CN111491693A - 异位搏动补偿的电异质性信息 - Google Patents

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Abstract

示例性系统和方法可被配置用于确定异位搏动补偿的电异质性信息。可以通过多个体外电极监测电活动。可以检测异位搏动信息。可以基于监测到的电活动和检测到的异位搏动信息来生成异位搏动补偿的电异质性信息。

Description

异位搏动补偿的电异质性信息
本文的公开内容涉及用于根据多个心脏信号确定异位搏动补偿的电异质性信息的系统和方法。
发明概要
本文描述的示例性系统、方法和接口可以被配置成帮助用户(例如，医生)评估患者和/或评估心脏治疗(例如，在心脏治疗装置的植入期间和/或在植入心脏治疗装置之后对患者执行的心脏治疗)。在一个或多个实施例中，系统、方法和接口可以被描述为非侵入性的。例如，在一些实施例中，系统、方法和接口可不需要或不包括植入式设备(诸如，引线、探针、传感器、导管、植入式电极等)来从患者的组织监测或获取多个心脏信号以用于评估患者和/或心脏治疗。替代地，该系统、方法和接口可以使用采用例如围绕患者的躯干附连到患者的皮肤的多个体外电极非侵入性地获得的电测量。
在一个或多个实施例中，系统、方法和接口可使用或包括植入式设备(诸如，引线、探针、植入式电极等)来从患者的组织监测或获取多个心脏信号，以用于评估患者和/或心脏治疗。例如，系统、方法和接口可以使用例如使用长期或临时植入患者体内的多个植入式电极获得的电测量。
在至少一个实施例中，可以通过多个体外电极来监测患者心脏的电活动。监测到的电活动可用于检测来自患者的异位搏动信息。监测到的电活动和检测到的异位搏动信息可用于生成异位搏动补偿的电异质性信息，以确定异位搏动对患者心脏的电活动的影响。
一个示例性系统可以包括电极装置。电极装置可包括多个体外电极以从患者的组织监测电活动。示例性系统可以包括计算装置。该计算装置可以包括一个或多个处理电路系统。该计算装置可以耦合到电极装置。该计算装置可以被配置成使用多个体外电极来监测电活动。该计算装置可以进一步被配置成检测异位搏动信息。该计算装置可以进一步被配置成：基于监测到的电活动和检测到的异位搏动信息，生成异位搏动补偿的电异质性信息。
在至少一个实施例中，示例性方法可以包括：使用多个体外电极来监测来自患者组织的电活动。该示例性方法可以进一步包括检测异位搏动信息。该方法可以进一步包括：基于监测到的电活动和检测到的异位搏动信息，生成异位搏动补偿的异位搏动电异质性信息。
在至少一个实施例中，示例性系统可以包括电极装置，该电极装置包括多个体外电极以监测来自患者组织的电活动。示例性系统可以包括计算装置。该计算装置可以包括处理电路系统，并且可以耦合到电极装置。该计算装置可以被配置成使用多个体外电极来监测电活动。该计算装置可以进一步被配置成检测异位搏动信息，其中，检测到的异位搏动信息包括在选定的时间段内多个搏动中的异位搏动的百分比。该计算装置可以进一步被配置成：基于监测到的电活动和检测到的异位搏动信息，生成异位搏动补偿的电异质性信息。可以通过基于异位搏动的所述百分比调整包括非异位电异质性度量的非异位搏动电异质性信息，执行异位搏动补偿的电异质性信息的生成。可以通过基于异位搏动的所述百分比调整包括异位电异质性度量的异位搏动电异质性信息，执行异位搏动补偿的电异质性信息的生成。
以上发明概要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体外电极装置的图。
图4是用于生成异位搏动补偿的电异质性信息的示例性方法的框图。
图5是在生成异位搏动补偿的电异质性信息中使用的处理电路系统的详细框图。
图6是包括示例性植入式医疗设备(IMD)的示例性系统的图。
图7是图6的示例性IMD的图。
图8是设置在图7的左心室中的电引线的远侧端的放大视图的图。
图9是示例性IMD(例如图6-8的系统的IMD)的框图。
图10是图6-8的系统中采用的示例性IMD(例如，植入式脉冲发生器)电路系统和相关联引线的另一框图。
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)本文所呈现的公开内容的范围。
将参照图1-10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，本文中的过程的时间顺序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，虽然某些时间顺序、一个或多个形状和/或尺寸、或元件的类型相对于其他时间顺序、形状和/或尺寸、或元件的类型而言可能是有利的。
本文公开了如下的系统、方法和装置：使用利用ECG带进行的对电激动的非侵入性心电图标测，来确定与异位搏动(多个)相关联的心脏不同步，并且将这些异位搏动与天然的(例如，固有的以及在不存在起搏的情况下的)搏动以及一个或多个起搏治疗搏动(例如，特别是在具有频繁心室异位的患者体内)的心脏不同步进行比较。心脏的异位搏动可能会干扰植入式心脏起搏治疗(例如，诸如心脏再同步治疗)。
异位搏动可能由室性早搏(PVC)引起。PVC可以表示其中心跳是由心脏心室中的浦肯野纤维而不是由窦房结(窦房结是正常的心跳发起者)发起的事件。通过心电图(ECG)检测到的心脏电事件可以允许PVC与正常心跳区分开来。PVC有时可被视为“跳跃式(skipped)搏动”，或者在胸口感觉为心悸。在正常的心跳中，在心房收缩之后心室收缩，有助于通过收缩充盈心室。这样，心室可以将最大量的血液泵送到肺部和身体的其余部分两者。在PVC中，心室首先收缩，并且在心房用血液最佳地充盈心室之前收缩，从而导致循环的低效。PVC可以是一种异位搏动。异位搏动可以指与心脏的电传导系统有关的心律紊乱，其中搏动起源于心肌中通常负责冲动形成的区域以外(即，窦房结以外)的纤维或纤维群。
在至少一个实施例中，可以在左心室起搏(例如，仅左心室起搏)以及包括不同的右心室-左心室(RV-LV)延迟的双心室起搏期间执行对异位搏动的确定。该异位搏动信息可用于评估发生心力衰竭的风险和/或对心脏设备参数(例如，起搏模式LV与双心室(BV)起搏相比较，或采用不同心室-心室(VV)延迟的BV起搏)进行编程，以最小化在具有频繁心室异位的患者体内进行起搏期间的不同步。异位可以指经常与心脏的电传导系统有关的心律紊乱，其中搏动起源于心肌中通常负责冲动形成的区域以外(即，窦房(SA)结以外)的纤维或纤维群。
可以使用单极心电图(ECG)记录来检测心脏电激动时间。这些电激动时间可以由系统测得和显示或传送，该系统获取ECG信号并生成从各个ECG位置测得的电激动时间(例如，去极化)的度量，以便在心脏起搏治疗之前(在不存在心脏起搏治疗的情况下)、在心脏起搏治疗期间、以及在心脏起搏治疗之后确定异位心脏信息。
不同的示例性系统、方法和接口可以被配置成使用包括体外电极的电极装置、显示装置和计算装置来非侵入性地辅助用户(例如，医师)评估患者的状况和/或正在患者身上执行的心脏治疗。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。
如图所示的电极装置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被操作性地耦合至计算装置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电极的电信号提供至计算装置140以供分析、评估等。示例性电极装置可在于2016年4月26日颁发的题为“BioelectricSensor 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。
尽管在本文未描述，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，除了诸如造影剂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、方法和接口可以进一步使用成像装置来向用户(例如，医师)提供非侵入性辅助，以确定异位(或期外收缩性)搏动信息，从而与评估心脏治疗相结合地选择起搏参数、或靠近患者心脏的起搏电极、起搏向量。
例如，示例性系统、方法和接口可以提供：图像引导导航，该图像引导导航可被用于导航患者体内的引线，该引线包括电极、无引线电极、无线电极、导管等；同时也提供非侵入式心脏治疗评估，包括确定希氏束起搏参数是否是可接受的，或确定一个或多个选定的参数是否是可接受的，诸如，选定的位置信息(例如，用于靶向希氏束的电极的位置信息)。可在于2013年6月12日提交的并且题为“Implantable Electrode Location Selection(植入式电极位置选择)”的美国专利公开第2014/0371832号、于2013年6月12日提交的并且题为“Implantable Electrode Location Selection(植入式电极位置选择)”的美国专利公开第2014/0371833号、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、方法和接口)”的美国专利公开第2014/0323892号、以及于2014年3月27日提交的并且题为“Systems,Methods,and Interfaces for Identifying Optical Electrical Vectors(用于标识光学电向量的系统、方法和接口)”的美国专利公开第2014/0323882号中描述了使用成像装置和/或电极装置的示例性系统和方法，这些专利公开中的每一个通过引用以其整体并入在此。
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态。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、三维或四维获得并显示图像。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，来实现心脏或身体的其他区域的四维表面呈现。来自混合模态的图像数据集(诸如，与CT结合的正电子发射断层扫描(PET)、或者与CT结合的单光子发射计算机断层扫描(SPECT))也可以提供叠加在解剖学数据上的功能性图像数据，例如以用于将治疗装置导航到心脏或者其他感兴趣的区域内的目标位置附近。
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/或成像装置在以下申请中被描述：埃夫隆(Evron)等人的2005年1月13日公布的美国专利申请公开号2005/0008210、萨克(Zarkh)等人的2006年4月6日公布的美国专利申请公开号2006/0074285、萨克等人的2011年5月12日公布的美国专利申请公开号2011/0112398、布拉达(Brada)等人的2013年5月9日公布的美国专利申请公开号2013/0116739、埃夫隆等人的2005年12月27日发布的美国专利号6,980,675、欧克朗德(Okerlund)等人的2007年10月23日发布的美国专利号7,286,866、雷迪(Reddy)等人的2011年12月11日发布的美国专利号7,308,297、布瑞尔(Burrell)等人的2011年12月11日发布的美国专利号7,308,299、埃夫隆等人的2008年1月22日发布的美国专利号7,321,677、欧克朗德等人的2008年3月18日发布的美国专利号7,346,381、布瑞尔等人的2008年11月18日发布的美国专利号7,454,248、瓦斯(Vass)等人的2009年3月3日发布的美国专利号7,499,743、欧克朗德等人的2009年7月21日发布的美国专利号7,565,190、萨克等人的2009年9月8日发布的美国专利号7,587,074、亨特(Hunter)等人的2009年10月6日发布的美国专利号7,599,730、瓦斯等人的2009年11月3日发布的美国专利号7,613,500、萨克等人的2010年6月22日发布的美国专利号7,742,629、欧克朗德等人的2010年6月29日发布的美国专利号7,747,047、埃夫隆等人的2010年8月17日发布的美国专利号7,778,685、瓦斯等人的2010年8月17日发布的美国专利号7,778,686、欧克朗德等人的2010年10月12日发布的美国专利号7,813,785、瓦斯等人的2011年8月9日发布的美国专利号7,996,063、亨特等人的2011年11月15日发布的美国专利号8,060,185、以及弗拉德(Verard)等人的2013年3月19日发布的美国专利号8,401,616，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和计算装置140可被配置成显示并且分析数据，诸如，例如电信号(例如，心电图数据)、表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一者的心脏信息等。心脏信息可包括例如使用电信号而被生成的电异质性信息或电不同步信息、替代电激动信息或数据等，该电信号是使用电极装置110而被采集、监测或收集的。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。此外，计算装置140可以包括数据存储，该数据存储可以允许访问处理程序或例程和/或一种或多种其他类型的数据，例如，以用于驱动被配置成非侵入性地辅助用户评估起搏参数(例如，起搏模式LV与BC起搏的比较，或采用不同VV延迟进行BC起搏)、起搏向量、和/或起搏位置(例如，用于起搏的植入式电极的位置、由特定起搏向量递送的起搏治疗的位置等等)的图形用户界面。
计算装置140可以被可操作性地耦合至输入装置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，以操纵或修改在显示装置130上显示的一个或多个图形描绘，并且查看和/或选择与心脏治疗有关的一条或多条信息。
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可包括计算机鼠标、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，该信息包括心脏信息、文本指令、电激动信息的图形描绘、人类心脏解剖的图形描绘、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以包括用于如下各项的程序或例程：计算数学、矩阵数学、分散确定(例如，标准偏差、方差、范围、四分位范围、平均绝对差、平均绝对偏差等)、滤波算法、最大值确定、最小值确定、阈确定、移动窗口算法、分解算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、校准算法、图像构建算法、信号处理算法(例如，各种滤波算法、傅立叶变换、快速傅立叶变换等)、标准化算法、比较算法、向量数学或实现本文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、分散信号、窗口内(windowed)分散信号、各种信号的各部或各部分、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、心脏信息等)、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、方法和接口，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被应用于如本文中所描述的或如将以已知的方式被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现本文中所描述的系统、方法、和/或接口的一个或多个程序，所述可编程语言例如，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被存储在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、方法、和/或接口，其中，被如此配置的存储介质致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、方法、和/或接口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)并且可被通常描述为包括处理电路系统。计算装置140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、穿孔卡片、磁性可读介质，诸如磁盘或磁带等)。同样，如本文中所描述的，用户可读格式的文件可以是由用户可读和/或可理解的在任何介质(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。
患者心脏的电激动时间可对于评估患者的心脏状况和/或递送给患者的心脏治疗是有用的。可以使用如图1和图2-3中所示的电极装置110来监测或确定患者心脏的一个或多个区的替代电激动信息或数据。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，作为多通道数据。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、和/或将电极112紧固到患者14的躯干上的其他方式的一部分，或位于贴片、背心、和/或将电极112紧固到患者14的躯干上的其他方式内。
电极112可以被配置成环绕患者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116还可以被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。
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116放大/调节的电活动(例如，躯干表面电势信号)。计算装置140可被配置成用于分析来自电极112的信号以将其提供为前部电极信号和后部电极信号以及替代心脏电激动时间，替代心脏电激动时间例如表示患者的心脏的一个或多个区的实际或局部电激动时间，如下文将进一步描述的。此外，在患者躯干的左前表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左前左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左前左心室区域的电信号的替代；在患者躯干的左侧表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左侧左心室区域的电信号的替代；在患者躯干的左后外侧表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后外侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后外侧左心室区域的电信号的替代；并且在患者躯干的后表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后左心室区域的电信号的替代。在一个或多个实施例中，可通过测量心脏去极化开始(例如，QRS波群开始)与适当的基准点之间的时间段来执行激动时间测量，该适当的基准点是诸如，例如峰值、最小值、最小斜率、最大斜率、过零、越过阈值等。
额外地，计算装置140可以被配置为提供描绘使用电极装置110获得的替代电激动时间的图形用户界面。示例性系统、方法和/或接口可以非侵入性地使用利用电极装置110收集的电信息来评估患者的心脏状况和/或被递送给患者的心脏治疗。
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18上，或电极112可以耦合至背心18。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。类似于图2的电极装置110，图3的电极装置110可以包括通过有线连接118电耦合到电极112中的每一个电极并且被配置成将来自电极112的信号传输到计算装置140的接口/放大器电路系统116。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的躯干的前表面、侧表面、后外侧表面、前外侧表面和后表面。
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。
如在本文描述的，电极装置110可以被配置成测量表示患者心脏的不同区的电信息(例如，电信号)。例如，可以根据使用与患者心脏的不同区相对应的表面区域附近的体表电极测得的表面心电图(ECG)激动时间，来粗略估计患者的心脏的不同区的激动时间。
示例性系统、方法和接口可用于在评估患者的心脏健康或状态和/或评价心脏治疗(例如，在植入期间或植入之后当前被递送给患者的心脏治疗)时向用户提供非侵入性辅助。进一步地，示例性系统、方法和接口可用于辅助用户配置被递送给患者的心脏治疗。
图4是用于标测异位搏动的示例性方法440的框图。方法440可以包括监测电活动442。电活动442的监测可以包括使用多个体外电极监测电活动，诸如结合图1-3描述的那些电极。多个体外电极可以包括以阵列定位并且被配置成位于患者的躯干皮肤附近的体表电极。监测可以持续选定的时间段。例如，监测可以发生达半天(12小时)、全天(24小时)、一周、一个月等。作为示例，监测可以在选定小时的0到30分钟之间发生、在选定小时的5到50分钟之间发生，等等。作为示例，监测可以发生达特定数量的搏动、或者直到监测到特定阈值数量的搏动为止、直到监测到特定阈值数量的特定类型的搏动为止，等等。监测可以包括监测多个健康心脏搏动。监测可包括在该时间段期间监测至少一个异位搏动。异位搏动可以指在该时间段期间与其他搏动不同步的搏动。监测可包括在不存在起搏治疗的情况下进行监测，例如在不执行起搏的一时间段期间(被称为固有监测或固有搏动监测)。监测可以包括在起搏治疗期间监测。监测可包括当在起搏治疗期间监测时检测至少一个异位搏动。
在至少一个示例中，电活动的监测可以包括在15-30秒的时段内在逐个搏动的基础上进行的心脏不同步的监测，以考虑(account for)由于频繁的异位搏动而引起的变化。这可以在至少一个非异位搏动的非起搏期间(例如，在不存在起搏的情况下)、和在至少一个异位搏动期间、以及在起搏治疗期间发生的搏动期间执行。响应于不止一种类型的异位形态，因为存在多种异位搏动形态，可以在至少一定数量的异位搏动期间执行监测，以便平均具有不同形态的不同异位搏动的电异质性。
可以针对非起搏期间的至少一个搏动确定电异质性信息(EHI)。即，可以针对非异位的并且在无起搏治疗的情况下的搏动确定EHI。可以针对至少一个异位搏动确定EHI。在异位搏动具有不止一种形态的情况下，可以确定额外的异位搏动的EHI，并可以确定表示数种形态中的每一种形态的异位搏动的平均值。可以针对在起搏治疗期间的至少一个搏动确定EHI。
在至少一个实施例中，以上描述的电异质性信息可以用于确定电异质性的变化和/或差异。电异质性的示例性度量可以包括在与特定节律相对应的去极化(QRS)波群期间在多个体外电极处确定的激动时间标准偏差(SDAT)。例如，由于起搏治疗引起的电异质性的变化(例如，在该示例中，SDAT的变化)可以通过以下公式确定：
Figure BDA0002551208620000141
也就是说，从SDAT固有中减去SDAT起搏的结果除以SDAT固有，得到由于起搏而引起的ΔSDAT。在一个实施例中，从固有电异质性到起搏电异质性的百分比变化可以指示：起搏与固有心脏行为相比是否有效，或者是否应该根据反映同步的改善程度与某个阈值(例如，10％)相比是不足的百分比差异来修改起搏，等等。对电异质性的差异的这种确定可以与以下方法440一起使用，以确定起搏对固有心脏行为的影响以及起搏治疗是否有效和/或可接受。
方法440可以包括检测在固有监测和/或起搏治疗监测期间的异位搏动信息444。异位搏动信息的检测444可以包括检测异位搏动并确定异位搏动信息。在至少一个示例中，植入式医疗失败(IMD)可以包括室性早搏(PVC)计数器。PVC计数器可以对发生对患者的正常起搏的特定时间期间的异位搏动的数量进行计数。PVC计数器可以指示在使用IMD起搏和监测期间的异位的搏动的百分比。在至少一个示例中，可以通过确定特定搏动的形态与在对患者的正常起搏期间所期望的形态不同，来检测每个PVC事件。在异位搏动的急性监测期间，心室起搏搏动将具有与PVC搏动不同的形态并且将被指示为在正常的起搏搏动之外的感测搏动。为了确定这些形态，可以执行一时段的比将通常针对患者发生的起搏频率更高的起搏，以便确定起搏搏动的预期形态。这种预期的形态将用于与每一个搏动(起搏搏动和非起搏搏动两者)进行比较，以便确定它是否为PVC搏动，并因此确定是否由IMD中的PVC计数器将它作为异位搏动添加。在整体PVC负担用于确定PVC搏动正对患者的影响时，IMD PVC计数器是测量一时间段内的PVC负担的有效方法。可以在特定点处重置PVC计数器正在测量的每个会话或时间段。
在至少一个示例中，可以使用ECG带确定异位搏动。当由ECG带感知到时，每个搏动的形态可以指示哪些搏动是异位的。作为示例，可以对患者执行更高的起搏频率以确定起搏搏动的预期形态，并且可以将每个搏动与该预期形态进行比较。可以将具有与预期形态不同的形态的搏动确定为异位搏动。形态可包括搏动的QRS波的特定特征以及其他特征。
因此，可以使用植入式心脏设备、皮下心脏监测器、体外心脏监测器和多个体外电极中的至少一个提供和/或通过植入式心脏设备、皮下心脏监测器、体外心脏监测器和多个体外电极中的至少一个检测异位搏动信息。
异位搏动信息可以包括异位搏动与另一数量的搏动的比较的度量。作为示例，该度量可以将一时间段期间的异位搏动数量与搏动总数量进行比较。度量可以将一时间段期间的异位搏动数量与非异位搏动数量进行比较。度量可以将发生异位搏动的时间量与发生健康的、非异位搏动的时间量进行比较。此外，该度量可以指示异位搏动与总搏动的比率或异位搏动与非异位搏动的比率等。作为示例，如果在选定的时间段期间检测到100个异位搏动并且检测到1000个非异位搏动，则可以做出存在10％的异位搏动与90％的非异位搏动的确定。此外，在另一示例中，如果在选定的时间段期间存在1000个起搏搏动和100个异位搏动(例如，与PVC有关的搏动)，则可以做出存在90％的起搏搏动和10％的异位搏动的确定。起搏搏动与异位搏动的比较可以被称为每种对应搏动类型的负担。如以上的示例所示，起搏负担将为90％，并且异位负担将为10％。在至少一个实施例中，可以针对在没有起搏的情况下的监测或针对在起搏治疗期间的监测而做出这种比较。检测异位搏动信息444可以包括检测不止一种异位搏动形态类型。即，作为示例，可以检测到表现出三种不同的QRS特性的三种不同的异位搏动形态。
该方法可以进一步包括生成异位搏动补偿的电异质性信息446。监测到的电活动可用于生成电异质性信息。电异质性的度量可以包括患者躯干左侧上的电极的激动时间标准偏差(SDAT)度量。电异质性的度量可以包括患者躯干左侧上的电极的平均左心室激动时间(LVAT)度量。电异质性的度量可以包括从前表面和后表面两者上的电极确定的LVAT度量。电异质性信息的度量可包括患者的躯干右侧上的电极的平均右心室激动时间(RVAT)度量。电异质性的度量可以包括从前表面和后表面两者上的电极确定的RVAT度量。
所生成的电异质性信息(EHI)可与检测到的异位搏动信息一起使用，以生成异位搏动补偿的电异质性信息(EBC EHI)。与起搏治疗的影响(例如，起搏负担)相比，异位搏动补偿的电异质性信息可以将选定的时间段期间的异位搏动的影响(例如，异位负担)考虑进去。可以由已监测心脏搏动达任何选定的时间段的任何心脏监测器来确定这些负担。该时间段可以是患者在诊所的较短时间段期间，或者该时间段可以是贯穿一整天，并在患者的正常日常期间由心脏监测器被动收集，并且然后从心脏监测器的数据中收集。
作为确定EBC EHI的示例，异位搏动补偿的电异质性可以等于：
＝(起搏负担X SDAT起搏)+(异位负担X SDAT异位)
即，起搏期间的EHI(例如，SDAT起搏)可以乘以起搏负担。负担可以是指搏动总数量中搏动的百分比、比率和/或加权量(例如，搏动数量、搏动总数量中的一部分等)。作为示例，异位负担可以指异位搏动相对于搏动总数量的百分比、比率或加权量。乘积的结果(例如，起搏负担X SDAT起搏)可以被加到异位事件期间的EHI(例如，SDAT异位)乘以异位负担。在起搏期间的负担补偿的EHI和在异位事件期间的负担补偿的EHI的相加可以指示异位搏动补偿的电异质性信息(EBC EHI)。该EBC EHI可以在不存在起搏的情况下或如在以上的该示例中那样在存在起搏的情况下针对具有心室异位的那些病患指示心脏不同步，以便确定起搏治疗的有效电异质性(例如，有效SDAT)。也可以通过修改起搏模式(例如，仅左心室(LV)与双心室(BV)起搏相比较)以及针对不同的起搏时间(例如，像针对BV起搏的V-V延迟)来确定有效的电异质性。
有效电异质性的确定可以由可以被编程为参数和/或设置的设备来执行，该参数和/或设置使治疗期间对应的有效电异质性(例如，有效SDAT)与天然的(例如，非治疗)搏动期间对应的有效电异质性(例如，有效SDAT)之间的降低程度(reduction)最大化。此外，如果对于选定的设置，治疗期间的有效电异质性(例如，SDAT)超过非起搏期间(例如，天然的或固有的搏动)的电异质性，则可考虑患者出现心力衰竭的较高风险和/或考虑对患者进行额外的临床手术(例如，消融)以最小化PVC(或异位)负担。异位搏动补偿的EHI可以显示在包括图形用户界面的显示器上，以便辅助用户评估患者心脏健康。
图5是生成异位搏动补偿的电异质性信息446的详细框图。可以将方法446描述为结合图4描述的方法440中的方法步骤446的一个示例性实施例。即，方法440中生成异位搏动补偿的电异质性信息446可以包括图5中的方法446的步骤。方法446可以包括：基于至少一个异位搏动的电活动来生成电异质性信息(EHI)447。至少一个异位搏动可包括：在不存在起搏治疗的情况下监测到的至少一个异位搏动和/或在递送起搏治疗时监测到的至少一个异位搏动。异位搏动电异质性信息可以包括异位电异质性的度量(例如，异位SDAT)。
方法446可以包括：基于至少一个非异位搏动的电活动来生成电异质性信息(EHI)448。至少一个非异位搏动可以包括：在递送心脏起搏治疗时监测到的搏动和在没有递送心脏起搏治疗的情况下监测到的固有(非起搏)搏动中的至少一者。非异位搏动电异质性信息可以包括非异位电异质性的度量(例如，非异位SDAT)。
方法446可以进一步包括确定异位搏动的负担450。即，异位搏动的负担可以指异位搏动的百分比。作为示例，异位搏动的百分比可以指示总数量的搏动中异位搏动的百分比。总数量的搏动可以是在递送起搏治疗时和/或在没有递送起搏治疗的情况下监测到的搏动。作为示例，总数量的起搏搏动可以包括总数量的搏动中为异位的子集，并且异位搏动的百分比可以指示总数量中异位的那一部分。
方法446可以进一步包括：基于异位搏动的百分比来调整非异位搏动电异质性信息(EHI)452。所述调整可以包括：基于非异位搏动的负担来调整所确定的非异位EHI。非异位搏动可包括在起搏治疗的递送期间监测到的搏动。
方法446可以进一步包括：基于异位搏动的百分比来调整异位搏动EHI 454。所述调整可以包括：确定异位搏动的EHI，以及基于异位搏动的负担来调整所确定的异位EHI。
方法446可以进一步包括：基于经调整后非异位搏动EHI和经调整的异位搏动EHI生成EBCH EHI 456。心脏治疗装置可以基于所生成的异位搏动补偿的电异质性信息来递送心脏治疗。作为示例，可以响应于所生成的异位搏动补偿的电异质性信息来修改所递送的心脏治疗。对所递送的心脏治疗的修改可以包括基于预定的一组设置来修改所递送的心脏治疗。然后，可以做出有关预定的一组设置中的哪个设置导致最小的异位搏动补偿的EHI的判定。可以使用各种类型的心脏治疗来重复对所递送的心脏治疗的修改，直到生成的异位搏动补偿的电异质性信息小于或大于阈值。
可以参照被配置成位于患者心脏的一个或多个部分附近的一个或多个引线和/或植入式医疗设备(IMD)的植入方式和配置来使用本文描述的示例性系统、方法和图形用户界面。例如，可以参照图6-10并结合本文描述的示例性治疗系统10来使用示例性系统、方法和接口。
图6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(例如，起搏等)和/或从患者14的心脏12感测电信号。
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6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。
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AV延迟和其他各种计时、脉冲宽度、幅度、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、或更为多极的。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对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7-8是更详细地示出了图6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，以供递送起搏治疗)、感测模块(例如，以供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的近侧端可包括电触头，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)中的相应一个导体，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电触头。
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可进一步用于感测伴随心脏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)。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7所示，IMD 16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电极58，该一个或多个壳体电极可与IMD 16的壳体60(例如，气密密封壳体)的外表面一体地形成或以其他方式耦合至壳体60。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的任何电极可用于单极感测或与外壳电极58相组合地进行起搏。本领域技术人员所通常理解的是，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7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通常不被配置成递送起搏治疗，因此电极62、64、66中的任何一个可用于感测电活动并且可与电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个组合使用。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，与壳体电极58组合，或与除颤电极至壳体电极的向量组合)。
图7-11中所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，替代图6所示的经静脉引线18、20、22或除了图6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可被植入在心脏间隙中/周围，而不采用经静脉引线(例如，无引线/或无线起搏系统)，或采用被植入(例如，经静脉植入或使用入路(approach)植入)到心脏的左腔室中的引线(除了如图6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6所示的被放置到心脏右腔室中的经静脉引线)。进一步地，在一个或多个实施例中，IMD16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部件(多个)的能量传输)和使用在罐/壳体上和/或在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如图9-11中所示定位的三个经静脉引线。另进一步地，其他治疗系统可包括从IMD 16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9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日颁发的并且题为“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)。更具体地，控制模块81(例如处理器80)可控制由治疗递送模块84递送的电刺激的各种参数，诸如，例如AV延迟、VV延迟、具有幅度、脉冲宽度、频率、或电极的极性的起搏脉冲等，所述各种参数可由一个或多个选定的治疗程序指定(例如AV和/或VV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的情况下经由设置在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，用于将治疗递送至双极或多极起搏向量的一对电极)。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，该感测装置以及附加的感测装置可以包括电极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的任意组合感测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的任意组合感测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包括通道，所述通道包括具有比R波或P波放大器相对更宽的通带的放大器。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，对此类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当前是否展现出房性或室性快速心律失常。
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/数据总线为遥测模块88内的遥测电路提供要通过上行链路传送至编程器的数据和控制信号。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10是IMD 16的功能框图的另一实施例。图10描绘了双极RA引线22、双极RV引线18、以及双极LV CS引线20，而没有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系统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用于定义初始的操作条件的初始连接，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为起搏电路21内的模拟电路生成稳定的电压参考以及电流。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，以供经由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被编程为频率应答(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中产生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日颁发的题为“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日颁发的并且题为“RATE ADAPTIVE PACER(频率自适应起搏器)”的美国专利第4,428,378号中所公开的电路系统对应，上述专利均通过引用以其整体并入本文。类似地，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，以用于提供频率应答起搏功能。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，在本文中描述的示例性实施例还可以在非频率应答起搏器中实践。
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地处理器上的RAM芯片82A和和ROM芯片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-事件信号等等。由微型计算机电路33根据被编程写入的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应答起搏器而进行操作，则可以例如每周期或每两秒提供定时中断，以便允许微处理器分析活动传感器数据并根据适用更新基本A-A、V-A或V-V逸搏间期(如适用)。另外，微处理器80还可以用于定义可变的、操作性的AV延迟间期、V-V延迟间期、以及递送到每个心室和/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，能设想到的是，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21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、用于对自在前的A-事件或A-触发起的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行计时的AV延迟间期定时器83E、用于对心室后时间段进行计时的心室后定时器83F、以及日期/时间时钟83G。
AV延迟间期定时器83E被加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(例如，A-RVp延迟或A-LVp延迟)，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段以及A-事件或A-触发之后的心房后时间段进行倒计时。事件后时间段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。心室后时间段包括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)，但是也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时段。心房后时间段包括心房不应期(ARP)(在心房不应期期间，出于重置任何AV延迟的目的而忽略A-事件)以及心房消隐期(ABP)(在所述心房消隐期期间，禁用心房感测)。应当注意的是，心房后时间段和AV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，心室后时间段和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AV延迟、VV延迟、心室后时间段和心房后时间段，它们随响应于一个或多个RCP而建立的和/或用固有心房率和/或心室率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过而在感测电极对两端生成的。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、以及幅度阈比较来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期间将选定的引线导体对和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还包括开关电路，该开关电路用于将选定的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。同样，感测电极选择和控制电路53选择用来与输出放大器电路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)感知到的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到的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-感测信号可以是不应的或非不应的，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部件(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“处理电路系统”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、模块或部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。
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如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。
说明性实施例
实施例1.一种系统，包括：
电极装置，所述电极装置包括多个体外电极，以从患者的组织监测电活动；以及
计算装置，所述计算装置包括处理电路系统并且被耦合至所述电极装置，所述计算装置被配置成用于：
使用所述多个体外电极监测电活动；
提供异位搏动信息；并且
基于监测到的电活动和所述异位搏动信息，生成异位搏动补偿的(ectopic beat-compensated)电异质性信息。
实施例2.实施例1的系统，其中，所述多个体外电极(external electrodes)包括以阵列定位的体表电极，所述体表电极被配置成位于所述患者的躯干的皮肤附近。
实施例3.如实施例1至2中任一项所述的系统，其中，所述系统进一步包括显示器，其中，所述显示器包括图形用户界面，所述图形用户界面被配置成辅助用户评估患者心脏健康，其中，所述计算装置被进一步配置成在所述图形用户界面上显示所述异位搏动补偿的电异质性信息。
实施例4.如实施例1至3中任一项所述的系统，其中，生成所述异位搏动补偿的电异质性信息包括：基于在至少一个异位搏动期间监测到的电活动来生成所述异位搏动补偿的电异质性信息。
实施例5.如实施例1至4中任一项所述的系统，其中，生成所述异位搏动补偿的电异质性信息包括：基于在至少一个非异位搏动期间监测到的电活动来生成异位搏动补偿的电异质性信息。
实施例6.实施例5的系统，其中，所述至少一个非异位搏动包括：在递送心脏起搏治疗时监测到的搏动和在没有递送心脏起搏治疗的情况下监测到的固有搏动中的一者。
实施例7.如实施例1至6中任一项所述的系统，其中，所述异位搏动信息包括：在选定的时间段内的多个搏动中的异位搏动的百分比。
实施例8.如实施例1至7中任一项所述的系统，其中，所述异位搏动信息是使用植入式心脏设备、皮下心脏监测器、体外心脏监测器、和所述电极装置的所述多个体外电极中的至少一个来被提供的。
实施例9.如实施例1至8中任一项所述的系统，其中，包括心脏治疗装置，所述心脏治疗装置用于基于生成的异位搏动补偿的电异质性信息来递送心脏治疗，其中所述计算装置被进一步配置成响应于所述生成的异位搏动补偿的电异质性信息来修改所述心脏治疗。
实施例10.实施例9的系统，其中，重复对递送的心脏治疗的修改，直到所述生成的异位搏动补偿的电异质性信息小于或大于阈值为止。
实施例11.如实施例9中任一项所述的系统，其中：
对所述递送的心脏治疗的修改包括基于预定的一组设置来修改所述递送的心脏治疗，并且
做出关于所述预定的一组设置中的哪个设置导致最小的异位搏动补偿的电异质性信息的判定。
实施例12.一种方法，包括：
使用多个体外电极从患者的组织监测电活动；以及
基于监测到的电活动和异位搏动信息，生成异位搏动补偿的电异质性信息。
实施例13.实施例12的方法，其中，所述多个体外电极包括以阵列定位的体表电极，所述体表电极被配置成位于所述患者的躯干的皮肤附近。
实施例14.如实施例12至13中任一项所述的方法，进一步包括：在图形用户界面上显示所述异位搏动补偿的电异质性信息，以辅助用户评估患者心脏健康。
实施例15.如实施例12至14中任一项所述的方法，其中，生成所述异位搏动补偿的电异质性信息包括：基于在至少一个异位搏动期间监测到的电活动来生成所述异位搏动补偿的电异质性信息。
实施例16.如实施例12至15中任一项所述的方法，其中，生成所述异位搏动补偿的电异质性信息包括：基于在至少一个非异位搏动期间监测到的电活动来生成异位搏动补偿的电异质性信息。
实施例17.实施例16的方法，其中，所述至少一个非异位搏动包括：在递送心脏起搏治疗时监测到的搏动和在没有递送心脏起搏治疗的情况下监测到的固有搏动中的一者。
实施例18.如实施例12至17中任一项所述的方法，其中，所述异位搏动信息包括：在选定的时间段内的多个搏动中的异位搏动的百分比。
实施例19.如实施例12至18中任一项所述的方法，包括：
使用心脏治疗装置基于生成的异位搏动补偿的电异质性信息来递送心脏治疗；以及
响应于所述生成的异位搏动补偿的电异质性信息来修改所述心脏治疗。
实施例20.一种系统，包括：
电极装置，所述电极装置包括多个体外电极，以从患者的组织监测电活动；以及
计算装置，所述计算装置包括处理电路系统并且被耦合至所述电极装置，所述计算装置被配置成用于：
使用所述多个体外电极监测电活动；
基于监测到的电活动生成电异质性信息；并且
调整所述电异质性信息以补偿异位搏动，从而得到异位搏动补偿的电异质性信息。

Claims (11)

1.一种系统，包括：
电极装置，所述电极装置包括多个体外电极，以从患者的组织监测电活动；以及
计算装置，所述计算装置包括处理电路系统并且被耦合至所述电极装置，所述计算装置被配置成用于：
使用所述多个体外电极监测电活动；
提供异位搏动信息；并且
基于监测到的电活动和所述异位搏动信息，生成异位搏动补偿的电异质性信息。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述多个体外电极包括以阵列定位的体表电极，所述体表电极被配置成位于所述患者的躯干的皮肤附近。
3.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述系统进一步包括显示器，其中，所述显示器包括图形用户界面，所述图形用户界面被配置成辅助用户评估患者心脏健康，其中，所述计算装置被进一步配置成在所述图形用户界面上显示所述异位搏动补偿的电异质性信息。
4.如权利要求1-3中任一项所述的系统，其特征在于，生成所述异位搏动补偿的电异质性信息包括：基于在至少一个异位搏动期间监测到的电活动，生成所述异位搏动补偿的电异质性信息。
5.如权利要求1-4中任一项所述的系统，其特征在于，生成所述异位搏动补偿的电异质性信息包括：基于在至少一个非异位搏动期间监测到的电活动，生成异位搏动补偿的电异质性信息。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述至少一个非异位搏动包括：在递送心脏起搏治疗时监测到的搏动和在没有递送心脏起搏治疗的情况下监测到的固有搏动中的一者。
7.如权利要求1-6中任一项所述的系统，其特征在于，所述异位搏动信息包括在选定的时间段内的多个搏动中的异位搏动的百分比。
8.如权利要求1-7中任一项所述的系统，其特征在于，所述异位搏动信息是使用植入式心脏设备、皮下心脏监测器、体外心脏监测器、和所述电极装置的所述多个体外电极中的至少一个来被提供的。
9.如权利要求1-8中任一项所述的系统，其特征在于，包括心脏治疗装置，所述心脏治疗装置用于基于生成的异位搏动补偿的电异质性信息来递送心脏治疗，其中所述计算装置被进一步配置成响应于所述生成的异位搏动补偿的电异质性信息来修改所述心脏治疗。
10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，重复对递送的心脏治疗的修改，直到所述生成的异位搏动补偿的电异质性信息小于或大于阈值为止。
11.如权利要求9所述的系统，其特征在于：
对所述递送的心脏治疗的修改包括基于预定的一组设置来修改所述递送的心脏治疗，并且
做出关于所述预定的一组设置中的哪个设置导致最小的异位搏动补偿的电异质性信息的判定。
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