CN111050841A - 心动周期选择 - Google Patents

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Abstract

本文描述了用于从随着时间监测的多个心动周期中选择心动周期或心跳的系统和方法。可使用各种度量(包括，单周期度量以及周期系列度量)选择心动周期。进一步地，所选择的心动周期可被用于进一步心脏分析(例如，用于生成电激动时间)。

Description

心动周期选择
本申请要求于2017年7月28日提交的美国临时专利申请第62/538,337号的权益，其通过引用以其全文结合于此。
本文公开涉及用于从多个心动周期中选择心动周期或心跳(例如，用于确定心动周期的一个或多个特征)的系统和方法。
植入式医疗设备(IMD)(诸如，植入式起搏器、心脏复律器、除颤器或起搏器-心脏复律器-除颤器)向心脏提供治疗电刺激。IMD可提供起搏以解决心动过缓，或提供起搏或电击以便于终止快速性心律失常，诸如心动过速或纤颤。在一些情况下，医疗设备可：感测心脏的固有去极化；基于固有去极化(或其缺失)检测心律失常；并且如果基于固有去极化检测到心律失常，则控制向心脏的电刺激的递送。
IMD还可提供心脏再同步治疗(CRT)，其是一种形式的起搏。CRT涉及向左心室或左心室以及右心室的起搏的递送。向(多个)心室的起搏脉冲的递送的计时和位置可被选择以改进心室收缩的协调以及效率。
除植入式医疗设备本身之外，用于植入医疗设备的系统可包括工作台或其他装备。在一些情况中，这些其他各件装备协助医师或其他技术人员将心内引线放置在心脏上的特定位置处。在一些情况下，装备向医师提供有关心脏的电活动以及心内引线的位置的信息。装备可执行与医疗设备相似的功能，包括向心脏递送电刺激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或皮肤上的电极获取心电图(ECG)的装备。更具体地，患者可具有围绕患者躯干的ECG腰带或背心上的多个电极。在腰带或背心已被固定至躯干之后，医师能够执行一系列测试来评估患者的心脏应答。评估过程可包括基线节律(其中未向心脏组织递送电刺激)的检测以及向心脏组织递送电刺激之后的另一节律的检测。
被放置在患者的身体表面上的ECG电极可被用于各种治疗目的(例如，心脏再同步治疗)，包括基于从由ECG电极捕获的信号中导出的一个或多个度量优化引线位置、起搏参数等。例如，电异质性信息可从电激动时间中导出，该电激动时间从身体表面上的多个电极计算。
进一步地，来自身体表面上的多个电极的信号可被用于确定一系列多个心跳的一个或多个特定的ECG特征，诸如，例如，QRS开始、峰、偏移等。此类ECG特征可由它们自身使用以评估心脏健康和/或治疗，或可被用于计算电激动时间。然而，在一个或多个实例中，仅单个QRS波群被用于确定与心脏治疗相关的一个或多个参数(诸如，例如起搏参数、引线位置等)的治疗性质。进一步地，重复测量除了不必要的冗余外，还具有较高的计算成本和时间成本。
发明内容
本文描述的示例性系统以及方法可创建过程以标识心动周期的QRS开始和QRS偏移内的不规则模式(例如，室性早搏(PVC)等)，并且确定哪个心动周期或心跳表示具有当前起搏参数的传导模式。该心动周期可随后被标识并且选择以用于进一步并且计算成本更高的度量计算(诸如，例如激动时间的生成、电异质性度量的生成等)，以用于心脏再同步治疗(CRT)优化。
本文描述的示例性系统和方法可被配置为协助用户(例如，医师)评估患者而无需将心脏治疗递送到患者(例如，在IMD植入之前)和/或配置被递送至患者的心脏治疗(例如，心脏治疗装置的植入期间和/或之后在患者身上执行的心脏治疗)。系统和方法可被描述为非侵入式的。例如，系统和方法可不需要植入式设备(诸如引线、探针、传感器、导管等)来评估并且配置心脏治疗。替代地，该系统和方法可以使用非侵入式地使用例如在患者的躯干周围附连到患者的表面或皮肤的多个外部电极获得的电测量。
用于在心脏评估中使用的一种示例性系统可包括电极装置以及计算装置。电极装置可包括用于被定位在患者的组织附近的多个外部电极。计算装置可被耦合至电极装置，并且被配置为使用多个电极监测电活动以提供多个心动周期内的多个电信号。计算装置可进一步被配置为基于单周期子度量以及周期系列子度量生成每一个心动周期的至少一个度量，并且基于该至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期。单周期子度量可基于心动周期期间的多个电信号中的至少两个，并且周期系列子度量可基于至少两个心动周期期间的多个电信号中的至少两个。
用于在心脏评估中使用的一种示例性方法可包括：使用多个电极监测来自患者的组织的电活动以生成多个心动周期内的多个电信号；基于单周期子度量以及周期系列子度量生成每一个心动周期的至少一个度量；并且基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期。单周期子度量可基于心动周期期间的多个电信号中的至少两个，并且周期系列子度量可基于至少两个心动周期期间的多个电信号中的至少两个。
在一个或多个实施例中，单周期子度量可以是从心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个生成的值，并且周期系列子度量可以是从至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个电信号生成的值。
在一个或多个实施例中，每一个心动周期的至少一个度量可包括最大幅度度量。单周期子度量可以是心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个中的最大值，并且周期系列子度量可以是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的全部最大值的复合最大值。最大幅度度量可以是单周期子度量除以周期系列子度量。进一步地，在一个或多个实施例中，复合最大值是至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的最大值的中位数。
在一个或多个实施例中，每一个心动周期的至少一个度量可包括最小幅度度量。单周期子度量可以是心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个中的最小值，并且周期系列子度量可以是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的全部最小值的复合最小值。最小幅度度量可以是单周期子度量除以周期系列子度量。
在一个或多个实施例中，每一个心动周期的至少一个度量可包括加总幅度度量。单周期子度量可以是心动周期期间峰时间处多个电信号中的至少两个的加总，并且周期系列子度量可以是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的复合加总值。加总幅度度量可以是单周期子度量除以周期系列子度量。
在一个或多个实施例中，每一个心动周期的至少一个度量可包括间期度量。单周期子度量可以是心动周期的峰时间与多个心动周期中的在前心动周期或跟随的心动周期的峰时间之间的时间间期，并且周期系列子度量可以是基于至少两个心动周期的峰时间之间的所有时间间期的复合间期值。
在一个或多个实施例中，每一个心动周期的至少一个度量可包括电极接触度量。电极接触度量可表示在心动周期期间从患者的组织捕获有效的心电图信号的多个电极的量。
在一个或多个实施例中，每一个心动周期的至少一个度量可包括区域电极接触度量。区域电极接触度量可表示被定位在患者所选择的区域附近的、在心动周期期间从患者的选择区域中的组织捕获有效的心电图信号的多个电极的量。
在一个或多个实施例中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期可包括：将每一个心动周期的至少一个度量与至少一个阈值相比较以为该心动周期分配分数。
在一个或多个实施例中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期可包括：为多个心动周期中的每一个心动周期分配分数并且选择多个心动周期中具有最佳分数的心动周期。
在一个或多个实施例中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期可包括：为多个心动周期中的每一个心动周期分配分数并且将多个心动周期中具有高于评分阈值的分数的心动周期从选择的考虑中移除。
在一个或多个实施例中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期可包括：将多个心动周期中跟随具有高于评分阈值的分数的心动周期的心动周期或在具有高于评分阈值的分数的心动周期之前的心动周期从选择的考虑中移除。
在一个或多个实施例中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期可包括：如果剩余至少两个心动周期被考虑选择，则将最后发生的心动周期从选择的考虑中移除。
在一个或多个实施例中，计算装置可被进一步配置为基于所选择的心动周期的多个心脏信号执行生成电激动时间，或方法进一步可包括基于所选择的心动周期的多个心脏信号生成电激动时间。
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。通过参考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是包括电极装置、显示装置和计算装置的示例性系统的图。
图2-3是用于测量躯干表面电势的示例性外部电极装置的图。
图4是用于心动周期或心跳的选择的示例性方法的框图。
图5是包括标识的QRS峰位置的多个心动周期内的多个电信号的图。
图6是描绘了QRS波群的各种特征的单个心动周期内的多个电信号的图。
图7是图4的方法的示例性选择过程的框图。
图8是从五个心动周期的多个电信号生成的示例性度量的表。
图9是图8的根据其示例性度量的五个心动周期的评分的表。
图10描绘了从图8-图9的五个心动周期中选择心动周期的示例性选择过程。
图11是包括示例性植入式医疗设备(IMD)的示例性系统的图。
图12A是图11的示例性IMD的图。
图12B是设置在图12A的左心室中的电引线的远侧端的放大视图的图。
图13A是示例性IMD(例如图11-图12的系统)的框图。
图13B是在图11-图12的系统中采用的示例性IMD(例如，植入式脉冲发生器)电路以及相关联的引线的另一框图。
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-图13来描述示例性系统和方法。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，并且使用本文中所阐述的特征的组合的此类方法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。进一步地，将认识到，本文中所描述的实施例可包括并不一定按比例示出的许多元件。仍进一步地，将认识到，本文中的过程的计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，虽然某些计时、一个或多个形状和/或尺寸、或元件的类型相对于其他计时、形状和/或尺寸、或元件的类型可能是有利的。
使用围绕患者的表面或皮肤定位的多个外部电极，多个心电图(ECG)记录或信号可被测量或监测。ECG信号可被用于评估并且配置心脏治疗，诸如，例如CRT。如本文描述的，由于例如植入式电极可不被用于测量ECG信号，因此ECG信号可被非侵入式地收集或获取。进一步地，ECG信号可被用于确定心脏电激动时间，该心脏电激动时间可被用于生成各种度量(例如，电异质性信息)，该各种度量可由用户(例如，医师)使用以优化一个或多个设置、参数或起搏治疗。
不同的示例性系统以及方法可以被配置成使用包括外部电极的电极装置、显示装置和计算装置来在心脏健康的评估和/或心脏治疗的配置(例如，优化)中非侵入式地协助用户(例如，医师)。在图1中描绘了包括电极装置110、显示装置130和计算装置140的示例性系统100。
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被操作地耦合至计算装置140(例如，通过一个或有线的电连接、无线地等)以将来自电极中的每一个的电信号提供至计算装置140用于分析评估等。示例性电极装置可在于2014年3月27日提交并且于2016年3月26日公告的题为“Bioelectric Sensor Device and Methods(生物电传感器设备以及方法)”的美国专利第9,320,446号中描述。进一步地，示例性电极装置110将参照图2-3被更详细地描述。
尽管在此未描述，但是示例性系统100可以进一步包括成像装置。该成像装置可以是被配置成以非侵入的方式对该患者的至少一部分进行成像或提供该患者的至少一部分的图像的任何类型的成像装置。例如，除了诸如造影溶液之类的非侵入式工具之外，成像装置可不使用可位于患者体内以提供患者的图像的任何部件或部分。应当理解，本文描述的示例性系统和方法可以进一步使用成像装置来与心脏治疗的配置相结合地向用户(例如，医师)提供非侵入式辅助以将起搏电极或起搏向量定位在患者心脏附近或选择患者心脏附近的起搏电极或向量。
例如，示例性系统和方法可以提供图像引导导航(该图像引导导航可用于在患者的体内导航引线(包括电极、无引线电极、无线电极、导管等))，同时还提供非侵入性心脏治疗配置，包括确定有效或最优A-V间期。使用成像装置和/或电极装置的示例性系统以及方法可在下述中描述：Ghosh的于2014年12月18日公布的美国专利申请公开第2014/0371832号、Ghosh等人的于2014年12月18日公开的美国专利申请公开第2014/0371833号、Ghosh等人的于2014年10月30日公开的美国专利申请公开第2014/0323892号以及Ghosh等人的于2014年10月20日公开的美国专利申请公开第2014/0323882号，上述专利申请公开中的每一个均以其整体通过引用并入本文。
示例性成像装置可以被配置成捕获X射线图像和/或任何其他替代成像模式。例如，该成像装置可以被配置成使用同心荧光镜检查、双平面荧光镜检查、超声、计算机断层成像术(CT)、多层面计算机断层成像术(MSCT)、磁共振成像(MRI)、高频超声(HIFU)、光学相干断层成像术(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等来捕获图像或图像数据。进一步地，应当理解的是，成像装置可以被配置成捕获多个连续图像(例如，连续地)以便提供视频帧数据。即，使用成像装置随时间拍摄的多个图像可提供视频帧、或动态影片、数据。附加地，还可以以二维、三维或四维获取并显示图像。在更为先进的形式中，还可通过结合来自图或来自由MRI、CT或超声心动描记图模态捕获的术前图像数据的心脏数据或其他软组织数据实现心脏或身体的其他区域的四维表面呈现。来自混合模态(诸如正电子发射断层扫描(PET)与CT组合、或单光子发射计算机断层扫描(SPECT)与CT组合)的图像数据集也可提供叠加到解剖数据上的功能图像数据，例如，以被用于导航植入式装置至心脏或其他感兴趣的区域内的目标位置。
可用于与本文描述的示例性系统和方法结合使用的系统和/或成像装置在以下各项中被描述：Evron等人的于2005年1月13日公开的美国专利申请公开第2005/0008210号；Zarkh等人的于2006年4月6日公开的美国专利申请公开第2006/0074285号；Zarkh等人的于2014年5月20日公告的美国专利第8,731,642号；Brada等人的于2014年10月14日公告的美国专利第8,861,830号；Evron等人的于2005年12月27日公告的美国专利第6,980,675号；Okerlund等人的于2007年10月23日公告的美国专利第7,286,866号；Reddy等人的于2011年12月11日公告的美国专利第7,308,297号；Burrell等人的于2011年12月11日公告的美国专利第7,308,299号；Evron等人的于2008年1月22日公告的美国专利第7,321,677号；Okerlund等人的于2008年3月18日公告的美国专利第7,346,381号；Burrell等人的于2008年11月18日公告的美国专利第7,454,248号；Vass等人的于2009年3月3日公告的美国专利第7,499,743号；Okerlund等人的于2009年7月21日公告的美国专利第7,565,190号；Zarkh等人的于2009年9月8日公告的美国专利第7,587,074号；Hunter等人的于2009年10月6日公告的美国专利第7,599,730号；Vass等人的于2009年11月3日公告的美国专利第7,613,500号；Zarkh等人的于2010年6月22日公告的美国专利第7,742,629号；Okerlund等人的于2010年6月29日公告的美国专利第7,747,047号；Evron等人的于2010年8月17日公告的美国专利第7,778,685号；Vass等人的于2010年8月17日公告的美国专利第7,778,686号；Okerlund等人的于2010年10月12日公告的美国专利第7,813,785号；Vass等人的于2011年8月9日公告的美国专利第7,996,063号；Hunter等人的于2011年11月15日公告的美国专利第8,060,185号；Verard等人的于2013年3月19日公告的美国专利第8,401,616号，这些专利中的每一个通过引用以其整体结合在此。
显示装置130以及计算装置140可被配置为显示并且分析数据，诸如，例如电信号(例如，心电图数据)、电激动时间、电异质性信息等。例如，由通过电极装置110收集或监测的电信号表示的多个心动周期或多个心跳中的一个心动周期、或一个心跳可被分析并且评估以得到一个或多个度量，包括激动时间以及电异质性信息，所述一个或多个度量可与关于心脏治疗的一个或多个参数的治疗性质相关，该一个或多个参数诸如，例如起搏参数、引线位置等。更具体地，例如，可针对一个或多个度量评估单个心动周期的QRS波群，该一个或多个度量诸如，例如QRS开始、QRS偏移、QRS峰、电异质性信息、电激动时间、左心室或胸电激动时间标准差(LVED)、激动时间标准差(SDAT)、平均左心室或胸替代电激动时间(LVAT)(参照最早激动时间)、QRS持续时间(例如，QRS开始到QRS偏移之间的间期)、平均左替代激动时间和平均右替代激动时间之间的差、相对或绝对QRS形态、激动时间的较高百分位和较低百分位之间的差(较高百分位可以是90％、80％、75％、70％等，并且较低百分位可以是10％、15％、20％、25％和30％等)、集中趋势的其他统计测量(例如，中位数或众数)、应用于所有激动时间或左替代激动时间或右替代激动时间等的分散(例如，平均差、标准差、方差、四分位距、范围)。然而，在一个或多个实例中，仅单个心动周期(例如，单个QRS波群)可用于进行评估。由此，显示装置130以及计算装置140可被配置为使用多个信号来分析多个心动周期或心跳内的电信号(ECG)，从而产生多个心动周期内的多个电信号，并且随后从该多个心动周期中选择单个心动周期以进行进一步评估。以此方式，不规则或异常心动周期或具有不期望的特性的其他心动周期可被丢弃，而更为期望的心动周期被选择以供评估。要理解的是，更为期望的心动周期并不一定意味着最为“健康的”心动周期被选择。替代地，具有在恰当的评估中使用的期望的信号特性的心动周期可以是被选择的心动周期。进一步地，如本文描述的，心动周期的电信号的QRS波群可以是与所选择的心动周期对应的电信号的特定部分。
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可包括数据存储，该数据存储可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，用于分析由电极装置110捕获的多个电信号，以用于确定QRS开始、QRS偏移、中位数、众数、平均值、峰值或最大值、谷值或最小值，用于确定电激动时间，用于基于一个或多个度量或测试选择心跳或QRS波群，用于基于心跳以及QRS波群的一个或多个度量或特征为心跳或QRS波群评分，用于驱动图形用户界面(该图形用户界面被配置为非侵入式地协助用户配置一个或多个参数或设置(诸如，例如A-V间期、V-V间期))，用于驱动图形用户界面(该图形用户界面被配置成用于在植入式医疗设备等的植入之前、期间或之后非侵入式地协助用户选择起搏位置)等。
计算装置140可以被可操作地耦合至输入装置142和显示装置130，以例如向或从输入装置142和显示装置130中的每一者传输数据。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以及显示装置130中的每一个。如本文进一步描述的，用户可向输入装置142提供输入以查看和/或选择与心脏治疗相关的一条或多条配置信息。
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本文描述的功能、方法、和/或逻辑的任何装置。例如，输入装置142可包括鼠标、追踪球、触摸屏(例如，电容触摸屏、电阻触摸屏、多点触摸屏等)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，该信息包括一个或多个心跳、QRS波群、起搏参数、电异质性信息、文本指令、电激动信息的图形描绘、人类心脏的解剖的图形描绘、患者心脏的图像或图形描绘、一个或多个电极的位置的图形描绘、人类躯干的图形描绘、患者躯干的图像或图形描绘、植入的电极和/或引线的图形描绘或实际图像等。进一步地，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。
由计算装置140存储和/或执行的处理程序或例程可包括用于下述的程序或例程：计算数学、矩阵数学、分解算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、校准算法、图像构造算法、信号处理算法(例如，各种滤波算法、傅里叶变换、快速傅里叶变换等)、标准化算法、比较算法、矢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。由计算装置140存储和/或使用的数据可以包括例如来自电极装置110的电信号/波形数据(例如，多个QRS波群)、来自电极装置110的电激动时间、图形(例如，图形元素、图标、按钮、窗口、对话框、下拉菜单、图形区域、图形区、3D图形等)、图形用户界面、来自根据本文的公开采用的一个或多个处理程序或例程的结果(例如，电信号、电异质性信息等)、或可对于执行本文描述的一个和/或多个过程或方法所需的任何其他数据。
在一个或多个实施例中，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示例性系统和方法，所述可编程计算机诸如包括例如处理能力、数据存储(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。本文中所描述的程序代码和/或逻辑可以应用于输入数据以便执行本文中所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而应用于如本文中所描述的或将以已知的方式应用的一个或多个其他设备和/或方法。
可以使用任何可编程语言来提供用于实施本文中所描述的系统、方法、和/或界面的一个或多个程序，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可由通用程序或专用程序可读的任何合适的设备(例如，存储介质)上，所述通用程序或专用程序在计算机系统(例如，包括处理装置)上运行以用于在读取合适的设备来执行本文中所描述的程序时对计算机系统进行配置和操作。换言之，至少在一个实施例中，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示例性系统和方法界面，其中，如此配置的存储介质使计算机以特定的且预定义的方式操作以便执行本文中所描述的功能。进一步地，在至少一个实施例中，示例性系统和方法可以被描述为由编码在一个或多个非瞬态介质中的逻辑(例如，目标代码)来实现，该一个或多个非瞬态介质包括用于执行的并且在由处理器执行时可操作用于执行诸如本文中所描述的方法、过程、和/或功能之类的操作的代码。
计算装置140可以是例如任何固定或移动的计算机系统(例如，控制器、微控制器、个人计算机、小型计算机、平板计算机等)。并不限制计算装置140的确切配置，并且本质上，能够提供合适的计算能力以及控制能力(例如，信号分析、数学功能(诸如，中位数、众数、平均数、最大值确定、最小值确定、斜率确定、最小斜率确定、最大斜率确定)、图形处理等)的任何设备均可被使用。如本文描述的，数字文件可以是由本文描述的计算装置140可读和/或可写的包含数字字节(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、穿孔卡片、磁带等)。同样，如本文中所描述的，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)。
鉴于上述内容，将显而易见的是，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。由此，将用于实现本文中所描述的过程的计算机语言、计算机系统、或任何其他软件/硬件不应当限制于本文中所描述的系统、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。
由电极装置110监测的患者心脏的ECG对于评估被递送至患者的心脏治疗可能是有用的。具体而言，单个心动周期的一个或单个QRS波群对于评估患者的心脏健康和/或被递送至患者的任何心脏治疗可能是有用的。使用如图1以及图2-图3中所示的电极装置110，患者心脏的此类ECG或ECG信号可被监测或确定。示例性电极装置110可以被配置用于测量患者14的身体表面电势，并且更具体地，患者14的躯干表面电势。如图2所示，示例性电极装置110可以包括一组电极112或电极112阵列、绑带113和接口/放大器电路系统116。电极112可以被附连或耦合到绑带113上并且绑带113可以被配置成围绕患者14的躯干缠绕，使得电极112环绕患者的心脏。如进一步所示的，电极112可以围绕患者14的外周定位，包括患者14的躯干的后部、侧面、后外侧、前外侧、和前部位置。
进一步地，电极112可以经由有线连接118被电连接至接口/放大器电路系统116。接口/放大器电路系统116可以被配置成放大来自电极112的信号并且将这些信号提供给计算装置140。其他示例性系统可以使用无线连接来将由电极112感知到的信号传输到接口/放大器电路系统116，并且进而，传输到计算装置140，例如，作为数据的信道。例如，可以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将接口/放大器电路系统116电耦合到计算装置140和显示装置130中的每一者。
尽管在图2的示例中电极装置110包括绑带113，但是在其他示例中，可以采用多种机制中的任何一个(例如，胶带或粘合剂)来帮助电极112的间隔和放置。在一些示例中，绑带113可以包括弹性带、胶带条或布。在其他示例中，电极112可以被单独放置在患者14的躯干上。进一步地，在其他示例中，电极112(例如，以阵列布置)可以是贴片、背心的一部分或定位在贴片、背心中，和/或将电极112紧固到患者14的躯干上的其他方式。又进一步地，在其他示例中，电极112可以是材料的两个部分或两个“贴片”的一部分，或被定位在材料的两个部分或两个“贴片”内。两个部分或贴片中的一个可被定位在患者14的躯干的前侧上(例如，以监测表示患者心脏前侧的电信号、测量表示患者心脏的前侧的替代心脏电激动时间等)，并且另一部分或贴片可被定位于患者14的躯干的后侧上(例如，以监测表示患者心脏的后侧的电信号、测量表示患者心脏的后侧的替代心脏电激动时间等)。并且又进一步地，在其他示例中，电极112可被布置在从患者14的前部侧跨越患者14的左侧延伸至患者14的前部侧的顶部列以及底部列中。又另进一步地，在其他示例中，电极112可被布置在围绕腋窝区域的曲线中，并且可具有电极密度，该电极密度在右胸上比其他剩余区域更为稀疏。
电极112可以被配置成环绕患者14的心脏，并且在信号已经传播通过患者14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这些电信号。电极112中的每一个可以以单极配置使用以感测反映心脏信号的躯干表面电势。接口/放大器电路系统116还可以耦合至可以与每个电极112组合使用以用于单极感测的返回电极或中性电极(未示出)。在一些示例中，可能存在在空间上围绕患者躯干分布的约12至约50个电极112。其他配置可以具有更多或更少的电极112。要理解的是，电极112可不被布置或分布在完整围绕或完全围绕患者14延伸的阵列中。替代地，电极112可被布置在仅围绕患者14的一部分延伸或部分地围绕患者14延伸的阵列中。例如，电极112可被分布在患者的前部、后部、左侧上，其中右侧(包括右侧的后部区和前部区)附近的电极较少或没有电极。
计算装置140可以记录并分析由电极112感知到的并且由接口/放大器电路系统116放大/调节的躯干表面电势信号。计算装置140可被配置为分析来自电极112的信号以提供来自患者心脏的心电图(ECG)信号、信息或数据，如本文将进一步描述的。
此外，计算装置140可被配置为提供图形用户界面，该图形用户界面描绘了ECG，包括使用电极装置110获取的QRS波群以及与其相关的其他信息。示例性系统以及方法可非侵入式地使用通过使用电极装置110收集的电信息以评估患者的心脏健康并且评估以及配置被递送至患者的心脏治疗。
进一步地，电极装置110可进一步包括参考电极和/或驱动电极，该参考电极和/或驱动电机例如定位在患者14的下半躯干周围并且可进一步地由系统100使用。例如，电极装置110可包括三个参考电极，并且来自该三个参考电极的信号可被组合以提供参考信号。进一步地，电极装置110可使用三个尾部参考电极(例如，替代于威尔逊中心电端(WilsonCentral Terminal)中使用的标准参考)以通过平均三个尾部定位的参考信号来获得“真实的”具有较少噪声的单极信号。
图3示出包括多个电极112的另一示例性电极装置110，该多个电极112被配置成环绕患者14的心脏，并且在与心脏的去极化和复极化相关联的电信号已经传播通过患者14的躯干之后记录或监测这些电信号。电极装置110可以包括背心114，多个电极112可以被附接在背心114上，或电极112可以耦合至背心114上。在至少一个实施例中，多个电极112或电极112的阵列可以用来收集电信息，诸如，例如替代电激动时间。与图2的电极装置110相似，图3的电极装置110可包括通过有线连接118被电耦合至电极112中的每一个的接口/放大器电路116，并且被配置成用于将来自电极112的信号传输至计算装置140。如所示的，电极112可以被分布在患者14的躯干上，包括例如患者14的躯干的后位置、侧位置、后外侧位置、前外侧位置和前位置。
背心114可以由编织物形成，其中电极112附接到编织物上。背心114可配置成维持患者14的躯干上的电极112的位置和间隔。进一步地，背心114可被标记以辅助确定患者14的躯干表面上的电极112的位置。在一些示例中，可存在围绕患者14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。
示例性系统以及方法可被用于在患者的心脏健康的评估和/或当前(例如，通过植入式医疗设备)被递送至患者的心脏治疗的配置中向用户提供非侵入式协助。例如，示例性系统以及方法可被用于在被递送至患者的心脏治疗的一个或多个心脏治疗设置的配置和/或调整中协助用户。进一步地，例如，示例性系统以及方法可提供对起搏治疗(例如，左单心室起搏治疗)的A-V间期或延迟的优化。
在图4中描绘了从多个心动周期中选择心动周期或心跳的示例性方法200。更具体地，在该实施例中，由于例如QRS波群可被用于确定激动时间以及电异质性信息，因此表示心动周期的电信号的QRS波群可被选择。
如所示，方法200包括使用多个外部电极(诸如在本文描述的电极装置110上找到的外部电极)监测患者的电活动202。可监测电活动202达多个心动周期或心跳。进一步地，可监测电活动202达所选择的时间段(诸如，例如，五秒钟)。如本文描述的，相对于心动周期的一些信号，或更具体地，与心动周期相关的QRS波群可以是不规则的，或具有其他不期望的特性或特征，这使得与这些心动周期对应的信号(例如，QRS波群)对于相对于患者的心脏健康或被递送至患者的心脏治疗的进一步分析而言是不期望的。要理解的是，表示心动周期的更为期望的信号并不一定意味着最为“健康的”心动周期被选择。替代地，具有在恰当的评估中使用的期望的信号特性的心动周期的信号可以是被选择的心动周期。
由此，可描述的是，方法200可分析电信号，或更具体地，分析心动周期内的QRS波群以确定哪个心动周期产生了或具有期望的信号或QRS波群以供进一步分析。换言之，方法200可在心动周期或心跳期间从更多期望的信号中“滤除”不期望的信号，并且可在至少一个实施例中确定可以期望用于进一步分析的心动周期或心跳以及信号或与信号对应的QRS波群。
方法200可确定或标识多个心动周期内的多个信号内的多个QRS波群的峰时间204。例如，在图5中描绘了随着时间的多个电信号230的图。多个电信号230包括多个心动周期。换言之，在多个心动周期内电信号230已被捕获或监测。为了标识心动周期，并且更具体地，标识表示心动周期的信号内的QRS波群231，QRS峰中的每一个可被定位在多个信号230内。在图5中标识了对应五个心动周期的五个QRS峰232。进一步地，QRS峰232中的每一个发生的时间可被称为QRS峰时间234，每一个均由线表示。
峰时间234可随后被用于标识QRS波群231中的每一个。例如，峰时间234中的每一个的周围的多个电信号230中的每一个的一部分可被选择以供进一步分析。换言之，可在多个电信号230的相应峰时间234周围为多个电信号230中的每一个“形成窗口(window)”，以提供与每一个心动周期或QRS波群231对应的多个电信号230的分段。例如，在图6中描绘了从约1780毫秒处的峰时间234形成窗口或标识的单个心跳或QRS波群231内的多个电信号230的图。
进一步地，标识在峰时间234中的每一个周围的多个电信号230中的每一个的一部分，或更具体地，标识QRS波群，可通过确定QRS波群的开始和偏移时间来执行。确定QRS波群的开始和偏移时间的示例性系统以及方法可在于2017年3月15日提交的并且题为“QRSOFFSET AND ONSET DETERMINATION(QRS偏移以及开始确定)”的美国临时专利申请序列号62/471,938、于2016年12月2日提交的并且题为“DETERMINING ONSETS AND OFFSETS OFCARDIAC DEPOLARIZATION AND REPOLARIZATION WAVES(确定心脏去极化以及复极化波的开始以及偏移)”的美国专利申请公开第2017/0143976A1号以及于2015年7月31日提交的并且题为“DETERMINING ONSET OF CARDIAC DEPOLARIZATION AND REPOLARIZATION WAVESFOR SIGNAL PROCESSING(确定心脏去极化以及复极化波的开始以用于信号处理)”的美国专利申请公开第2016/0331258A1号中描述，上述均通过引用以其整体通过引用并入本文。
方法200可进一步包括在多个心动周期206内生成每一个QRS波群231的一个或多个(或多个)度量。在该示例中，五个心动周期(更具体地，在该示例中，五个QRS波群231)被标识(见图5)，并且由此，可针对五个心动周期中的每一个生成或计算一个或多个度量。更具体地，在该示例中，可针对对应五个心动周期的五个QRS波群231中的每一个生成或计算一个或多个度量。
生成206的度量中的一个或多个可被描述为使用由至少两个或两个或多更多个电极监测或捕获的多个信号230中的至少两个或两个或更多个信号。进一步地，一个或多个度量生成206可使用各种子度量。例如，一个或多个度量生成206可使用单周期子度量，该子度量是基于心动周期期间正在被分析的多个电信号中的至少两个。换言之，单周期子度量可仅使用特定心动周期的窗口期间(针对其正在生成度量)记录的电信号数据。进一步地，例如，一个或多个度量生成206可使用周期系列子度量，该周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间或至少两个心动周期内的多个电信号中的至少两个。换言之，周期系列子度量可使用多个心动周期的多个窗口期间记录的电信号数据，该多个心动周期包括正在针对其生成度量的心动周期。
而且，尽管单周期子度量被描述为使用多个电信号中的至少两个，要理解的是，单周期度量和/或周期系列度量可使用提供有效信号的全部电信号。进一步地，要理解的是，单周期子度量和/或周期系列子度量可使用基于一个或多个预筛选或滤波过程的一组电信号。尽管如此，子度量中的每一个可使用两个或更多个电信号。此外，子度量中的每一个可被用于生成所生成206的一个或多个度量，该一个或多个度量将进一步由过程208使用，如本文将进一步描述的。
示例性单周期子度量可包括最大幅度、最小幅度、加总幅度、R-R间期、峰到峰幅度、分散(例如，标准差、方差、范围等)、极性、窗口长度等。最大幅度240可以是峰时间234处的多个信号230(例如，全部多个信号)中的至少两个的最大信号的值。最小幅度242可以是峰时间234处的多个信号230中的至少两个(例如，全部多个信号)的最小信号的值。加总幅度244可以是峰时间234处的多个信号230(例如，全部多个信号)中的全部幅度值中的至少两个的加总。R-R间期可以是从峰时间234到在前QRS波群或跟随的QRS波群的峰时间234的时间值。
示例性周期系列子度量可以是针对每一个心动周期或QRS波群生成或计算的单周期子度量的中位数、众数、平均数、分位数、(最大值-最小值)/2、去掉离群值(例如，至少一个高值、至少一个低值等)后的中位数、去掉离群值(例如，至少一个高值、至少一个低值等)后的平均数、标准差等。进一步地，要理解的是，接触度量可被用于消除来自计算(诸如，中位数)的信号(例如，如果它们具有低峰到峰幅度等)以防止计算被人为地收缩。换言之，预处理步骤或过程可在计算度量或子度量中的任一个之前使用，以消除离群值或不期望的信号数据。
进一步地，针对每一个心动周期或QRS波群生成的每一个度量可以是单周期子度量的分数或比例，该单周期子度量可基于正被分析的当前心动周期期间多个电信号230中的至少两个；针对每一个心动周期或QRS波群生成的每一个度量可以是周期系列子度量的分数或比例，该周期系列子度量可基于至少两个心动周期期间多个电信号230中的至少两个。在图5-图6中描绘的示例中，可基于单周期子度量(该单周期子度量是基于具有1780毫秒的峰时间234的QRS波群的全部多个电信号230)以及周期系列子度量(该周期系列子度量是基于五个峰时间234(图5)中的每一个处的全部多个信号230)生成一个度量。
更具体地，最大幅度度量、最小幅度度量、加总幅度度量以及R-R间期度量可如下生成：
Figure BDA0002379446890000181
Figure BDA0002379446890000182
Figure BDA0002379446890000191
Figure BDA0002379446890000192
在已针对每一个心动周期或心跳(QRS波群)生成206至少一个度量或多个度量后，方法200可随后基于至少一个度量选择心动周期或心跳208中的一个或多个。所选择的一个或多个心动周期或心跳208可随后被用于对患者心脏功能和/或被递送至患者的心脏治疗的进一步分析。在一个或多个实施例中，单个心动周期或心跳可被选择208。
要理解的是，可以多种不同的方式执行基于至少所生成的度量对心动周期或心跳中的一个或多个的选择208。在图7-图10中描绘了基于至少所生成的度量对心动周期或心跳中的一个或多个的选择208的一个示例性方法或过程208。
图7的方法208可包括将每一个心动周期或心跳的每一个度量与阈值相比较210，并且随后基于每一个度量的比较为每一个心动周期或心跳评分212。例如，图8中描绘了针对五个心跳从多个电信号230中生成的示例性度量的表。特别地，如所示，针对五个心跳中的每一个生成最大幅度度量(M最大)、最小幅度度量(M最小)、加总幅度度量(M加总)以及R-R间期度量(Mrr)。
可随后将每一个心跳的每一个度量的每一个值与各种阈值相比较以确定每一个心跳的每一个度量的分数。要理解的是，可以以多种不同的方式以及在评分中使用多个不同的阈值。一个示例性阈值组在下列表1中描绘：
Figure BDA0002379446890000193
Figure BDA0002379446890000201
表1
可将图8中描绘的度量中的每一个与上述表1的阈值相比较，并且如果度量的值通过阈值，则分配分数0，而如果度量的值未能通过阈值，则分配分数1，如图9的表格中所示。额外地示出，可通过将心跳的所有分数相加(如图9的表的底部行中所示)来将每一个心跳的分数制成表。换言之，一列中的每一个值(其中每一个值表示心跳或心动周期)可被加在一起以提供该特定心跳或心动周期的分数。如所示，“心跳1”具有分数“0”、“心跳2”具有分数“0”、“心跳3”具有分数“1”、“心跳4”具有分数“3”、“心跳5”具有分数“1”。选择心动周期或心跳的示例性方法或过程208可尤其使用这些分数(如本文所描述的，这些分数是基于单周期子度量以及周期系列子度量两者)以用于选择一个或多个心动周期或心跳以供进一步分析以及评估。
要理解的是，可进一步考虑额外度量，诸如，例如电极接触度量或区域电极接触度量。电极接触度量可表示在心动周期期间从患者的组织捕获有效的心电图信号的多个电极的量。区域电极接触度量可表示被定位在患者所选择的区域附近的多个电极的量，该多个电极在心动周期期间从患者的选择区域中的组织捕获有效的心电图信号。在一个或多个实施例中，电极接触度量可被计算为在每一个心动周期内具有有效心电图信号的电极的百分比，并且除本文描述的其他信号质量度量之外，该度量可被用于选择心动周期。例如，如果基于这些度量，一时间段内的所有心动周期具有相同的分数，则具有最大电极接触度量的心动周期可被用于解决平局情况(tie)并且选择心动周期以用于激动时间的处理。可计算躯干的一个或多个区域(诸如，例如右胸和/或左胸)的电极接触度量。在另一实施例中，具有低于阈值的电极接触度量的心动周期可能无资格进行选择。此类阈值的示例性值可以是70％、65％、60％等。用于在提供电极接触度量以及标识提供有效的感测信号的电极中使用的示例性系统以及方法可在于2014年3月27日提交的并且题为“Systems,Methods,andInterfaces for Identifying Effective Electrodes(用于标识有效电极的系统、方法以及界面)”的美国专利申请第14/227,955号中描述，该申请以其全文通过引用并入本文。
此外，如相对于表1描述的评分可被“加权”。例如，在一个实施例中，R-R间期度量可具有2的失败分数。进一步地，一些度量可被首先分析，移除一些心跳，并且随后针对剩余的心跳分析剩余的度量。例如，R-R间期度量可被分析，并且如果任何心跳被移除，则跟随该被移除的心跳的心跳以及在该被移除的心跳之前的心跳可被潜在地移除。随后，剩余的度量可被用于选择心跳。进一步地，例如，在另一示例中，R-R间期度量可值1.5并且加总度量可值0.5。
示例性方法208可包括基于分数从选择心动周期或心跳的考虑中移除214。例如，可将该分数与评分阈值相比较，并且取决于分数是高于、等于还是低于评分阈值，可确定是否保留心动周期，或将心动周期从考虑中移除。例如，可将具有或限定了高于评分阈值的分数的任何心动周期或心跳从进一步考虑中移除，并且相反地，可保留具有或限定了低于或等于评分阈值的分数的任何心动周期或心跳。在该实施例中，评分阈值可以是“2”。由此，具有高于2的分数的任何心跳可被忽略，并且不被进一步考虑选择。
如果仅剩余单个心跳或心动周期，方法208可结束，并且最终剩余的心跳或心动周期可被选择以供进一步评估。
示例性方法208可进一步包括将跟随具有高于评分阈值的分数的心跳的心跳从选择的考虑中移除。换言之，也可将紧接着未能低于阈值的心跳之后发生的心跳从选择的进一步考虑中移除。例如，如果特定心跳(诸如，“心跳17”)因为具有高于评分阈值的分数而被移除，则也可将跟随的“心跳18”从考虑中移除。同样，如果仍旧剩余不止一个心动周期，则可将在具有失败阈值的心跳之前的心跳从考虑中移除。例如，如果特定心跳(诸如，心跳“17”)因为具有高于评分阈值的分数而被移除，则也可将在前的“心跳16”从考虑中移除。”
如果仍旧剩余不止一个心动周期，则可将来自多个信号的多个心动周期中的第一个心动周期从考虑中移除218。同样，如果仍旧剩余不止一个心动周期，则可将来自多个信号的多个心动周期中的最后心动周期从考虑中移除220。最后，如果多个心动周期中剩余不止一个心动周期，则仍旧剩余的最早心动周期可被选择以供进一步评估以及分析222。
图10中描绘了从图8-图9的五个心跳中选择心跳或心动周期的示例性选择过程。如所示，五个心跳或心动周期由框表示，并且使用方法208从左至右按照时间顺序评估。当基于方法208的具体步骤或过程移除心跳时，表示该心跳的框是由虚线表示，并给随后从下一步骤或过程的图中被移除。
首先，具有高于2(即，评分阈值)的分数的心跳可被移除214。如图9中所示，“心跳4”具有分数3，其高于2，并且由此“心跳4”可被移除。随后，由于剩余不止一个心跳，跟随具有高于2(即，评分阈值)的分数的任何心跳可被移除216。剩余四个心跳，并且由此跟随“心跳4”的“心跳5”可被移除。
进一步地，由于剩余不止一个心跳，多个心跳中的第一个心跳可被移除218，并且由此，“心跳1”被移除。又进一步地，尽管剩余不止一个心跳，然而多个心跳中的最后一个心跳已经被移除，并且由此，过程220中没有心跳被移除。最后，如果剩余不止一个心跳，剩余的最早心跳可被选择以供进一步评估以及分析222。由于“心跳2”以及“心跳3”剩余，因为“心跳2”早于“心跳3”发生，因此“心跳3”被移除，剩下“心跳2”被选择224。
换言之，示例性系统以及方法可被描述为使用QRS波群质量排名。例如，若干度量被用于将5秒钟时段内的每一个心跳的单个预定义的时间点处的电特性与跨多个身体表面电极的全部心跳的中位值的电特性相比较。此类度量包括：最大以及最小信号值、全部信号值的加总以及峰到峰间期。将每一个心跳的度量与阈值相比较，并且针对每一个特性该度量通过或失败。其他度量可包括处于良好接触并且测量每一个QRS波群的有效的ECG信号的电极的百分比，因为给定电极的接触以及因此信号质量可在5秒内是变化的。信号质量或接触的度量可基于皮肤-电极阻抗以及幅度被测量。
进一步地，使用通过或失败评价的分数可随后被用于确定哪些心跳是从中位心跳值出发不规则的，并且可能不表示当前起搏参数的电传导。将这些不规则心跳从候选池中移除。将跟随不规则心跳的额外候选心跳以及在信号集的开始以及结束处的额外候选心跳移除。
另进一步地，示例性系统以及方法可收集每一个起搏配置的五秒的数据。然而，处理每一个5秒截取(clip)中的所有心跳以用于CRT优化在计算上来说可能是代价高昂并且冗余的。由此，示例性系统以及方法可被描述为在时间序列中相对于所有其他心跳量化并且评分每一个心跳的质量，并且随后确定哪个QRS波群要额外地处理。质量检查可标识不规则心跳，诸如PVC，并且选择过程选择最能表示中位数的心跳。
如本文描述的，可以参照被配置成靠近患者心脏的一个或多个部分定位的植入式医疗设备(IMD)和/或一个或多个引线的植入和配置来使用本文描述的示例性系统和方法。例如，可以结合本文参照图11-13描述的示例性治疗系统10使用示例性系统和方法。
图11是示出了可用于向患者14递送起搏治疗的示例性治疗系统10的概念图。患者14可以是但不一定是人。治疗系统10可包括可以耦合至引线18、20、22的植入式医疗设备16(IMD)。IMD 16可以是例如植入式起搏器、心脏复律器和/或除颤器，其经由耦合至引线18、20、22中的一个或多个的电极向患者14的心脏12递送或提供电信号和/或从患者14的心脏12监测电信号。
引线18、20、22延伸至患者14的心脏12中以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图11中所示的示例中，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到达邻近心脏12的左心室32的游离壁的区域。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。尽管系统10包括RV引线18，要理解的是，本文描述的示例性系统以及方法可不利用被定位在用于感测和/或起搏的RV引线18上的电极。进一步地，要理解的是，系统10仅是一个示例，并且本文描述的示例性系统和方法可利用不包括RV引线18(例如，用于感测和/或起搏)的系统。
IMD 16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。在一些示例中，IMD 16基于在心脏12内感知到的电信号来向心脏12提供起搏治疗(例如起搏脉冲)。IMD 16可操作用于调整与起搏治疗相关联的一个或多个参数，诸如，例如A-V延迟和其他各种计时、脉冲宽度、振幅、电压、脉冲串长度等。进一步地，IMD 16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，多极引线系统可提供或供应多个电向量以从其起搏。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定位在至少一条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定位在至少一条引线(例如，同一条引线或不相同的引线)上和/或在IMD的壳体或罐(can)上的至少一个电极。虽然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，但是如阻抗、起搏阈电压、电流消耗、寿命等电参数可能更依赖于包括阴极和阳极两者的起搏向量。IMD 16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。进一步地，IMD 16可检测心脏12的心律失常(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，可对IMD 16进行编程以递送累进的治疗(例如，具有增大的能量水平的脉冲)，直到心脏12的纤颤停止为止。
图12A-12B是更详细地示出了图11的治疗系统10的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可经由连接器块34被电耦合至IMD 16的治疗递送模块(例如，以便递送起搏治疗)、感测模块(例如，以便从一个或多个电极感测一个或多个信号)和/或任何其他模块。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IMD 16的连接器块34中的相应的电触头。另外，在一些示例中，引线18、20、22可借助于固定螺钉、连接销或另一种合适的机械耦合机构被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，所述绝缘引线体可以携载通过隔离件(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)在示出的示例中，双极电极40、42被定位在引线18的远侧端附近。此外，双极电极44、45、46、47被定位于引线20的远侧端附近，并且双极电极48、50被定位于引线22的远侧端附近。
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、45、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)中的相应一个，并由此耦合至引线18、20、22的近侧端上的电触头中的相应一个。
此外，电极44、45、46和47可具有约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可与电极45距离例如约21毫米(mm)，电极45和46可以彼此间隔例如约1.3mm至约1.5mm的距离，并且电极46和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可进一步用于感测随着心脏12的去极化和复极化的电信号(例如，电描记图(EGM)内的形态波形)。感知电信号可被用于调整一个或多个起搏参数，诸如，例如A-V间期、V-V间期等，以提供最佳和/或有效的心脏功能。这些电信号经由相应的引线18、20、22而被传导至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12A中所示，IMD 16包括一个或多个外壳电极，诸如外壳电极58，其可与IMD 16的外壳60(比如气密式外壳)的外表面一体地形成或以其他方式耦合至该外壳60。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的任何电极可用于与外壳电极58相组合的单极感测或起搏。换言之，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一者可结合用于形成感测向量，例如，可用于评估和/或分析起搏治疗的有效性的感测向量。本领域技术人员将理解的是，还可以选择其他电极来限定或用于起搏和感测向量。进一步地，当不被用于递送起搏治疗时，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12A进一步详细描述的，壳体60可封围治疗递送模块，该治疗递送模块可包括用于生成心脏起搏脉冲和除颤或心脏复律电击的刺激发生器、以及用于监测患者心脏的电信号(例如，患者的心律)的感测模块。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。IMD 16可以经由细长电极62、64、66和壳体电极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可以由任何适当的导电材料制成，诸如，但不限于铂、铂合金、和/或已知可用于植入式除颤电极的其他材料。由于电极62、64、66一般不被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中的任意电极组合使用。在至少一个实施例中，RV细长电极62可用于在起搏治疗的递送期间感测患者的心脏的电活动(例如，与外壳电极58组合，或与除颤电极至外壳电极的向量组合)。
图11-图13中所示出的示例性治疗系统10的配置仅为几个示例。在其他示例中，替代图11所示的经静脉引线18、20、22或除了图11所示的经静脉引线18、20、22之外，治疗系统可包括心外膜引线和/或贴片电极。另外，在其他示例中，治疗系统10可被植入在心脏间隔区中/周围，其中不具有经静脉引线(例如，无引线/或无线起搏系统)，或具有被植入(例如，经静脉植入或使用方法)到心脏的左腔室中的引线(除了如图11所示的被放置到心脏右腔室中的经静脉引线之外或代替如图11所示的被放置到心脏右腔室中的经静脉引线)。示例性无引线系统可在于2014年2月5日提交的并且题为“Systems and Methods for LeadlessCardiac Resynchronization Therapy(用于无引线心脏再同步治疗的系统以及方法)”的美国专利申请序列号14/173,288中描述，该专利申请以其整体通过引用并入本文。进一步地，在一个或多个实施例中，IMD 16不需要被植入至患者14体内。例如，IMD 16可以经由延伸通过患者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等的到心脏内的起搏组件(多个)的能量传输)和使用在罐/壳体和/或皮下引线上的电极感测心脏激动。
在向心脏12提供电刺激治疗的治疗系统的其他示例中，这种治疗系统可以包括耦合至IMD 16的任何适当数量的引线，并且所述引线中的每条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包括少于或多于三个的经静脉引线。在至少一个实施例中，向心脏12提供起搏或电刺激治疗的治疗系统可仅通过使用或包括被定位在左心室中的感测或起搏电极来提供左单心室起搏治疗。在这些左单心室起搏系统中，至少一个起搏和/或感测电极可被定位在患者的左心室中，并且至少一个起搏和/或感测电极可被定位在右心房以及左心房中的一个或该二者中。另进一步地，其他治疗系统可包括从IMD16延伸进入右心房26或右心室28的单个引线，或延伸进入右心房26和右心室28中的相应一个的两根引线。
图13A是IMD 16的一个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、治疗递送模块84(例如，其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执行时，这些计算机可读指令使IMD 16和/或控制模块81执行本文所描述的归因于IMD 16和/或控制模块81的各种功能。进一步地，存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、和/或电的介质，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、和/或任何其他数字介质。示例性夺获管理模块可以是在2010年3月23日公告的并且题为“LV阈值测量和夺获管理(LV THRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT)”的美国专利第7,684,863号中描述的左心室夺获管理(LVCM)模块，所述专利通过引用以其整体结合在此。
控制模块81的处理器80可包括以下各项中的任一项或多项：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系统。在一些示例中，处理器80可包括多个组件，诸如以下各项的任意组合：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系统。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可控制治疗递送模块84根据可存储在存储器82中的选定的一个或多个治疗程序向心脏12递送治疗(例如，诸如起搏之类的电刺激治疗)。此外，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，A-V延迟、V-V延迟、具有幅度、脉冲宽度、频率的起搏脉冲或电极极性等)，其可由一个或多个所选择的治疗程序指定(例如，A-V和/或V-V延迟调整程序、起搏治疗程序、起搏恢复程序、夺获管理程序等)。如所示出的，治疗递送模块84例如经由相应引线18、20、22的导体或在壳体电极58的情况下经由被放置在IMD 16的壳体60内的电导体而被电耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。治疗递送模块84可以被配置用于使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极生成诸如起搏治疗之类的电刺激治疗并向心脏12递送诸如起搏治疗之类的电刺激治疗。
例如，治疗递送模块84可经由耦合至引线18、20、和22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或经由引线18、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，治疗递送模块84可经由电极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。
IMD 16可进一步包括开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可使用开关模块85来例如经由数据/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被用于感测。开关模块85可包括开关阵列、开关矩阵、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耦合至一个或多个选定电极的任何其他类型的开关设备。更具体地，治疗递送模块84可包括多个起搏输出电路。可例如使用开关模块85来选择性地将多个起搏输出电路中的每一个起搏输出电路耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个(例如，使用双极或多极起搏向量来递送治疗的一对电极)。换言之，可使用开关模块85来将每个电极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被耦合(例如，电耦合)至感测装置，该感测装置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(也被称为P-P间期或A-A间期)、R波到R波的间期(也被称为R-R间期或V-V间期)、P波到QRS波群的间期(也被称为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波改变、QT间期、电向量等。
开关模块85还可以与感测模块86一起用于选择使用或启用可用电极中的哪些可用电极来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，开关模块85还可以与感测模块86一起用于选择不使用(例如，禁用)可用电极中的哪些可用电极来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)等。在一些示例中，控制模块81可经由感测模块86内的开关模块(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包括信道，所述信道包括具有比R波或P波放大器相对更宽的通带的放大器。可以向多路复用器提供来自选定感测电极的信号，并且之后由模数转换器将所述信号转换成多位数字信号以便例如作为电描记图(EGM)而存储在存储器82中。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。
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计时和控制模块的中断，其中，该中断可与感知到的P波和R波的出现以及心脏起搏脉冲的生成相对应。可由处理器80执行任何必要的数学计算，并且由起搏器计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的一部分可以被配置为能够保留一个或多个系列的测得间期(例如，固有A-V传导时间)的多个再循环缓冲器，可响应于起搏或感测中断的发生而通过例如处理器80分析所述一个或多个系列的测得间期以便确定患者心脏12当前是否正展现出房性或室性快速心律失常。
起搏计时以及控制模块可包括可编程计数器，该可编程计数器控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR以及单和双腔室起搏的其他模式相关联的基础时间间期。在前面提到的起搏模式中，“D”可指示双腔室，“V”可指示心室，“I”可指示被禁止的起搏(例如无起搏)，而“A”可指示心房。起搏模式中的第一个字母可指示被起搏的腔室，第二个字母可指示在其中电信号被感知的腔室，而第三个字母可指示其中提供对感测的响应的腔室。
控制模块81的遥测模块88可以包括用于与诸如编程器等另一设备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可以借助于天线(所述天线可以是内部和/或外部天线)来接收来自编程器的下行链路遥测并向编程器发送上行链路遥测。处理器80可例如经由地址/数据总线提供要被上行链路至编程器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所接收的数据提供至处理器80。
IMD 16的各种组件被进一步耦合至电源90，所述电源90可包括可再充电的和不可再充电的电池。可选择不可再充电的电池以维持达若干年，而可再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13B是IMD 16的功能框图的另一实施例。图13B描绘了双极RA引线22、双极RV引线18以及双极LV CS引线20，没有LA CS起搏/感测电极，并且与植入式脉冲发生器(IPG)电路31耦合，该植入式脉冲发生器电路31具有起搏领域所公知的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间接地耦合至计时电路43并且经由数据和控制总线耦合至微计算机电路33。在通常被划分成微型计算机电路33和起搏电路21的功能框图中示出了IPG电路31。起搏电路21包括数字控制器/定时器电路43、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提供基本计时时钟，而电池29提供电力。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，并且类似地响应于检测到低电池条件而重置设备的操作状态。参考模式电路37生成稳定的电压参考以及电流以用于起搏电路21内的模拟电路。模数转换器(ADC)以及多路复用器电路39数字化模拟信号以及电压以提供例如来自放大器55的心脏信号的实时遥测以用于经由RF发射器以及接收器电路41进行上行链路传输。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可对应于示例性植入式的心脏起搏器中使用的那些中的任一个。
如果IPG被编程为频率响应(rate responsive)模式，则由一个或多个生理传感器输出的信号被用作频率控制参数(RCP)以导出生理逸搏间期。例如，与在描绘的、示例性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS)电路35中出现的患者的活动水平成比例地调整逸搏间期。患者活动传感器27被耦合到IPG壳体并且可以采取压电晶体换能器的形式。患者活动传感器27的输出信号可被处理并且被用作RCP。传感器27响应于感知到的身体活动而生成电信号，这些电信号由活动电路35处理并被提供给数字控制器/定时器电路43。活动电路35以及相关联的传感器27可与于1991年10月1日公开的题为“METHOD AND APPARATUS FORIMPLEMENTING ACTIVITY SENSING IN A PULSE GENERATOR(用于在脉冲发生器中实现活动感测的方法和装置)”的美国专利第5,052,388号以及于1984年1月31日公告的并且题为“RATE ADAPTIVE PACER(频率自适应起搏器)”的美国专利第4,428,378号中所公开的电路对应，上述专利均通过引用以其整体并入本文。相似地，在本文描述的示例性系统、装置和方法可以结合替代类型的传感器(诸如，氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器)来实践，以用于提供频率响应起搏功能。替代地，QT时间可用作频率指示参数，在这种情况下不需要额外的传感器。相似地，在本文描述的示例性实施例还可以在非频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完成向外部编程器或者从所述外部编程器的数据传输，该相关联的RF收发器41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。上行链路遥测能力可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知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。
微型计算机33包含微处理器80和相关联的系统时钟以及分别在处理器上的RAM和ROM芯片82A和82B。另外，微型计算机电路33包括单独的RAM/ROM芯片82C以提供另外的存储器容量。微处理器80通常以减小的功率消耗模式来进行操作，并且是中断驱动的。微处理器80响应于限定的中断事件而被唤醒，该限定的中断事件可尤其包括由数字定时器/控制器电路43中的定时器生成的A触发(TIRG)信号、RV触发信号、LV触发信号，以及由感测放大器电路55生成的A事件信号、RV事件信号和LV事件信号。由微型计算机电路33根据被编程进入的(programmed-in)参数值和操作模式通过数据和控制总线来控制由数字控制器/定时器电路43进行倒计时(time out)的间期和延迟的特定值。此外，如果被编程成用于作为频率响应起搏器而进行操作，则可以例如每周期或每两秒提供计时中断，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，如适用的。此外，微处理器80还可用于限定可变的、可操作的A-V延迟间期和/或V-V间期、以及被递送至心室和/或心房的能量。
在一个实施例中，微处理器80是适合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，设想的是，其他实施方式可适于实践本发明。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/定时器电路43在微型计算机33的总体控制下进行操作以便控制起搏电路321内的计时功能和其他功能，并且包括一组计时电路和相关联逻辑电路，描绘了所述一组计时电路和相关联逻辑电路中的与本发明有关的某些电路。所描绘的计时电路包括URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器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定时器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定时器83D、用于自在前的A事件或A触发的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行计时的A-V延迟间期定时器83E、用于对心室后时间周期进行计时的心室后定时器83F、以及日期/时间时钟83G。
用一个心室腔的适当延迟间期(例如，A-RVp延迟或A-LVp延迟)来加载A-V延迟间期定时器83E，以便从在前的A-起搏或A-事件开始倒计时。间期定时器83E触发了起搏刺激的递送，并且可以基于一个或多个之前的心动周期(或来自针对给定患者根据经验导出的数据集)。
事件后定时器83F对RV事件或LV事件或RV触发或LV触发之后的心室后时间周期以及A事件或A触发之后的心房后时间周期进行倒计时。事件后时间周期的持续时间还可以被选择作为微型计算机33中存储的可编程参数。心室后时间周期包括PVARP、心房后心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、心室后心房消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，但是可以至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路系统而适当地定义其他周期。心房后时间周期包括心房不应期(ARP)(在心房不应期期间，为了重置任何A-V延迟的目的而忽略A事件)以及心房消隐期(ABP)(在该心房消隐期期间，禁用心房感测)。应当注意的是，心房后时间周期和A-V延迟的开始可与每个A事件或A触发的开始或结束基本上同时开始，或者在A触发的情况下，可以在A触发之后的A起搏结束时开始。类似地，心室后时间周期和V-A逸搏间期的开始可以与V事件或V触发的开始或结束基本上同时开始，或者在V触发的情况下，在V触发之后的V起搏结束时开始。微处理器80还可选地计算A-V延迟、V-V延迟、心室后时间周期和心房后时间周期，它们随响应于(多个)RCP、固有A-V传导时间、固有心率和/或任何其他参数或度量而建立的基于传感器的逸搏间期而变化。
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LA起搏的话))、RV起搏脉冲发生器、LV起搏脉冲发生器和/或配置成提供心房和心室起搏的任何其他脉冲发生器。为了触发RV起搏或LV起搏脉冲的生成，数字控制器/定时器电路43在A-RVp延迟的超时(在RV预激的情况下)时生成RV触发信号或在A-LVp延迟的超时(在LV预激的情况下)时生成LV触发，所述A-RVp延迟的超时和A-LVp延迟的超时由AV延迟间期定时器83E(或V-V延迟定时器83B)提供。类似地，在由逸搏间期定时器83D计时的V-A逸搏间期结束时，数字控制器/定时器电路43生成触发RA起搏脉冲的输出的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包括开关电路，以用于将来自引线导体与IND-罐电极20之间的选定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(如果被提供的话))、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选择要与输出放大器电路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和LV起搏。
感测放大器电路55包含用于心房和心室起搏和感测的感测放大器。高阻抗P波和R波感测放大器可以被用于放大压差信号，该压差信号由心脏去极化波阵面的通道横跨感测电极对而生成的。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低幅度信号，并且依赖于通带滤波器、时域滤波、以及振幅阈比较，以便从背景电噪声中区分P波或R波。数字控制器/定时器电路43控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
感测放大器通常在向所述起搏系统的起搏电极中的任一个起搏电极递送起搏脉冲之前、期间和之后的消隐期期间与感测电极解耦合，以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，该消隐电路用于在ABP、PVABP和VBP期间将选定引线导体对和IND-罐电极20与RA感测放大器(以及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。感测放大器电路55还包括用于将选定感测电极引线导体和IND-罐电极20耦合至RA感测放大器(以及LA感测放大器(如果提供的话))、RV感测放大器和LV感测放大器的开关电路。同样，感测电极选择和控制电路53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向量完成RA、LA、RV和LV感测。
由RA感测放大器感知到的RA感测信号中的右心房去极化或P波导致传送至数字控制器/定时器电路43的RA事件信号。相似地，由LA感测放大器(如果提供的话)感知的LA感测信号中的左心房去极化或P波导致传送至数字控制器/定时器电路43的LA事件信号。由心室感测放大器感知的RV感测信号中的心室去极化或R波导致传送至数字控制器/定时器电路43的RV事件信号。相似地，由心室感测放大器感知到的LV感测信号中的心室去极化或R波导致传送至数字控制器/定时器电路43的LV事件信号。RV事件信号、LV事件信号、以及RA事件信号、LA感测信号可以是应答的或不应的，并且可以不经意地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是由真正的R波或P波触发。
本公开中所描述的技术(包括归于IMD 16、计算装置140和/或各种组成组件的技术)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系统，以及具体化在编程器中的此类组件(诸如，医生编程器或患者编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)的任何组合。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系统的任何前述逻辑电路系统、或任何其他等效电路系统。
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。此外，所描述的单元、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，且并不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件组件来实现。而是，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。
当在软件中实现时，归因于本公开中描述的系统、设备和技术的功能可具体化为计算机可读介质(诸如，RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储器、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。
说明性实施例
实施例1.一种用于在心脏评估中使用的系统，包括：
电极装置，该电极装置包括用于被定位在患者的组织附近的多个外部电极；以及
计算装置，该计算装置包括一个或多个处理器，该计算装置耦合至电极装置并且被配置为：
使用多个电极监测电活动以提供多个心动周期内的多个电信号，
基于单周期子度量以及周期系列子度量生成每一个心动周期的至少一个度量，其中，单周期子度量是基于心动周期期间多个电信号中的至少两个，并且周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间多个电信号中的至少两个，以及
基于所述至少一个度量，选择多个心动周期中的心动周期。
实施例2.根据实施例1的系统，其中，单周期子度量是从心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个生成的值，并且周期系列子度量是从至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个电信号生成的值。
实施例3.根据实施例1-3中任一个的系统，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括最大幅度度量，其中，单周期子度量是心动周期期间峰时间处多个电信号中的至少两个中的最大值，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的全部最大值的复合最大值，其中，最大幅度度量是单周期子度量除以周期系列子度量。
实施例4.根据实施例3的系统，其中，复合最大值是至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的最大值的中位数。
实施例5.根据实施例1-4中任一个的系统，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括最小幅度度量，其中，单周期子度量是心动周期期间峰时间处多个电信号中的至少两个中的最小值，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的全部最小值的复合最小值，其中，最小幅度度量是单周期子度量除以周期系列子度量。
实施例6.根据实施例1-5中任一个的系统，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括加总幅度度量，其中，单周期子度量是心动周期期间峰时间处多个电信号中的至少两个的加总，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的复合加总值，其中，加总幅度度量是单周期子度量除以周期系列子度量。
实施例7.根据实施例1-6中任一个的系统，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括间期度量，其中，单周期子度量是心动周期的峰时间与多个心动周期中的在前心动周期或跟随的心动周期的峰时间之间的时间间期，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期的峰时间之间的所有时间间期的复合间期值。
实施例8.根据实施例1-7中任一个的系统，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括电极接触度量，其中，电极接触度量表示在心动周期期间从患者的组织捕获到有效的心电图信号的多个电极的量。
实施例9.根据实施例1-8中任一个的系统，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括区域电极接触度量，其中，区域电极接触度量表示被定位在患者的所选择的区域附近的、在心动周期期间从患者的选择区域中的组织捕获到有效的心电图信号的多个电极的量。
实施例10.根据实施例1-9中任一个的系统，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：
将每一个心动周期的至少一个度量与至少一个阈值相比较以为该心动周期分配分数。
实施例11.根据实施例1-10中任一个的系统，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：
为多个心动周期中的每一个心动周期分配分数；以及
选择多个心动周期中具有最佳分数的心动周期。
实施例12.根据实施例1-11中任一个的系统，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：
为多个心动周期中的每一个心动周期分配分数；以及
将多个心动周期中具有高于评分阈值的分数的心动周期从选择的考虑中移除。
实施例13.根据实施例12的系统，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：将多个心动周期中跟随具有高于评分阈值的分数的心动周期的心动周期或在具有高于评分阈值的分数的心动周期之前的心动周期从选择的考虑中移除。
实施例14.根据实施例1-13中任一个的系统，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：如果剩余至少两个心动周期被考虑选择，则将最后发生的心动周期从选择的考虑中移除。
实施例15.根据实施例1-14中任一个的系统，其中，计算装置被进一步配置为基于所选择的心动周期的多个心脏信号执行生成电激动时间。
实施例16.一种用于在心脏评估中使用的方法，包括：
使用多个电极监测来自患者的组织的电活动以生成多个心动周期内的多个电信号；
基于单周期子度量以及周期系列子度量生成每一个心动周期的至少一个度量，其中，单周期子度量是基于心动周期期间多个电信号中的至少两个，并且周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间多个电信号中的至少两个；并且
基于所述至少一个度量，选择多个心动周期中的心动周期。
实施例17.根据实施例16的方法，其中，单周期子度量是从心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个生成的值，并且周期系列子度量是从至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个电信号生成的值。
实施例18.根据实施例16-17中任一个的方法，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括最大幅度度量，其中，单周期子度量是心动周期期间峰时间处多个电信号中的至少两个中的最大值，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的全部最大值的复合最大值，其中，最大幅度度量是单周期子度量除以周期系列子度量。
实施例19.根据实施例18的方法，其中，复合最大值是至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的最大值的中位数。
实施例20.根据实施例16-19中任一个的方法，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括最小幅度度量，其中，单周期子度量是心动周期期间峰时间处多个电信号中的至少两个中的最小值，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的全部最小值的复合最小值，其中，最小幅度度量是单周期子度量除以周期系列子度量。
实施例21.根据实施例16-20中任一个的方法，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括加总幅度度量，其中，单周期子度量是心动周期期间峰时间处多个电信号中的至少两个的加总，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间峰时间处的多个电信号中的至少两个的复合加总值，其中，加总幅度度量是单周期子度量除以周期系列子度量。
实施例22.根据实施例16-21中任一个的方法，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括间期度量，其中，单周期子度量是心动周期的峰时间与多个心动周期中的在前心动周期或跟随的心动周期的峰时间之间的时间间期，其中，周期系列子度量是基于至少两个心动周期的峰时间之间的所有时间间期的复合间期值。
实施例23.根据实施例16-22中任一个的方法，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括电极接触度量，其中，电极接触度量表示在心动周期期间从患者的组织捕获到有效的心电图信号的多个电极的量。
实施例24.根据实施例16-23中任一个的方法，其中，每一个心动周期的至少一个度量包括区域电极接触度量，其中，区域电极接触度量表示被定位在患者的所选择的区域附近的、在心动周期期间从患者的选择区域中的组织捕获到有效的心电图信号的多个电极的量。
实施例25.根据实施例16-24中任一个的方法，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：将每一个心动周期的至少一个度量与至少一个阈值相比较以为该心动周期分配分数。
实施例26.根据实施例16-25中任一个的方法，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：为多个心动周期中的每一个心动周期分配分数；并且选择多个心动周期中具有最佳分数的心动周期。
实施例27.根据实施例16-26中任一个的方法，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：为多个心动周期中的每一个心动周期分配分数；并且将多个心动周期中具有高于评分阈值的分数的心动周期从选择的考虑中移除。
实施例28.根据实施例27的方法，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：将多个心动周期中跟随具有高于评分阈值的分数的心动周期的心动周期或在具有高于评分阈值的分数的心动周期之前的心动周期从选择的考虑中移除。
实施例29.根据实施例16-28中任一个的方法，其中，基于至少一个度量选择多个心动周期中的心动周期包括：如果剩余至少两个心动周期被考虑选择，则将最后发生的心动周期从选择的考虑中移除。
实施例30.根据实施例16-29中任一个的方法，其中，该方法进一步包括基于所选择的心动周期的多个心脏信号生成电激动时间。
已经参照说明性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可以使用本文所描述的技术来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 (16)

1.一种用于在心脏评估中使用的系统，包括：
电极装置，所述电极装置包括用于被定位在患者的组织附近的多个外部电极；以及
计算装置，所述计算装置包括一个或多个处理器，所述计算装置耦合至所述电极装置并且被配置为：
使用所述多个电极监测电活动以提供多个心动周期内的多个电信号，
基于单周期子度量以及周期系列子度量生成每一个心动周期的至少一个度量，其中，所述单周期子度量是基于所述心动周期期间所述多个电信号中的至少两个，并且所述周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间所述多个电信号中的至少两个，并且
基于所述至少一个度量，选择所述多个心动周期中的心动周期。
2.一种用于在心脏评估中使用的方法，包括：
使用多个电极监测来自患者的组织的电活动以生成多个心动周期内的多个电信号；
基于单周期子度量以及周期系列子度量生成每一个心动周期的至少一个度量，其中，所述单周期子度量是基于所述心动周期期间所述多个电信号中的至少两个，并且所述周期系列子度量是基于至少两个心动周期期间所述多个电信号中的至少两个；并且
基于所述至少一个度量，选择所述多个心动周期中的心动周期。
3.根据权利要求1-2中任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述单周期子度量是从所述心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个生成的值，并且所述周期系列子度量是从所述至少两个心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个电信号生成的值。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的系统或方法，其特征在于，每一个心动周期的所述至少一个度量包括最大幅度度量，其中，所述单周期子度量是心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个中的最大值，其中，所述周期系列子度量是基于所述至少两个心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个的全部最大值的复合最大值，其中，所述最大幅度度量是所述单周期子度量除以所述周期系列子度量。
5.根据权利要求4所述的系统或方法，其特征在于，所述复合最大值是所述至少两个心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的所述至少两个的所述最大值的中位数。
6.根据权利要求1-5中任一项所述的系统或方法，其特征在于，每一个心动周期的所述至少一个度量包括最小幅度度量，其中，所述单周期子度量是心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个中的最小值，其中，所述周期系列子度量是基于所述至少两个心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个的全部最小值的复合最小值，其中，所述最小幅度度量是所述单周期子度量除以所述周期系列子度量。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的系统或方法，其特征在于，每一个心动周期的所述至少一个度量包括加总幅度度量，其中，所述单周期子度量是所述心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个的加总，其中，所述周期系列子度量是基于所述至少两个心动周期期间峰时间处的所述多个电信号中的至少两个的复合加总值，其中，所述加总幅度度量是所述单周期子度量除以所述周期系列子度量。
8.根据权利要求1-7中任一项所述的系统或方法，其特征在于，每一个心动周期的所述至少一个度量包括间期度量，其中，所述单周期子度量是所述心动周期的峰时间与所述多个心动周期中的在前心动周期或跟随的心动周期的峰时间之间的时间间期，其中，所述周期系列子度量是基于至少两个心动周期的峰时间之间的所有时间间期的复合间期值。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的系统或方法，其特征在于，每一个心动周期的所述至少一个度量包括电极接触度量，其中，所述电极接触度量表示在所述心动周期期间从所述患者的所述组织捕获到有效的心电图信号的所述多个电极的量。
10.根据权利要求1-9中任一项所述的系统或方法，其特征在于，每一个心动周期的所述至少一个度量包括区域电极接触度量，其中，所述区域电极接触度量表示被定位在所述患者的所选择的区域附近的、在所述心动周期期间从所述患者的所述选择区域中的所述组织捕获到有效的心电图信号的所述多个电极的量。
11.根据权利要求1-10中任一项所述的系统或方法，其特征在于，基于所述至少一个度量选择所述多个心动周期中的心动周期包括：
将每一个心动周期的所述至少一个度量与至少一个阈值相比较以为所述心动周期分配分数。
12.根据权利要求1-11中任一项所述的系统或方法，其特征在于，基于所述至少一个度量选择所述多个心动周期中的心动周期包括：
为所述多个心动周期中的每一个心动周期分配分数；以及
选择所述多个心动周期中具有最佳分数的心动周期。
13.根据权利要求1-11中任一项所述的系统或方法，其特征在于，基于所述至少一个度量选择所述多个心动周期中的心动周期包括：
为所述多个心动周期中的每一个心动周期分配分数；以及
将所述多个心动周期中具有高于评分阈值的分数的心动周期从选择的考虑中移除。
14.根据权利要求13所述的系统或方法，其特征在于，基于所述至少一个度量选择所述多个心动周期中的心动周期包括：将所述多个心动周期中跟随具有高于所述评分阈值的分数的心动周期的心动周期或在具有高于所述评分阈值的分数的心动周期之前的心动周期从选择的考虑中移除。
15.根据权利要求1-14中任一项所述的系统或方法，其特征在于，基于所述至少一个度量选择所述多个心动周期中的心动周期包括：如果剩余至少两个心动周期被考虑选择，则将最后发生的心动周期从选择的考虑中移除。
16.根据权利要求1-15中任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述计算装置被进一步配置为基于所选择的心动周期的所述多个心脏信号执行生成电激动时间，或所述方法进一步包括基于所选择的心动周期的所述多个心脏信号生成电激动时间。
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