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。
IMD 16可以经由耦合至引线18、20、22中的至少一根引线的电极而除了别的以外感测伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号。IMD 16可以被配置成用于基于心脏12内感测到的电信号来向心脏12提供起搏治疗(例如，起搏脉冲)。进一步地，IMD 16可以可操作用于调节与起搏治疗相关联的一个或多个参数，诸如例如，AV延迟和其他各种计时、脉冲宽度、振幅、电压、突发长度等。进一步地，IMD 16可以可操作用于使用各种电极配置来递送起搏治疗，这些电极配置可以是单极的、双极的、四极的或其他多极的。例如，多极引线可以包括可用于递送起搏治疗的若干电极。因此，多极引线系统可以向起搏提供或给予多个电载体。起搏向量可以包括至少一个阴极，所述至少一个阴极可以是位于至少一根引线上的至少一个电极；以及至少一个阳极，所述至少一个阳极可以是位于至少一根引线(例如，同一根引线或不相同的引线)上和/或在所述IMD的壳体或罐上的至少一个电极。而由于起搏治疗引起的心脏功能的改善可以主要取决于阴极，但如阻抗、起搏阈值电压、漏电流、寿命等电参数可以更依赖于包括阴极和阳极两者的起搏向量。IMD 16还可以经由位于引线18、20、22中至少一根引线上的电极提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。进一步地，IMD 16可以检测心脏12的心律不齐，如心室28、32的纤维性颤动，并且向心脏12递送电脉冲形式的除颤治疗。在一些示例中，IMD 16可以被编程为用于递送治疗进度(例如，具有增大的能量水平的脉冲)直至心脏12的纤颤停止为止。
在一些示例中，可以是手持式计算设备或计算机工作站的编程器24可以由用户(诸如内科医师、技术员、其他临床医师、和/或患者)使用以便与IMD 16进行通信(例如，对IMD 16进行编程)。例如，用户可以与编程器24进行交互以便检索有关针对一个或多个电起搏向量的膈神经刺激信息的信息(例如，一个或多个电起搏向量是否刺激膈神经、一个或多个电起搏向量刺激膈神经的功率配置等)、针对一个或多个电极的心脏改善信息(例如，不同步信息等)、和寿命信息(例如，夺获阈值信息、阻抗值等)。另外，用户可以与编程器24进行交互以便选择一个或多个电载体以用于例如递送治疗。进一步地，用户可以与编程器24进行交互以便对涉及与IMD 16和/或同此一起递送的起搏治疗相关联的一个或多个检测到的或指示的故障的信息进行检索。例如，位于IMD 16和编程器24之一中或两者中的计算装置可以被配置成用于从一个或多个电极分析或评估信号从而选择一个或多个电极并标识一个或多个最佳电载体。IMD 16和编程器24可以使用本领域已知的任何技术经由无线通信进行通信。通信技术的示例可以包括例如低频或射频(RF)遥测术，但还考虑了其他技术。
图2A是概念图，更详细地展示了图1的治疗系统10的IMD 16和引线18、20、22。引线18、20、22可以经由连接器块34电耦合至治疗的递送模块(例如，用于使用一个或多个电极进行起搏治疗的递送)、感测模块(例如，用于从一个或多个电极感测一个或多个信号)、和/或IMD 16的任何其他模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可以包括电触头，所述电触头电耦合至IMD 16的连接器块34内的各自的电触头。此外，在一些示例中，引线18、20、22可以借助于固定螺钉、连接销或另一种适当的机械耦合机构机械地耦合至连接器块34。
引线18、20、22中的每根引线包括细长的绝缘引线体，所述引线体可以携带通过隔离件(例如管状绝缘鞘)而彼此分隔开的多个导体(例如，同心盘绕导体、直导体等)。在展示的示例中，双极电极40、42邻近引线18的远端定位。此外，双极电极44、45、46、47邻近引线20的远端附近，并且双极电极48、50位于引线22的远端定位。
电极40、44、45、46、47、48可以采取环形电极的形式，并且电极42、50可以采取分别可回缩地安装在绝缘电极头52、54、56内的可延长的螺旋尖端电极的形式。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的每根引线可以电耦合至其相关联的引线18、20、22的引线体内的导体中的对应导体(例如，螺旋的和/或直的)，并且由此耦合至引线18、20、22的近端的电触头中的对应电触头。
在至少一个实施例中，电极44、45、46、47可以具有约5.3mm2到约5.8mm2的电极表面积。电极44、45、46和47还可以分别被称为LV1、LV2、LV3和LV4。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、左心室4(LV4)47等)可按可变的距离间隔开。例如，电极44可以与电极45距离例如约21毫米(mm)，电极45、46可以彼此间隔例如约1.3mm至约1.5mm的距离，并且电极46、47可以彼此间隔例如20mm至约21mm的距离。
电极40、42、44、45、46、47、48、50可以进一步用于感测随着心脏12的去极化和复极化出现的电信号(例如，电描记图(EGM)内的形态波形)。感测到的电信号可以用于确定电极40、42、44、45、46、47、48、50中的哪些电极在改善心脏功能方面最有效。电信号经由相应的引线18、20、22而传导至IMD 16。在一些示例中，IMD 16还可以经由电极40、42、44、45、46、47、48、50递送起搏脉冲以便引起患者的心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，如图2A展示的，IMD 16包括一个或多个壳电极(如壳电极58)，所述一个或多个壳电极可以与IMD16的壳60(例如，气密壳)的外表面一体形成或者以其他方式耦合至壳60。电极40、42、44、45、46、47、48和50中的任一个电极可以用于单极起搏或与壳电极58相组合的感测。换言之，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个电极可以结合使用以形成电起搏向量，例如可以用于向患者的心脏递送起搏治疗的起搏向量。本领域技术人员所通常理解的是还可选择其他电极来限定或用于起搏和感测载体。进一步地，不用于递送起搏治疗的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个电极可以用于在起搏治疗过程中感测电活动。
如参照图3A至图3B进一步详细描述的，壳60可以围住治疗的递送模块，所述治疗的递送模块可以包括用于产生心脏起搏脉冲和除颤或心脏复律电击的刺激发生器、以及用于监测患者的心率的感测模块。引线18、20、22还可以分别包括可以采取线圈形式的细长电极62、64、66。IMD 16可以经由细长电极62、64、66与壳电极58的任何组合来向心脏12递送除颤电击。电极58、62、64、66还可以用于向心脏12递送心脏复律脉冲。进一步地，电极62、64、66可以由任何适当的电传导材料制成，诸如但不限于铂、铂合金、和/或已知可用于可植入除颤电极的其他材料。由于电极62、64、66通常不被配置成用于递送起搏治疗，因此电极62、64、66中的任一个电极可以用于感测电活动(例如，用于确定电极有效性、用于分析起搏治疗有效性等)，并且可以与电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个电极结合使用。在至少一个实施例中，RV细长电极62可以用于在起搏治疗的递送过程中感测患者心脏的电活动(例如，结合形成RV细长线圈的壳电极58，或除颤电极到壳电极载体)。
图1至图2中展示的示例性治疗系统10的配置仅是一个示例。在其他示例中，取代或除了图1展示的经静脉引线18、20、22之外，所述治疗系统可以包括心外膜引线和/或片电极。进一步地，在一个或多个实施例中，IMD 16不需要植入患者14内。例如，IMD 16可以经由延伸穿过患者14的皮肤至心脏12内或外的多个位置的经皮引线向心脏12递送各种心脏治疗。在一个或多个实施例中，系统10可以利用无线起搏(例如，使用经由超声、电感耦合、RF等的向(多个)心脏内起搏部件的能量传输)，并且使用罐/壳和/或皮下引线上的电极感测心脏活动。
在向心脏12提供电刺激治疗的治疗系统的其他示例中，这类治疗系统可以包括耦合至IMD 16的任何适当数量的引线，并且这些引线中的每根引线可以延伸至心脏12内或附近的任何位置。例如，治疗系统的其他示例可以包括如图1至图2展示的被定位的三根经静脉引线。再进一步地，其他治疗系统可以包括从IMD 16延伸进入右心房26或右心室28的单根引线，或延伸分别进入右心房26和右心室28的两根引线。
图3A是IMD 16的一种示例性配置的功能框图。如所示的，IMD 16可以包括控制模块81、治疗的递送模块84(例如，可以包括刺激发生器)、感测模块86和电源90。
控制模块81可以包括处理器80、存储器82和遥测模块88。存储器82可以包括计算机可读指令，当例如由处理器80执行这些指令时使IMD 16和/或控制模块81执行在此描述的附属于IMD 16和/或控制模块81的各种功能。进一步地，存储器82可以包括任何易失性介质、非易失性介质、磁介质、光介质和/或电介质，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。示例性夺获管理模块可以是在于2010年3月23日发布的并且题为“LV阈值测量和夺获管理(LV THRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT)”的美国专利号7,684,863中描述的左心室夺获管理(LVCM)模块，所述专利通过引用以其全文结合在此。
控制模块81的处理器80可以包括微处理器、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)和/或等效离散或集成逻辑电路中的任何一项或多项。在一些示例中，处理器80可以包括多个部件，诸如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、以及其他离散或集成逻辑电路的任何组合。归属于在此的处理器80的功能可以被具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。
控制模块81可以用于根据可以存储在存储器82中的选择的一个或多个程序、使用在此描述的示例性方法和/或过程来确定电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的有效性。进一步地，控制模块81可以根据可以存储在存储器82中的选择的一个或多个治疗程序来控制治疗的递送模块84向心脏12递送治疗(例如，电刺激治疗，诸如起搏)。更具体地，控制模块81(例如，处理器80)可以控制由治疗的递送模块84递送的电刺激的各种参数，诸如例如AV延迟、起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、频率，或电极的极性等，其可以由一个或多个选择的治疗程序指定(例如，膈神经刺激检测程序、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)。如所示的，治疗的递送模块84例如经由各自的引线18、20、22的导体、或者在壳电极58的情况下经由布置在IMD 16的壳60内的电导体而电耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。治疗的递送模块84可以被配置成用于使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极产生并向心脏12递送电刺激治疗，诸如起搏治疗。
例如，治疗的递送模块84可以经由分别耦合至引线18、20、22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或引线18、22的螺旋尖端电极42、50来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。进一步地，例如，治疗的递送模块84可以经由电极58、62、64、66中的至少两个电极而向心脏12递送除颤电击。在一些示例中，治疗的递送模块84可以被配置成用于递送起搏、心脏复律、或电脉冲形式的除颤刺激。在其他示例中，治疗的递送模块84可以被配置成用于递送处于其他信号形式(诸如正弦波、方波和/或其他基本上连续的时间信号)的这些刺激类型的一种或多种。
IMD 16可以进一步包括开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可以使用开关模块85以便例如经由数据/地址总线来选择哪些可用电极是用于递送治疗的(诸如用于起搏治疗的起搏脉冲)，或者哪些可用电极是用于感测的。开关模块85可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测模块86和/或治疗的递送模块84选择性地耦合至一个或多个选择的电极的任何其他类型的切换设备。更具体地，所述治疗的递送模块84可以包括多个起搏输出电路。所述多个起搏输出电路中的每个起搏输出电路可以例如使用开关模块85选择性地耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极(例如，用于向起搏向量递送治疗的一对电极)。换言之，每个电极可使用切换模块85选择性地耦合至治疗的递送模块的起搏输出电路之一。
感测模块86耦合(例如，电耦合)至感测装置，其在附加的感测装置中可以包括电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66以便监测心脏12的电活动，例如，心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号等。ECG/EGM信号可以用于标识电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的每个电极的有效性(例如，通过由控制模块81、编程器24等对信号进行监测或测量以供分析)。进一步地，ECG/EGM信号可以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)、心率震荡(HRT)、减速/加速能力、减速序列发生率、T波交替(TWA)、P波到P波的间期(亦被称为P-P间期或A-A间期)、R波到R波的间期(亦被称为R-R间期或V-V间期)、P波到QRS波群的间期(亦被称为P-R间期、A-V间期或P-Q间期)、QRS波群的形态、ST段(即连接QRS波群和T波的段)、T波改变、QT间期、电载体等。
开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以便选择可使用或使能哪些可用电极以感测例如患者心脏的电活动(例如，患者心脏的一个或多个感测电载体可以使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何组合)。同样地，切换模块85还可以与感测模块86一起使用，以便选择不使用(例如，禁用)哪些可用电极以感测例如患者心脏的电活动。在一些示例中，控制模块81可以经由感测模块86内的切换模块选择作用为感测电极的电极，例如，通过经由数据/地址总线提供信号。
在一些示例中，感测模块86包括信道，所述信道包括具有比R波或P波放大器相对较宽的通带的放大器。可以向多路复用器提供来自选择的感测电极的信号，并且之后由模数转换器转换成多位数字信号而例如作为电描记图(EGM)存储在存储器82中。在一些示例中，可以在直接存储器存取电路的控制下将这种EGM存储在存储器82中。控制模块81(例如，使用处理器80)可以利用数字信号分析技术来表征存储于存储器82中的数字化信号并且来分析EGM信号的一种或多种形态波形以便确定起搏治疗有效性等。例如，处理器80可以被配置成用于确定或者获得在患者心脏的多个电载体之一内的一种或多种感测到的形态波形的一个或多个特征，并且将所述一个或多个特征存储于存储器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可以作为中断驱动设备进行操作，并且可以响应于起搏器计时和控制模块的中断，其中，这些中断可以对应于感测到的P波和R波的出现以及心脏起搏脉冲的产生。可以由处理器80执行任何需要的数学计算，并且在这类中断之后可以发生由起搏器计时和控制模块控制的值或间期的任何更新。一部分存储器82可以被配置为多个再循环缓冲器，能够保留一个或多个系列的测量间期，这些测量间期可以由例如处理器80响应于起搏或感测中断的发生而被分析以便判定是否患者的心脏12目前正在表现出任何心律不齐(例如，心房或心室快速性心律失常)。
控制模块81的遥测模块88可以包括用于与诸如编程器24(如在此关于图1描述的)的另一个设备进行通信的任何适当的硬件、固件、软件或其任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可以借助于可以是内部和/或外部的天线来接收编程器24的下行遥测并向编程器发送上行遥测。例如经由地址/数据总线，处理器80可以提供待向编程器24向上传输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可以经由多路复用器向处理器80提供所接收的数据。
IMD 16的各种部件进一步耦合至电源90，所述电源可以包括可再充电电池或不可再充电电池。可以选择不可再充电电池以持续数年，而可再充电电池可以例如每天或每周从外部设备进行充电(例如，感应充电)。
图3B是IMD 16的功能框图的另一个实施例。图3B描绘了双极RA引线22、双极RV引线18和双极LV CS引线20，其没有LA CS起搏/感测电极并与可植入脉冲发生器(IPG)电路31耦合，所述可植入脉冲发生器电路具有可编程模式以及双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路91可以间接耦合至计时电路83，并且经由数据和控制总线耦合至微型计算机电路33。在通常被分为微型计算机电路33和起搏电路21的功能框图中展示了IPG电路31。起搏电路21包括数字控制器/计时器电路83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发器41、活动传感器电路35以及在下文描述的多个其他电路和部件。
晶体振荡器电路89为所述起搏电路21提供基本计时时钟，而电池29提供动力。上电复位电路87可以响应于电路与所述电池的初始连接以用于限定初始操作条件，并且类似地响应于低电池电量的检测可以重置设备的运行状态。参考模式电路37可以为起搏电路21内的模拟电路产生稳定的电压基准和电流，而模数转换器ADC和复用器电路39可以将模拟信号和电压数字化以便提供对从感测放大器55接收的心脏信号的实时遥测以用于经由RF发送器和接收器电路41进行的上行链路传输。
如果将IPG电路31编程至一种速率响应模式，则由一个或多个生理传感器输出的信号可以被用作速率控制参数(RCP)以便得出生理逸搏间期。例如，在描绘的、示例性IPG电路31中，可以与患者活动传感器(PAS)电路35中发展的患者的活动水平成比例地调节逸搏间期。患者活动传感器27可以耦合至IPG壳，并且可以采取压电晶体换能器的形式，并且其输出信号可以被处理并用作RCP。传感器27响应于所感测的物理活动可以生成电信号，所述电信号由活动电路35进行处理并且被提供给数字控制器/计时器电路83。活动电路35和相关联传感器27可以对应于在1991年10月1日发布的并且题为“用于在脉冲发生器中植入活动感测的方法和装置(METHOD AND APPARATUS FOR IMPLEMENTING ACTIVITY SENSING INA PULSE GENERATOR)”的美国专利号5,052,388以及在1984年1月31日发布的并且题为“速率自适应起搏器(RATE ADAPTIVE PACER)”的美国专利号4,428,378中公开的电路，所述专利中的每者通过引用以其全文结合在此。类似地，在此描述的示例性系统、装置和方法可以结合交替类型的传感器来实践，诸如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器等。可替代地，QT时间可以用作速率指示参数。类似地，在此描述的示例性实施例还可以在非速率响应起搏器中实践。
通过遥测天线57和相关联的RF收发器41可以完成向外部编程器或者从所述外部编程器的数据传输，可以用于解调接收到的下行链路遥测并且用于传输上行链路遥测两者。上行链路遥测能力典型地可以包括传输所存储的数字信息的能力，这些数字信息诸如例如操作模式和参数、EGM直方图和其他事件，以及心房和/或心室电活动的实时EGM以及指示心房和心室中所感测和起搏的去极化的发生的标记通道脉冲。
微型计算机电路33可以包含或包括微处理器80和相关联的系统时钟以及分别在处理器上的RAM芯片82A和ROM芯片82B。此外，微型计算机电路33包括用于提供附加存储器容量的单独RAM/ROM芯片82C。微处理器80通常可以以降低功耗的模式来运行，并且可以是中断驱动的。例如，微处理器80可以响应于限定的中断事件而被唤醒，这些事件可以包括由数字计时器/控制器电路83中的计时器生成的A触发、RV触发、LV触发信号、以及由感测放大器电路55生成的A事件、RV事件和LV事件信号等。通过来自编程参数值和运行模式的数据和控制总线，可以由微型计算机电路33来控制由数字控制器/计时器电路83超时的间期和延迟的特定值。此外，如果进行编程以用作频率反应式起搏器，则可以例如每一个周期或每两秒提供一个计时中断，以便允许微处理器分析活动传感器数据并更新基本A-A、V-A或V-V逸搏间期，如可应用的。此外，微处理器80还可以用于限定可变的、可操作的AV延迟间期以及递送至每个心室的能量。
在一个实施例中，微处理器80是被适配成用于以常规方式取得并执行存储在RAM/ROM单元82中的指令的定制微处理器。然而，考虑到的是，其他实现方式可以适用于实践本公开。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器、或者定制的专用硬接线逻辑或状态机型电路可以执行微处理器80的功能。
数字控制器/计时器电路83可以在微型计算机33的一般控制下进行操作以便控制起搏电路21内的计时和其他功能，并且可以包括一组计时和相关联逻辑电路。所描绘的计时电路包括URI/LRI计时器83A、V-V延迟计时器83B、用于对过去的V-事件到V-事件间期或V-事件到A-事件间期或V-V传导间期进行计时的固有间期计时器83C、用于对A-A、V-A和/或V-V起搏逸搏间期进行计时的逸搏间期计时器83D、用于对来自先前的A-事件或A-触发的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行计时的AV延迟间期计时器83E、用于对后心室时间周期进行计时的后心室计时器83F、以及日期/时间时钟83G。
AV延迟间期计时器83E可以加载有用于一个心室腔的适当的延迟间期(例如，A-RVp延迟或者A-LVp延迟)以便从先前的起搏A或事件A超时启动。间期计时器83E可以触发起搏刺激递送，并且可以是基于一个或多个之前的心动周期(或者根据为给定患者从经验推导的数据集)。
事件后计时器83F可以被配置成用于使RV事件、LV事件、RV触发、或LV触发之后的后心室时间周期以及A事件或A触发之后的后心房时间周期超时。事件后时间周期的持续时间还可以选择作为微型计算机33中存储的可编程参数。后心室时间周期包括PVARP、后心房心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、后心室心房消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，尽管可至少部分地取决于在起搏引擎中采用的操作电路来适合地限定其他时期。后心房时间周期包括心房不应期(ARP)(在其过程中为了重置任何AV延迟的目的而忽略A事件)以及心房消隐期(ABP)(在其过程中禁用心房感测)。应注意到，后心房时间周期和AV延迟的开始可与每个A-事件或A-触发的开始或结束大致同时开始，或者在A-触发的情况下，可以在A-触发之后的A-起搏结束时。类似地，后心室时间周期和V-A逸搏间期的开始可以与V-事件或V-触发的开始或结束大致同时开始，或者在V-触发的情况下，是在V-触发之后的V-起搏结束时。微处理器80还可以可选地计算AV延迟、后心室时间周期、以及后心房时间周期，这些AV延迟、后心室时间周期、以及后心房时间周期随着响应于多个RCP和/或与固有心房速率建立的基于传感器的逸搏间期而改变。
输出放大器电路51可以包括RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器，如果提供的话)、RV起搏脉冲发生器、以及LV起搏脉冲发生器。为了触发RV-起搏或LV-起搏脉冲的产生，数字控制器/计时器电路83在由AV延迟间期计时器83E(或V-V延迟计时器83B)提供的A-RVp延迟超时(在RV预刺激的情况下)时产生RV-触发信号或者在A-LVp延迟超时(在LV预刺激的情况下)时产生LV-触发。类似地，在由逸搏间期计时器83D计时的V-A逸搏间期结束时，数字控制器/计时器电路83产生触发起搏RA脉冲的输出的RA触发信号(或触发LA起搏脉冲的输出的LA触发信号，如果提供的话)。
输出放大器电路51可以包括用于耦合从引线导体中选择的起搏电极对和IND_CAN电极20至RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器，如果提供的话)、RV起搏脉冲发生器以及LV起搏脉冲发生器的切换电路。起搏/感测电极对选择和控制电路53可以选择待与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器耦合的引线导体和相关联的起搏电极对以用于完成RA、LA、RV以及LV起搏。
感测放大器电路55可以包括感测放大器，诸如例如，可以用于放大由心脏去极化波阵面的通道穿过感测电极对生成的压差信号的高阻抗P波和R波感测放大器。高阻抗感测放大器可以进一步使用高增益来放大低振幅信号，并且可以依赖于通带滤波器、时域滤波、以及振幅阈值比较，以便从背景电噪声中区分P波或R波。数字控制器/计时器电路83可以进一步控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
感测放大器可以典型地在向所述起搏系统的任何起搏电极传递起搏脉冲之前、之中和之后的消隐期过程中与所述感测电极解耦合以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55可以包括用于在ABP、PVABP和VBP过程中使引线导体的选择的对和IND-CAN电极20与RA感测放大器(和LA感测放大器，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器的输入解耦合的消隐电路。感测放大器电路55还可以包括用于使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，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器的切换电路。再次，感测电极选择和控制电路53可以选择待与输出放大器电路51和感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器耦合的导体和相关联的感测电极对以用于沿着所期望的单级和双极感测载体完成RA、LA、RV和LV感测。
由A感测放大器感测到的A-感测信号中的右心房去极化或P波产生传送至数字控制器/计时器电路83的RA-事件信号。类似地，LA感测信号中的左心房去极化或P波可以由LA感测放大器(如果提供的话)感测，并且可以产生传送至数字控制器/计时器电路83的LA-事件信号。由心室感测放大器感测到的RV-感测信号中的心室去极化或R波产生传送至数字控制器/计时器电路83的RV-事件信号。类似地，由心室感测放大器感测到的LV-感测信号中的心室去极化或R波产生传送至数字控制器/计时器电路83的LV-事件信号。RV-事件、LV-事件、RA-事件、和/或LA-事件信号可以是应答的或非应答的，并且可不利地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而非真的R波或P波。
如在此描述的，各种示例性系统、方法、以及界面可以被配置成用于使用电极装置(包括外部电极、成像装置、显示装置、和/或计算装置)以便非侵入式地帮助用户(例如，内科医师)评估起搏治疗、配置起搏治疗、选择邻近患者心脏的用于一个或多个可植入电极的一个或多个位置(例如，植入位点区)、和/或将一个或多个可植入电极引导至一个或多个选择的位置。图4中描绘了包括电极装置110、成像装置120、显示装置130、以及计算装置140的示例性系统100。
如所示的电极装置110包括结合或包括在围绕患者14的胸部、或躯干而缠绕的条带内的多个电极。电极装置110可操作地耦合至计算装置140(例如，通过一个或多个有线电连接、以无线方式等)以便从所述电极中的每个电极向计算装置140提供电信号以供分析。示例性电极装置可以在2013年12月9日提交的并且标题为“生物电传感器设备和方法(Bioelectric Sensor Device and Methods)”的美国临时专利申请号61/913,759(卷号C00006744.USP1(134.0793 0160))中描述，所述申请通过引用以其全文结合在此。进一步地，将参照图5A至图5B更详细地描述示例性电极装置110。
成像装置120可以是被配置成以非侵入式方式对患者的至少一部分进行成像、或者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，成像装置120可以不使用可以位于患者体内的任何部件或零件来提供患者的至少一部分的图像，除了非侵入式工具(诸如造影溶液)之外。应当理解的是，在此描述的示例性系统、方法和接口可以非侵入式地帮助用户(例如，内科医师)测试起搏治疗是否刺激了患者的膈神经，评估起搏治疗，配置起搏治疗，选择邻近患者心脏的位置用于可植入电极，并且将可植入电极植入或引导至患者体内，例如患者心脏附近。
另外，所述示例性系统、方法、和界面可以提供可以用于在患者体内为包括电极的引线、无引线电极、无线电极、导管等引导的图像引导的引导。进一步地，尽管在此参照患者的心脏描述了所述示例性系统、方法和界面，但是应当理解的是，所述示例性系统、方法、和界面可以应用于患者身体的任何其他部分。
成像装置120可以被配置成用于夺获或获取患者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可以(例如，通过一个或多个有线电连接件、以无线方式等)可操作地耦合至计算装置140，从而使得由成像装置120夺获的图像可以传输至计算装置140。进一步地，计算装置140可以被配置成用于控制成像装置120以便例如配置成像装置120来夺获图像、改变成像装置120的一个或多个设置等。
将认识到的是，虽然如图4所示的成像装置120可以被配置成用于夺获x射线图像，任何其他替代性成像模式也可以由在此描述的示例性系统、方法、以及界面使用。例如，成像装置120可以被配置成用于使用以下方式来夺获图像、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)、多切片计算机断层扫描(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、手术中CT、手术中MRI等。进一步地，应当理解的是，成像装置120可以被配置成用于夺获多张连续的图像(例如，连续地)以便提供视频帧数据。换言之，通过使用成像装置120随时间所获取的多幅图像可以提供视频、或电影、数据。另外，所述图像还可以在二维、三维或四维中获得并显示。以更先进的形式，心脏或身体的其他区域的四维表面再现还可以通过结合来自寰椎标测图或来自通过MRI、CT或超声心动描记术模式夺获的术前图像数据的心脏数据或其他软组织数据实现。来自混合模式(诸如与CT结合的正电子发射断层成像术(PET)或与CT结合的单光子发射计算机断层成象术(SPECT))的图像数据集还可提供叠加到组织数据上以便用于到达心脏或其他感兴趣区域内的目标位置的功能图像数据。
显示装置130和计算装置140可以被配置成用于显示和分析使用电极装置110和成像装置120收集或采集的数据(诸如例如，膈神经刺激信息(例如，是否每个电起搏向量刺激了患者的膈神经、每个电起搏向量刺激患者的膈神经的是什么功率配置、起搏治疗之后和/或之中有关患者表面电势的电活动数据等)、替代电激动数据、图像数据、机械运动数据等)以便非侵入式地帮助用户评估/配置起搏治疗并选择位置以用于可植入电极的植入。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、或者平板计算机。计算装置140可以被配置成用于从输入装置142接收输入并且向显示装置130传输输出。进一步地，计算装置140可以包括数据存储装置，所述数据存储装置可以允许访问处理程序或例程和/或一个或多个其他类型的数据，例如，用于驱动被配置成用于非侵入式地辅助用户的图形用户界面。
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以便例如向或从输入装置142和显示装置130中的每个装置传输数据。例如，计算装置140可以例如使用模拟电连接、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电耦合至输入装置142和显示装置130中的每个装置上。如在此进一步描述的，用户可以向输入装置142提供输入，以便如在此进一步描述地操纵或修改包括膈神经刺激信息、显示装置130上所显示的一个或多个图形描绘的信息从而查看和/或选择患者心脏的一部分的一个或多个目标或候选位置。
尽管如所描绘的输入装置142是键盘，但是应当理解的是，输入装置142可以包括能够向计算装置140提供输入以便执行在此描述的功能、方法、和/或逻辑的任何装置。例如，输入装置142可以包括鼠标、轨迹球、触摸屏(例如，电容式触摸屏、电阻式触摸屏、多点触摸式触摸屏等)等。同样地，显示装置130可以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，所述图形用户界面包括患者心脏的解剖图形描绘、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、植入式电极和/或引线的图形描绘或真实图像等。例如，显示装置130可以包括液晶显示器、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可以包括或显示一个或多个区，所述一个或多个区用于显示图形描绘、显示图像、允许选择此类图形描绘和图像的一个或多个区或区域等。如在此使用的，图形用户界面132的“区”可以被限定为图形用户界面132的一部分，在该部分内可以显示信息或可以执行功能。区可以存在于其他区内，这些区可以单独或同时显示。例如，更小的区可以定位在更大的区内，这些区可以并排定位等。另外，如在此使用的，图形用户界面132的“区域”可以被限定为图形用户界面132的一部分，所述部分被定位成具有比其定位在其内的区更小的区。
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以下各项的程序或例程：计算数学、矩阵数学、分解算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、标定算法、图像构建算法、信号处理算法(例如，傅里叶变换、快速傅里叶变换等)、标准化算法、比较算法、载体数学、或者实现在此描述的一种或多种示例性方法和/或过程所需的任何其他处理。由计算装置140存储和/或使用的数据可以包括例如：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、下拉菜单、图形区域、图形区、3D图形等)、图形用户界面、来自根据在此的公开所采用的一个或多个处理程序或例程的结果、或者可能对于执行在此描述的所述一个和/或多个过程或方法所必要的任何其他数据。
在一个或多个实施例中，所述示例性系统、方法和界面可以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，所述可编程计算机诸如包括例如处理能力、数据存储装置(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。在此描述的程序代码和/或逻辑可以被应用到输入数据以便执行在此描述的功能并且生成所期望的输出信息。输出信息可以作为输入被应用到一个或多个其他设备和/或如在此描述的或将以已知的方式应用的方法。
用于实现在此描述的系统、方法、和/或界面的所述一个或多个程序可以使用任何可编程语言来提供，例如，适用于与计算机系统进行通信的高级程序化编程语言和/或面向对象的编程语言。任何这种程序可以例如存储在任何适当的设备(例如，存储介质)上，所述存储介质由在计算机系统(例如，包括处理装置)上运行以用于在读取适当的设备来执行在此描述的程序时对计算机系统进行配置和操作的通用程序或专用程序是可读的。换言之，至少在一个实施例中，示例性系统、方法、和/或界面可以使用配置有计算机程序的计算机可读存储介质来实现，其中，如此配置的所述存储介质使所述计算机以具体的和预定义的方式操作以便执行在此描述的功能。进一步地，在至少一个实施例中，示例性系统、方法、和/或界面可以被描述为由编码在包括用于执行的代码的一个或多个非瞬态介质中的逻辑(例如，目标代码)来实现，并且这些代码在由处理器执行时可操作用于执行诸如在此描述的方法、过程、和/或功能的操作。
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)。计算装置130的精确配置并非限制性的，并且实质上可以使用能够提供适当的计算能力和控制能力(例如，图形处理等)的任何设备。如在此描述的，数字文件可以是包含数字位(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、可记录的磁带等)，所述数字位可以由在此描述的计算装置140可读和/或可写。同样，如在此描述的，用户可读格式的文件可以是在由用户可读和/或可理解的任何介质(例如，纸张、显示器等)上可呈现的任何数据表示(例如，ASCII文本、二进制数、十六进制数、十进数、图解等)。
在以上视图中，将非常明显的是，如在根据本公开的一个或多个实施例中描述的功能可以以如将对于本领域技术人员所已知的任何方式来实现。这样，计算机语言、计算机系统、或将用于实现在此描述的所述过程的任何其他软件/硬件不应当限制于在此描述的所述系统、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至图5B是概念图，展示了用于从患者测量电信号(例如，身体表面电势以及更具体地，躯干表面电势)的示例性电极系统。图5A至图5B中的示例性电极系统可以被配置成用于：对用于判定心脏起搏是否正在刺激患者的膈神经的电信号进行测量；用于在起搏治疗过程(例如，利用一个或多个起搏电极形成一个或多个电起搏向量的起搏治疗)中测量心脏改善信息等。如图5A所示，示例性系统110包括一组电极102或电极阵列、绑带104、接口/放大器电路103、和计算装置140。电极102附接或耦合至绑带104，并且绑带104可以被配置成围绕患者的躯干缠绕，从而使得电极102环绕所述患者的躯干和/或心脏。如进一步展示的，电极102可以围绕患者的周长被定位，包括患者的躯干的后部、外侧、和前部表面。在其他示例中，电极102可以定位在躯干后部、外侧、和前部表面中的任一者或多者上。进一步地，电极102可以经由有线连接108电连接至接口/放大器电路103。接口/放大器电路103可以被配置成用于放大来自电极102的信号并且将这些信号提供给计算装置140，诸如在此参考图4描述的。其他示例性系统可以使用无线连接来将由电极102感测到的所述信号传输至接口/放大器电路103，并且进而传输至计算装置140，例如，作为数据信道。
尽管在图5A的示例中电极系统110包括绑带104，但是可以采用各种机构中的任何一种机构(例如，胶带或粘合剂)来帮助电极102的间隔和放置。在一些示例中，绑带104可以包括弹性带、胶带条或布。在其他示例中，电极102可以被单独安置在患者的躯干上。进一步地，在其他示例中，电极102(例如，安排成阵列)可以是补片、背心的一部分或定位在其中，和/或将电极102紧固到患者的躯干上的其他装置。
电极102可以被配置成用于在与膈神经活动和/或心脏相关联的电信号已经通过和/或围绕患者的躯干传播之后对所述信号(例如，去极化、复极化等)进行记录或监测。例如，电极102可以被配置成用于对已经通过和/或围绕患者躯干传播的、与非心脏组织(诸如例如，患者的隔膜(例如，与膈神经刺激进行交互的组织))相关联的任何电信号进行记录或监测。电极102中的每个电极可以以单极配置使用以便感测躯干表面电势。接口/放大器电路103还可以耦合至可以结合每个电极102使用以用于单极感测的返回电极或惰性电极(未示出)。在一些示例中，可以围绕患者躯干空间上分布约12个电极至约50个电极102。其他配置可以具有更多或更少的电极102。
计算装置140可以记录并分析由电极102感测并且由接口/放大器电路103放大/调理的躯干表面电势信号。计算装置140可以被配置成用于从电极102分析信号以便判定起搏治疗是否正在刺激患者的膈神经和/或生成可用于判定起搏电极是否改善心脏功能的心脏改善信息(例如，提供不同步信息、不同步指数等)。另外，计算装置140可以被配置成用于向用户提供指示膈神经刺激信息和/或心脏改善信息的输出。示例性系统和/或方法可以使用膈神经刺激信息和/或心脏功能改善信息(例如，不同步信息)来判定一个或多个电极和/或一个或多个电起搏向量是否是期望的、最佳的、和/或用于起搏治疗是否有效。
在一些示例中，对通过计算装置140由外部电极102感测到的电信号的分析可以将邻近心脏组织植入的电极(例如，位于患者心脏中植入的引线上的电极)的位置和/或基于解剖学基准元素的附加跟踪点或邻近心脏组织放置的心内导管考虑在内。在这种示例中，如图4所示，计算装置140可以通信地耦合至可以提供图像的成像设备120，所述图像允许计算装置140确定电极中的每个电极和/或其他解剖学基准元素或心内导管的坐标位置。成像设备120可以被配置成用于监测所述一个或多个可视电极的运动以便提供膈神经刺激信息和/或心脏改善信息(例如，不同步信息)。
图5B展示了包括多个电极112的另一个示例性电极系统111，所述多个电极被配置成位于患者的躯干周围，并且在与心脏的膈神经刺激和/或去极化和复极化相关联的电信号已经通过患者的躯干传播之后对所述信号进行记录或监测。电极系统110可以包括背心114，所述多个电极附接在所述背心上，或者所述多个电极耦合至所述背心。在至少一个实施例中，所述多个电极112或电极阵列可以用于提供膈神经刺激信息和/或心脏改善信息(例如，不同步信息)。类似于电极系统110，电极系统111可以包括通过有线连接118电耦合至电极112中的每个电极并且被配置成用于从电极112向计算装置140传输信号的接口/放大器电路113。如展示的，电极112可以分布在患者的躯干上，包括例如患者的躯干的前部、外侧和后部表面。
背心114可以由纤维或任何其他材料制成，其中，电极112附接至所述背心上。背心114可以被配置成用于在患者的躯干上维持电极112的位置和间隔。进一步地，背心114可以被标记以辅助确定电极112在患者的躯干表面上的位置。在一些示例中，可能存在围绕患者的躯干分布的约25至约256个电极112，尽管其他配置可以具有更多或更少的电极112。
在此描述的示例性系统、装置、方法和/或接口被配置成用于在起搏治疗过程中针对一种或多种功率配置的一个或多个电起搏向量检测膈神经刺激和/或对用于递送心脏治疗的一个或多个最佳电起搏向量进行标识，并且包括在此参考图1至图5描述的电极装置和计算装置的系统可以利用所述示例性系统、装置、方法和/或接口。更具体地，所述示例性系统、装置、方法和/或接口可以用于例如确定：由图1至图5的系统中的一个或多个电极限定的哪些电载体(例如，电起搏向量)刺激了患者的膈神经；由图1至图5的系统中的一个或多个电极限定的使用什么功率配置的电载体刺激了患者的膈神经；和/或由图1至图5的系统中的一个或多个电极限定的哪些电载体对于向患者的组织递送起搏治疗是最佳的。
例如，当图1至图3的系统10的引线18、20、22位于或植入患者心脏内时，用于递送心脏治疗的多个不同的电载体可以由电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66来限定。这样，所述示例性系统、装置、方法和/或接口可以与图1至图3的系统10一起使用以便确定电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的哪些电极和由电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66限定的哪些电载体可以刺激患者的膈神经(例如，潜在非预期的影响)和/或对于向患者的心脏组织递送电治疗可以是最佳的。
图6中描绘了用于标识一个或多个最佳电起搏向量的示例性方法150。所述方法150包括使用多个不同起搏配置中的多个电极来递送起搏治疗152。所述起搏治疗152可以利用一个或多个电极，诸如系统10的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。例如，每个电极(例如，作为阴极)可以单独用于递送起搏治疗(例如，使用相同或不同的阳极)。换言之，一次一个电极可以用于递送起搏治疗。进一步地，例如，多于一个的电极(例如，两个电极、三个电极等)可以用于同时递送起搏治疗(例如，如果单独使用的电极均未实现夺获、如果单独使用的电极均未提供心脏改善(例如，显著的心脏改善、足够的心脏改善等)等)。换言之，一次多于一个的电极可以用于递送起搏治疗。另外，一个或多个起搏电极可以递送一种或多种不同功率配置的电起搏治疗。例如，所述一个或多个起搏电极可以被配置成用于递送多于一个的起搏脉冲(例如，每个起搏脉冲具有选择的起搏宽度，每个起搏脉冲由选择的分隔时间段分隔开等)、递送更大电压的起搏脉冲、递送更长的起搏脉冲(例如，起搏脉冲具有更长的持续时间或脉冲宽度等)等。进一步地，可以重配置起搏向量的功率配置(例如，可以通过增加脉冲数量、脉冲宽度和/或脉冲电压来增加电刺激的功率)直到起搏向量实现夺获(例如，触发心脏组织的去极化)。
实质上，示例性方法150可以使用利用所述多个电极的多个不同起搏配置(例如，多种不同功率配置的多个不同起搏向量)来递送起搏治疗。在一些实施例中，共用阳极可以用于每种不同的起搏配置。在其他实施例中，每种不同的起搏配置可以使用一个不同的阳极。
针对每种不同的起搏配置，方法150可以生成心脏改善信息154。所述心脏改善信息可以被定义为表示由起搏引起的机械和/或电心脏功能变化的信息。换言之，所述心脏改善信息可以指示心脏功能从基线心脏功能的改善。所述基线心脏功能可以是心脏功能而无需向患者递送任何起搏治疗。
在一个或多个实施例中，所述心脏改善信息可以包括不同步信息。不同步信息可以被定义为指示心脏的机械和/或电不同步的信息。在至少一个实施例中，所述不同步信息可以包括与表面阵列上的电极相对应的心室激动时间的标准差。进一步地，也可以从与位于躯干的某些解剖学区域中的电极相对应的激动时间的标准差来计算区域不同步，因为例如躯干左侧的电极将用于计算区域性LV不同步。所述不同步信息可以通过使用一种或多种不同的系统和/或方法来生成。可以使用表面电极阵列或多个表面电极和/或成像系统来生成如在以下专利申请中描述的不同步信息：于2012年11月8日公布的并且题为“访问心内激动模式和电不同步(ASSESSING INRA-CARDIAC ACTIVATION PATTERNS AND ELECTRICALDYSSYNCHRONY)”的美国专利申请公开号2012/0283587A1；于2012年11月8日公布的并且题为“访问心内激动模式(ASSESSING INTRA-CARDIAC ACTIVATION PATTERNS)”的美国专利申请公开号2012/0284003A1；以及于2012年5月15日公布的并且题为“用于选择心脏起搏位点的方法和系统(METHODS AND SYSTEMS FOR USE IN SELECTING CARDIAC PACING SITES)”的美国专利号8,180,428B2，这些申请中的每一个通过引用以其全文结合在此。
不同步信息可以包括一个或多个不同步指数。例如，电不同步指数之一可以是被计算为患者躯干表面上的一些或全部电极的激动时间标准差(SDAT)的标准差指数。在一些示例中，可以使用模型心脏表面上的评估心脏激动时间来计算SDAT。
不同步的第二示例指数可以是激动时间范围(RAT)，所述激动时间范围可以被计算为最大与最小躯干表面或心脏激动时间之差，例如，总体上，或者针对一个区。RAT反映了激动时间的跨度，同时SDAT从平均值给出了对激动时间的色散的评估。SDAT还提供对激动时间的异构性的评估，因为如果激动时间在进空间上时异构的，则单独的激动时间将进一步远离激动时间的平均值，这指示了心脏的一个或多个区在激动时已经被延迟。在一些示例中，可以使用模型心脏表面上的评估心脏激动时间来计算RAT。
电不同步的第三示例指数对位于躯干或心脏的感兴趣的特定区域内的表面电极的百分比进行评估，其相关联的激动时间大于测量的QRS波群持续时间或确定的表面电极的激动时间的特定百分比，例如70％。作为示例，感兴趣的区可以是后部、左前部、和/或左心室区。这一指数(迟发激动(PLAT)的百分比)提供对感兴趣的区域(例如，与心脏的左心室区域相关联的后部和左前部区域)的百分比的评估，其迟发激动。PLAT的大值可以暗示区域(例如，左心室)实质部分的延迟激动以及通过CRT来预先激励例如左心室的迟发区域的电再同步的潜在益处在其他示例中，PLAT可以被确定用于其他区域(诸如右前部区域)中电极的其他子集以便评估右心室中的延迟激动。此外，在一些示例中，可以针对整个心脏或者针对心脏的特定区域(例如，左心室或右心室)通过模型心脏的表面使用评估的心脏激动时间来计算PLAT。
在一个或多个实施例中，心脏改善信息可以包括全局心脏电激动的有利变化的指示符，诸如例如在以下期刊中描述的：斯威尼(Sweeney)等人，“使用表面心电图描记法对心室激动的分析以在心脏再同步治疗过程中预测左心室可逆体积重塑(Analysis ofVentricular Activation Using Surface Electrocardiography to Predict LeftVentricular Reverse Volumetric Remodeling During Cardiac ResynchronizationTherapy)”，循环，2010.2.9，121(5)：626-34“”和/或范德乌森(Van Deursen)等人，“心电载体描记法作为用于简易优化犬LBBB心脏中心脏再同步治疗的工具(Vectorcardiographyas a Tool for Easy Optimization of Cardiac Resynchronization Therapy inCanine LBBB Hearts)”，循环心律失常和电生理学，2012.6.1，5(3)：544-52，所述期刊中的每者通过引用以其全文结合在此。心脏改善信息还可以包括对通过成像或用于从心脏内植入的引线来跟踪运动的其他系统所测量的改善的心脏机械功能的测量结果，如例如在以下期刊中描述的：隆(Ryu)等人，“使用3D心脏标测系统的同时电和机械标测：用于最佳心脏再同步治疗的新型方式(Simultaneous Electrical and Mechanical Mapping Using 3DCardiac Mapping System:Novel Approach for Optimal Cardiac ResynchronizationTherapy)”，心血管学电生理学期刊，2010.2，21(2)：219-22；施佩尔扎尔(Sperzel)等人，“使用电解剖标测系统的室间机械不同步的术中表征-可行性研究(IntraoperativeCharacterization of Interventricular Mechanical Dyssynchrony UsingElectroanatomic Mapping System—A Feasibility Study)”介入心脏电生理学期刊，2012.11，35(2)：189-96；和/或于2009年4月16日公布的并且题为“用于优化CRT治疗的方法(METHOD FOR OPTIMIZING CRT THERAPY)”的美国专利申请公开号2009/0099619A1，所述期刊中的每者通过引用以其全文结合在此。
在一个或多个实施例中，可以通过利用荧光镜检查来跟踪引线运动和电极间距离以便生成心脏改善信息，从而生成与心脏收缩力有关的至少一种度量(例如，(多个)值、函数、比较值、差值、平均值、斜率等)。例如，可以在一个或多个心动周期过程中基于RV与LV电极尖端之间的距离方差来生成收缩力曲线，并且与缩短分数有关的一种或多种度量可以由此曲线导出。在另一实施例中，可以在一个或多个心动周期过程中跟踪心内引线和/或导管系统上的多点以便生成与收缩力或全局心脏机械不同步有关的度量。
在至少一个实施例中，计算装置(诸如在此关于图4描述的计算装置140)可以用于在固有节律过程中和起搏过程中用每个电极测量不同步指数以便生成用于选择一个或多个电极的心脏功能信息从而可能地用于一个或多个最佳起搏向量。例如，内科医师可以将LV引线放置在目标位置中，并且用户可以从编程器/分析器发起CRT起搏。针对多个CRT起搏配置中的每个CRT起搏配置，所述系统可以被配置成用于检测在编程器/分析器屏幕上显示的起搏参数(例如，从VGA输出使用字符标识)，并且然后所述系统可以测量不同步指数。CRT起搏配置可以在编程器/分析器上自动地、或手动地发生变化。然后，系统可以使用不同步测量结果将电极或电极配置中的每个分类为“改善的”、“中性的”或“恶化的”之一。
在至少一个实施例中，可以从作为共用A-V延迟(例如，自固有AV时间少于60毫秒)的阴极的每个LV电极来测量CRT起搏过程中不同步的变化以便例如避免起搏去极化与固有去极化的融合。进一步地，可以选择共用阳极以用于这些初级评估，诸如例如，RV线圈。阴极夺获可通过LV阴极的形态到RV线圈心电图被验证。
在至少一个实施例中，如果测量到不良不同步，则示例性方法可以切换至更高的振幅以便鼓励某个阳极夺获和/或切换至多位点起搏(例如，使用多于一个电极的起搏)以便例如查看是否不同步得到改善。
基于所述心脏改善信息，方法150可以选择一个或多个电极156。为了选择所述一个或多个电极，心脏改善信息可以提供一种或多种数值度量或值(例如，(多个)值、函数、差值、比较值、平均值、斜率等)，所述一种或多种数字度量或值可以互相比较和/或与一个或多个阈值进行比较。具有最佳心脏改善信息和/或超过选择的阈值的度量或值的电极可以被选择用于一个或多个(例如，一个、两个或更多个、多个等)不同的起搏向量或用于限定一个或多个不同的起搏向量。
例如，不同步信息可以包括针对每个电极的不同步改善值。可以通过以下各项生成不同步改善值：监测患者心脏的不同步而无需起搏治疗以便建立基线；在使用每个电极(或电极配置)的起搏过程中监测患者心脏的不同步；以及将基线不同步与再同步起搏过程中的不同步进行比较以便提供针对每个电极(或电极配置)的不同步改善值。在至少一个实施例中，可以将每个电极(或电极配置)的不同步改善值与阈值进行比较，并且可以选择超过阈值的每个电极(或电极配置)。
不同步改善值自身可以帮助限定或选择阈值。通常，阈值可以被定义为最大不同步改善值(例如，再同步的最大相对改善)的递减函数。更具体地，可以通过将因子与最大的或最大不同步改善值相乘来计算阈值。
进一步地，可以基于最大生成的不同步改善值来选择用于计算阈值的因子。在至少一个实施例中，如果最大不同步改善值或重新同步值的最大相对改善处于0％与5％之间，则因子可以设置为0.9。如果最大不同步改善值处于5％与10％之间，则因子可以设置为0.8。如果最大不同步改善值处于10％与25％之间，则因子可以设置为0.75。如果最大不同步改善值为25％以上，则因子可以设置为0.7。最大不同步改善值的阈值意指具有再同步功效大于与最大不同步改善值相乘的阈值的所有电极应当被选择(例如，被选择可能地用于一个或多个最佳起搏向量)。
基于心脏改善信息156而选择的所述一个或多个电极可以限定或用于形成被配置成用于向患者的心脏递送治疗的一个或多个电载体。例如，如果基于心脏改善信息而选择第一左心室电极和第二左心室电极，则可以在所述第一左心室电极与剩余电极的一个电极或全部电极之间限定一个或多个电载体，并且可以在所述第二左心室电极与剩余电极的一个电极或全部电极之间限定一个或多个电载体。
换言之，基于心脏改善信息156对一个或多个电极的选择可以提供可以用于递送治疗的一个或多个电载体。为了判定所述一个或多个电载体是否最佳，方法150可以将以下信息考虑在内：诸如针对每个电载体158的寿命信息、诸如在此关于图14至图19描述的膈神经刺激信息等。
例如，生成的寿命信息158可以包括每个电载体的能量消耗值，所述能量消耗值可基于每个电载体的夺获阈值、每个电载体的阻抗值、(例如，夺获所需的)每个电载体的脉冲宽度、有关多位点起搏配置的每个起搏脉冲的信息等被确定。当IMD使用特定参数选择来操作时，可以以实际或相对的评估能量使用或者实际或相对的预测电池寿命来表达能量消耗。
在于2010年10月21日提交的并且题为“用于选择起搏向量的夺获阈值测量(CAPTURE THRESHOLD MEASUREMENT FOR SELECTION OF PACING VECTOR)”的美国专利申请公开号2012/0101543A1、于2011年7月29日提交的并且题为“用于确定多个起搏向量的相对能量消耗的方法和装置(METHOD AND APPARATUS TO DETERMINE THE RELATIVE ENERGYEXPENDITURE FOR A PLURALITY OF PACING VECTORS)”的美国专利申请公开号2012/0101546A1、于2011年7月28日提交的并且题为“用于区分阳极夺获和阴极夺获的方法(METHOD FOR DISCRIMINATING ANODAL AND CATHODAL CAPTURE)”的美国专利申请公开号2013/0030491 A1、以及于2013年3月8日提交的并且题为“用于选择起搏向量的夺获阈值测量(CAPTURE THRESHOLD MEASUREMENT FOR SELECTION OF PACING VECTOR)”的美国专利申请序列号13/790,683(代理人案卷号：C00002602.USU2)(这些申请中的每个申请以其全文通过引用结合在此)中公开的一个或多个过程和/或方法可以被实现为用于为一个或多个选择的电载体提供心脏改善信息，诸如寿命信息、夺获阈值、阻抗等。
在针对每个电载体158已经生成寿命信息之后，方法150可以基于寿命信息160来标识一个或多个最佳电载体。例如，方法150可以标识最佳电载体并且自动配置起搏系统以便使用最佳电载体进行起搏。进一步地，例如，方法150可以生成图形用户接口132，所述图形用户接口描绘了选择的电载体中的每个电载体及其相关联的寿命信息，例如，如图11所述。进一步地，方法150可以例如通过突出显示、圆圈、箭头等(例如，如图9所示)对具有有关成图形用户接口132的最佳寿命信息的选择的电载体进行标识。
在一个或多个实施例中，方法150可以标识最佳电载体，例如通过对具有最长寿命、最低夺获阈值、最小阻抗等中的一项或多项的电载体进行标识。
另外，所述一个或多个选择的电载体是否刺激膈神经可以用于标识所述一个或多个最佳电载体。例如，方法150可以包括：判定是否每个电载体刺激了膈神经；以及基于不存在膈神经刺激来标识所述多个电载体中的最佳电载体。
在方法150已经基于寿命信息160标识了一个或多个最佳电载体之后，方法150可以进一步允许162用户(例如，内科医师)将一个或多个电极162(例如，一根或多根引线上的可植入电极、无线/无引线电极等)引导或定位至患者心脏附近的一个或多个区域以便例如使用所述一个或多个标识的最佳电载体160来提供起搏治疗。例如，结合所述标识的一个或多个最佳起搏向量，图形用户接口132(诸如在此进一步描述图11中示出的)可以包括患者心脏的图形描绘和/或实际成像(例如，使用图4的成像装置120)。通过使用图形用户界面132，用户可以基于所标识的最佳电载体160将所述一个或多个电极引导或定位在所期望的位置上。
用于电极位置选择和植入的示例性系统、方法、装置和接口可以在以下专利申请中描述：于2013年6月12日提交的并且题为“可植入电极位置选择(Implantable ElectrodeLocation Selection)”的美国专利申请号13/916,353；于2013年6月12日提交的并且题为“可植入电极位置选择(Implantable Electrode Location Selection)”的美国专利申请号13/916,377；于2013年4月30日提交的并且题为“标识有效电极(Identifying EffectiveElectrodes)”的美国临时专利申请号61/817,483；以及于2013年12月9日提交的并且题为“用于标识有效电极的系统、方法和接口(Systems,Methods,and Interfaces forIdentifying Effective Electrodes)”的美国临时专利申请号61/913,795，所述申请中的每个申请通过引用以其全文结合在此。
图7至图11示出了示例性图形用户接口132，所述示例性图形用户接口包括由在此描述的用于标识一个或多个最佳电载体的示例性方法和/或系统使用和/或生成的显示和表。如图7所示，针对四个不同的左心室电极(LV1、LV2、LV3、LV4)已经生成了心脏改善信息。由于在此示例中最大改善为5％，因此用于生成阈值的因子可以设置为0.9，这样，具有相对改善大于等于0.9乘以5％(即最大改善)的所有电极可以被认为是等效/有效的，并且因此可以被认为是用于最佳载体选择的阴极。在此示例中，仅LV1具有大于或等于4.5的相对改善值。针对如图6中描绘的更低的相对改善值(例如，0％至5％)，用于生成相等阈值的因子应当为高(例如，0.9)。
如图8的示例性图形用户界面132所示，针对四个不同的左心室电极(LV1、LV2、LV3、LV4)已经再次生成了心脏改善信息。由于最大改善为40％，因此用于生成阈值的因子可以设置为0.7，这样，具有相对改善大于等于0.7乘以40％(即最大改善)的所有电极可以被认为是等效/有效的，并且因此可以被认为是用于最佳载体选择的阴极。在此示例中，两个电极LV2和LV3具有大于等于28％的相对改善值。针对如图7中描绘的更大改善值(例如，大于28％)，用于生成相等阈值的因子可更松弛(例如，0.7)。
寿命信息可以针对具有将选择的电极(图7的LV2和LV3)作为阴极的所有可能的载体被生成，并且可以呈现在描绘了如图9所示的表的示例性图形界面132上。如示出的，载体LV2-LV3和LV2-LV4被指示为具有最大相对寿命。另外，在图9的表中描绘了膈神经刺激信息。
载体LV2-LV3可以被确定为是基于寿命信息和膈神经刺激信息(例如，诸如不存在膈神经刺激)的最佳载体。如图9所示，指示172(即椭圆)可以描绘在用于选择电载体的图形用户界面上以便指示最佳电载体。
虽然未示出，但对应于选择的LV阴极并且不具有相关联的膈神经刺激的所有载体可以按寿命的降序排序(例如，最长寿命在顶部)以使得方便选择。在此示例中，系统可以自动选择或者植入者或内科医师可以选择LV2-LV3作为起搏向量以用于起搏治疗。
图10中示出了示例性图形用户界面132，所述示例性图形用户界面描绘了针对多个电载体的寿命信息、膈神经刺激信息和心脏改善信息的表。在此示例中，心脏改善信息与寿命信息和膈神经刺激信息同时显示。如示出的，LV3-LV4载体可以被标识为最佳电载体，因为例如电极LV3提供了-10％(例如，10％的改善值)的不同步指数变化并且相对寿命已经被确定为比最长寿命短9个月。虽然不同步指数当在指示恶化条件时指示改善值和正值时而被指示为负值(即-10％)，但应当理解的是，不同步指数当在指示恶化条件时指示改善值和负值时可以被指示为正值。
图11中描绘了包括一对引线、LV引线和RV引线的图形表示的示例性图形用户界面132，所述一对引线、LV引线和RV引线限定了关于图10所示出和描述的电极载体。虽然未示出，但图11的图形用户界面可以进一步包括图10的表，以便例如向内科医师显示信息、允许内科医师选择一个或多个最佳载体、图解地标识所述一个或多个最佳载体等。如示出的，在由引线的电极限定的电载体附近描绘了心脏改善信息和寿命信息。
通常，任何因子(例如，心脏改善信息、寿命信息、膈神经刺激信息等)单独地或相结合地可以用于标识一个或多个最佳电载体。例如，不同步信息可以结合膈神经刺激信息一起使用，不同步信息可以结合寿命信息一起使用，寿命信息可以单独使用，不同步信息可以单独使用，膈神经刺激可以单独使用等。
可以向用户(诸如内科医师)提供在此参考图7至图11描述的图形用户界面132以便帮助他们确定电载体中的哪些电载体用于起搏治疗(例如，诸如植入起搏电极之前、植入起搏电极之中、或植入起搏电极之后的随访就诊)和/或将一个或多个电极(例如，一根或多根引线上的可植入电极)引导至患者心脏的一个或多个区域以便执行一个或多个电载体的起搏。
图12中示出了包括患者心脏的血管解剖134的示例性图形用户界面132，所述图形用户界面可以由用户使用以便将可植入电极引导至患者的心脏区域。可以使用在此描述的成像装置120来夺获心脏的血管解剖以及其他数据(诸如机械运动信息等)，所述成像装置可以被配置成用于对患者心脏的血管解剖的至少一部分进行成像并且提供由计算装置140用于提供机械运动信息或数据的图像数据。可以进一步使用在此描述的电极装置110对所描绘的关于图12中患者心脏的血管解剖的数据或信息进行监测或收集。
用户可以查看和/或使用图12的图形用户界面132以便对用于植入可植入电极的患者心脏的显示部分或区域的一个或多个候选位点区进行确定或标识。例如，用户可以查看机械运动信息(例如，应用于图12中血管解剖的灰度定标或色彩编码)并且基于所述机械运动信息标识患者心脏的候选位点区。例如，用户可以对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进行标识。
图13中示出了包括患者的心脏12的图形描绘的另一示例性图形用户界面132，所述图形用户界面可以由用户使用以便将可植入电极引导至患者的心脏区域。更具体地，人心脏12的后侧在图13的图形用户界面132中被描述为具有跨心脏12的表面彩色编码或灰度的替代电激动时间136。如在此使用的，代替电激动数据(例如，替代电激动时间、替代电激动时间图等)可以被限定为表示患者心脏的一个或多个区的实际激动数据或本地激动数据、电激动数据的数据。例如，在患者躯干的左前部表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的左前部左心室区的电信号，在患者躯干的左侧表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的左侧左心室区的电信号，在患者躯干的左后外侧表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的后外侧左心室区的电信号，并且在患者躯干的后部表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的后部左心室区的电信号。
如所示的，后外侧左心室区示出迟发激动(例如，约150毫秒)。在其他实施例中，人心脏的后侧和前侧都可以利用电激动信息图解地描绘并覆盖。可以进一步使用在此描述的电极装置110对图13中的患者心脏12上描绘的数据或信息进行监测或收集。
如在此描述的，示例性系统、方法和界面可以针对一种或多种功率配置的一个或多个电起搏向量来提供膈神经刺激信息。图14中描绘了用于在起搏治疗过程中检测膈神经刺激的示例性方法200。方法200包括使用一种或多种功率配置202的一个或多个电起搏向量来递送起搏治疗。如图14所示，使用第m种功率配置的第n个电载体将过程202撰写为递送起搏治疗，其中，n和m可以各自表示一个或多个或多数。例如，m种不同功率配置的n个电起搏向量中的每个电起搏向量可以用于过程202以便递送起搏治疗。在一个或多个实施例中，可以以短房室延迟(诸如例如，小于等于约50毫秒)来递送起搏治疗以便避免起搏与固有电传导的干扰(例如，如果患者具有固有的房室电传导)。
每个电起搏向量可以利用一个或多个电极，诸如系统10的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。例如，每个电极可以单独用于递送起搏治疗。换言之，一次一个电极可以用于递送起搏治疗。进一步地，例如，如果例如单独使用的电极均未实现夺获、如果单独使用的电极均未提供心脏改善(例如，显著的心脏改善、足够的心脏改善等)等，则可以使用多于一个的电极(例如，两个电极、三个电极等)同时递送起搏治疗。换言之，一次多于一个的电极可以用于递送起搏治疗。另外，一个或多个起搏电极可以递送一种或多种不同功率配置的电起搏治疗。例如，所述一个或多个起搏电极可以被配置成用于递送多于一个的起搏脉冲(例如，每个起搏脉冲具有选择的起搏宽度，每个起搏脉冲由选择的分隔时间段分隔开等)、递送更大电压的起搏脉冲、递送更长的起搏脉冲(例如，起搏脉冲具有更长的持续时间或脉冲宽度等)等。进一步地，可以重配置起搏向量的功率配置(例如，可以通过增加脉冲数量、脉冲宽度和/或脉冲电压来增加电刺激的功率)直到起搏向量实现夺获(例如，触发心脏组织的去极化)。
针对每个不同的电起搏向量和功率配置，方法200可以使用外部电极204(诸如电极装置110、112的外部电极)来监测患者的电活动(例如，表面电势、去极化、复极化等)。方法200可以包括：使用一个或多个外部电极、邻近患者躯干的选择的位置的一组外部电极、和/或全部外部电极来监测患者204的电活动。在至少一个实施例中，方法200可以使用邻近患者躯干下部、前侧定位的一组电极来监测患者204的电活动。
方法200可以进一步使用外部电极204来监测患者的电活动的选择的或预定部分或者电活动的时间窗口。例如，方法200可以在起搏治疗(例如，用于对心脏组织进行去极化的一个或多个起搏脉冲)递送之后的时间段内使用外部电极204来监测电信号，所述起搏治疗大于等于约5毫秒(ms)、大于等于约7ms、大于等于约10ms、大于等于约12ms、大于等于约15ms、大于等于约20ms、大于等于约30ms、大于等于约50ms、大于等于约75ms等。进一步地，例如，方法200可以在起搏治疗(例如，用于对心脏组织进行去极化的一个或多个起搏脉冲)递送之后的时间段内使用外部电极204来监测电信号，所述起搏治疗小于等于约500ms、小于等于约300ms、小于等于约250ms、小于等于约200ms、小于等于约150ms、小于等于约100ms、小于等于约80ms、小于等于约60ms、小于等于约50ms、小于等于约40ms、小于等于约35ms、小于等于约30ms等。在起搏治疗的递送之后的时间段内监测到的电活动可以被描述为患者的电活动的“窗口”。
另外，示例性方法200可以随多个心动周期针对多个时间窗口使用外部电极204来监测电信号。可以对所述多个时间视窗化信号执行一种或多种统计操作(例如，求平均等)以便提供复合信号。
可以执行用于膈神经刺激检测的对起搏治疗202的递送和对电信号204的监测，同时患者处于休息位置或姿势，诸如例如背卧、右侧躺、左侧躺、坐、站立等。
方法200然后可以判定是否基于监测到的电活动通过所述起搏治疗对所述患者的膈神经已经进行刺激206。例如，所监测到的电活动的振幅可以在患者的膈神经受到起搏治疗的刺激时大于患者的膈神经未受到起搏治疗的刺激时。
图15示出了由耦合至未经历膈神经刺激的患者的多个外部电极随时间监测到的电信号的图形。每条线表示起搏治疗的递送之后针对不同外部电极的电活动。如示出的，电活动的大部分不超过10毫伏(mV)，其可以指示患者的膈神经未受刺激。
图16示出了由耦合至正在经历膈神经刺激的患者的多个外部电极随时间监测到的电信号的图形。每条线表示起搏治疗的递送之后针对不同外部电极的电活动。如示出的，电活动的一部分确实超过10毫伏(mV)，其可以指示患者的膈神经受到刺激。更具体地，表示由不同电极监测的电活动的10条线超过10mV。
为了基于监测到的电活动来判定是否已经通过起搏治疗对患者的膈神经进行了刺激206，方法200可以使用一种或多种数学和/或统计技术和过程，诸如例如，比较值、平均值、阈值、基线值、比例值、比率值、归一化过程等。例如，在一个实施例中，方法200可以通过将监测到的电活动的最大峰间振幅与阈值进行比较来判定所述患者的膈神经是否受到所述起搏治疗的刺激。如果由外部电极监测的电活动的最大峰间振幅大于阈值，则由那个外部电极监测到的电活动可以指示患者的膈神经已经受到了起搏治疗的刺激。
所述阈值可以大于等于约5mV、大于等于约7mV、大于等于约10mV、大于等于约15mV、大于等于约20mV、大于等于约25mV、大于等于约30mV、大于等于约35mV、大于等于约40mV、大于等于约50mV等。进一步地，所述阈值可以小于等于约100mV、小于等于约80mV、小于等于约60mV、小于等于约50mV、小于等于约40mV、小于等于约30mV、小于等于约25mV、小于等于约15mV等。
进一步地，可以将所述阈值归一化为监测的电活动。例如，所述阈值可以是基线值的倍数(例如，基线值的两倍、基线值的三倍、基线值的四倍、基线值的五倍等)。可以使用一个或多个过程或技术来建立基线值。例如，可以在仅心房起搏(例如，从而避免无意中刺激膈神经)过程中或者在固有节律过程中通过监测电活动来建立基线电值。进一步地，例如，可以通过使用位于患者躯干后侧的外部电极来监测电活动从而建立基线电值。
判定是否已经通过起搏治疗对患者的膈神经进行了刺激206可以利用由多个外部电极监测到的多个电信号中的每个电信号以便例如避免离群值、伪影、误差、电极接触问题等。例如，可以由多个外部电极来监测多个电信号，并且如果所述多个电信号的选择的百分比或比例超过了阈值，则方法200可以确定已经通过起搏治疗对患者的膈神经进行了刺激206。选择的百分比可以大于等于约20％、大于等于约25％、大于等于约30％、大于等于约35％、大于等于约40％、大于等于约50％、大于等于约60％、大于等于约70％、大于等于约75％、大于等于约80％、大于等于约85％等、和/或小于等于约90％、小于等于约80％、小于等于约70％、小于等于约60％、小于等于约55％、小于等于约50％、小于等于约45％、小于等于约40％、小于等于约35％等。
另外，如在此描述的，仅(例如，如图5B中示出的背心上的)多个外部电极中的一部分外部电极可以用来对用于判定是否已经对患者的膈神经进行了刺激的电活动进行监测。例如，仅位于患者躯干前侧的外部电极可以用于判定是否已经对患者的膈神经进行了刺激。进一步地，例如，仅位于患者躯干前侧的选择的一组外部电极可以用于判定是否已经对患者的膈神经进行了刺激。进一步地，例如，仅位于患者躯干下部、前侧的一组外部电极可以用于判定是否已经对患者的膈神经进行了刺激。
在针对特定的电起搏向量和功率配置方法200已经判定是否已经对患者的膈神经进行了刺激206之后，如果针对电起搏向量尚未对m种功率配置中的更多种功率配置进行测试或者如果尚未对n个电起搏向量中的更多个电起搏向量进行测试208，则方法200可以循环回递送起搏治疗的开始处202。方法200可以继续直到已经针对膈神经刺激对每个电起搏向量n和功率配置m进行了测试。
方法200可以进一步包括显示关于电起搏向量的膈神经刺激信息210以及针对膈神经刺激而测试的功率配置。例如，如图9的图形用户界面132示出的，针对每个电起搏向量显示膈神经刺激“不存在”或者“存在”的指示，所述指示可以帮助用户配置、评估、和/或选择用于向患者递送起搏治疗的电起搏向量。在一个或多个实施例中，还可以显示指示最佳电起搏向量的指示172。如示出的，所指示的光起搏向量被指示为不对患者的膈神经进行刺激。进一步地，在进一步示例中，如图10的图形用户界面132示出的，针对每个电起搏向量显示膈神经刺激“是”、“否”或“未测试”的指示。在至少一个实施例中，附加类别可以显示在图形用户界面13上，所述附加类别指示在针对特定的电起搏向量可以存在PNS的同时，存在显著地高于临床上将使用的功率配置或水平的PNS。
另外，膈神经刺激信息可以包括每个电起搏向量的每种功率配置，从而使得例如用户可以能够看见或阅读针对功率配置中的每种功率配置的膈神经刺激信息。在另一示例中，仅展现膈神经刺激的每个电载体的最低功率配置可以包括在膈神经刺激信息中。
图17中示出了使用三个不同的电起搏向量的患者或起搏位点(例如，AIV中间、AIV基层、中间外侧基层)上监测到的电活动的图形表示。具体地，围绕患者前部躯干和后部躯干的图形表示，在空间上对由患者躯干的前侧和后侧的电极监测到的电活动的最大峰间振幅进行颜色编码。如描绘的，在起搏治疗过程中针对这三个电起搏向量中的每个电起搏向量在患者躯干前侧监测到的电活动均未或者所述电活动的一个显著部分未超过阈值20mV。因此，图17中描绘的电活动不指示对于三个不同的电起搏向量中的任何电起搏向量的膈神经刺激。
图18中示出了使用两个不同的电起搏向量的患者或起搏位点(例如，后外侧顶端、后外侧中间)上监测到的电活动的图形表示。具体地，围绕患者前部躯干和后部躯干的图形表示，在空间上对由电极在患者躯干的前侧和后侧监测到的电活动的最大峰间振幅进行颜色编码。如描绘的，在起搏治疗过程中针对这两个电起搏向量中的每个电起搏向量在患者躯干前侧监测到的电活动的一个显著部分超过了阈值20mV。因此，图18中描绘的电活动针对两个不同的电起搏向量的中的每个电起搏向量不指示膈神经刺激。
如在此描述的，可以对由外部电极监测到的用于判定患者的膈神经是否受到起搏治疗的刺激的电活动进行归一化。图19中示出了使用两个不同的双心室电起搏向量的患者或起搏位点(例如，位点1、位点2)上监测到的电活动的图形表示。电活动已经被归一化为1至5的标度。在此情况下，通过对所有电极之中具有最低峰间振幅的每个电极处的视窗化去极化波群的峰间振幅进行分割来执行归一化。如所描绘的，针对位点1在起搏治疗过程中在患者躯干的前侧监测到的电活动的一个显著部分满足或超过归一化阈值5，并且因此针对位点1监测到的所述电活动指示膈神经刺激。如所描绘的，针对位点2在起搏治疗过程中在患者躯干的前侧监测到的电活动均未或者所述电活动的一个显著部分并未超过归一化阈值5，并且因此针对位点2监测到的所述电活动不指示膈神经刺激。
本公开中描述的技术(包括附属于IMD 16、编程器24、计算装置140、和/或各种组成部件的那些技术)可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实现。例如，这些技术的各个方面可以在一个或多个处理器中实现，包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或者任何其他等效集成的或离散的逻辑电路，以及此类部件的任何组合，这些部件在编程器(诸如内科医师或患者编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)中被具体化。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”通常可以是指代前述逻辑电路中的任何电路(单独地或与其他逻辑电路组合)、或者任何其他等效电路。
此类硬件、软件、和/或固件可以在同一设备或单独设备内实现以便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、或部件中的任一项可以被实现为在一起或单独地作为分立但彼此协作的逻辑设备。作为模块或单元的不同特征的描绘旨在强调不同的功能方面，并且并不一定暗示此类模块或单元必须通过单独的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以通过单独的硬件或软件部件来执行、或集成在共同的或单独的硬件或软件部件内。
当在软件中实现时，授予本公开中描述的系统、设备和技术的功能可以被具体化为计算机可读介质(诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存、磁性数据存储介质、光学数据存储介质等)上的指令。所述指令可以由一个或多个处理器执行以便支持本公开中描述的功能的一个或多个方面。
本公开已经参照说明性实施例被提供，并且不意味着以限制性意义来解释。如前所述，本领域的技术人员将认识到，其他各种说明性应用可以使用如在此描述的技术，以利用在此描述的装置和方法的有益特征。说明性实施例的各种修改以及本公开的附加实施例将在参考本说明书时变得明显。

Claims (12)

1.一种用于在起搏治疗过程中检测膈神经刺激的非侵入式系统，所述非侵入式系统包括：
外部电极装置，所述外部电极装置包括被配置成邻近患者的组织定位的多个外部电极；以及
计算装置，所述计算装置耦合至所述外部电极装置并且被配置成用于：
在起搏治疗的递送过程中使用所述多个外部电极中的两个或更多个外部电极对电活动进行监测，并且
基于监测到的电活动判定所述患者的膈神经是否受到所述起搏治疗的刺激。
2.一种用于在起搏治疗过程中检测膈神经刺激的非侵入式方法，所述非侵入式方法包括：
在起搏治疗的递送过程中使用多个外部电极中的两个或更多个外部电极对电活动进行监测，其中，所述多个外部电极邻近患者的组织定位；以及
基于监测到的电活动判定所述患者的膈神经是否受到所述起搏治疗的刺激。
3.一种用于在使用对电起搏向量中的一个或多个电起搏向量进行限定的多个起搏电极中的一个或多个起搏电极的起搏治疗过程中检测膈神经刺激的非侵入式系统，所述非侵入式系统包括：
外部电极装置，所述外部电极装置包括被配置成邻近患者的组织定位的多个外部电极；
显示装置，所述显示装置包括图形用户界面，其中，所述图形用户界面被配置成用于呈现信息以用于帮助用户进行评估起搏治疗和配置起搏治疗中的至少一项；以及
计算装置，所述计算装置耦合至所述外部电极装置和显示装置并且被配置成用于：
在使用一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量进行的起搏治疗的递送过程中使用所述多个外部电极中的两个或更多个外部电极对电活动进行监测，
基于监测到的电活动判定所述患者的膈神经是否受到使用所述一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量所递送的所述起搏治疗的刺激，并且
在所述图形用户界面上显示针对所述一个或多个电起搏向量的膈神经刺激信息以用于帮助用户进行评估起搏治疗和配置起搏治疗中的至少一项。
4.一种用于在使用对电起搏向量中的一个或多个电起搏向量进行限定的多个起搏电极中的一个或多个起搏电极的起搏治疗过程中检测膈神经刺激的非侵入式方法，所述非侵入式方法包括：
在使用一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量进行的起搏治疗的递送过程中使用多个外部电极中的两个或更多个外部电极对电活动进行监测；
基于监测到的电活动判定患者的膈神经是否受到使用所述一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量所递送的所述起搏治疗的刺激；以及
在图形用户界面上显示针对所述一个或多个电起搏向量的膈神经刺激信息以用于帮助用户进行评估起搏治疗和配置起搏治疗中的至少一项。
5.如权利要求1至4中任一项所述的系统或方法，其中，所述多个外部电极中的所述两个或更多个外部电极被配置成位于所述患者的前躯干。
6.如权利要求1至5中任一项所述的系统或方法，其中，所述外部电极装置包括被配置成绕所述患者的躯干穿戴的条带和背心中的一个，其中，所述多个外部电极耦合至所述条带或背心。
7.如权利要求1至6中任一项所述的系统或方法，其中，在起搏治疗的递送过程中使用所述多个外部电极中的两个或更多个外部电极对电活动进行监测包括：在递送起搏脉冲之后的选择的时间段内使用所述多个外部电极中的两个或更多个外部电极对电活动进行监测。
8.如权利要求1至7中任一项所述的系统或方法，其中，判定所述患者的膈神经是否受到所述起搏治疗的刺激包括：将监测到的电活动的最大峰间振幅与阈值进行比较。
9.如权利要求8所述的系统或方法，其中，所述阈值基于在固有节律和心房起搏之一的过程中使用所述多个外部电极中的一个或多个外部电极所监测到的基线测量结果，其中，所述阈值大于或等于基于所述基线测量结果的基线值的3倍。
10.如权利要求1至9中任一项所述的系统或方法，其中，判定所述患者的膈神经是否受到所述起搏治疗的刺激包括：如果来自选择的百分比的所述两个或更多个外部电极的监测到的电活动指示膈神经刺激，则确定所述患者的膈神经受到刺激，所述两个或更多个外部电极在起搏治疗的递送过程中用于监测电活动。
11.如权利要求3至10中任一项所述的系统或方法，其中，针对所述一个或多个电起搏向量的所述膈神经刺激信息被显示在所述图形用户界面上且邻近所述患者的心脏的解剖的至少一部分的图形描绘。
12.如权利要求3至11中任一项所述的系统或方法，其中，使用一个或多个电起搏向量中的每个电起搏向量进行的所述起搏治疗的递送包括：使用被配置为多种不同的功率配置中的每种功率配置的每个电起搏向量进行的起搏治疗的递送，其中，至少针对所述一个或多个电起搏向量中的被确定为刺激所述患者的膈神经的每个电起搏向量的功率配置信息被显示在所述图形用户界面上。
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