CN111886049A - 从心房到心室起搏治疗的评估 - Google Patents

Abstract

心脏电异质性信息可被用于确定用于从心房到心室(VfA)起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的。可在VfA起搏期间生成心脏电异质性信息，并且随后进行评估以确定VfA起搏设置是否是可接受的。

Description

从心房到心室起搏治疗的评估

本申请要求于2018年3月23日提交的美国专利申请第15/934,517号的权益，其通过引用以其全文结合于此。

本文的公开内容涉及用于在评估从心房到心室(ventricle from atrium)(VfA)起搏治疗中使用的系统和方法。

发明内容

本文描述的示例性系统、方法和界面可以被配置成协助用户(例如，医师)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)。心脏治疗可以是从心房到心室(VfA)心脏治疗，包括单腔或多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)、房室同步起搏、异步起搏、触发起搏、心脏再同步起搏或心动过速相关治疗。在一个或多个实施例中，系统、方法和界面可以被描述为非侵入式的。例如，在一些实施例中，系统、方法和界面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、方法和界面可以使用采用例如在患者的躯干周围附接到患者的皮肤的多个体外电极(external electrode)非侵入式地获得的电测量。

在至少一个实施例中，示例性系统和方法可包括监测患者的电活动以确定与患者的心脏活动相关联的电异质性信息。该电异质性信息可被用于确定起搏设置对于递送从心房到心室(VfA)起搏治疗而言是否可接受。响应于该起搏设置不可接受，可使用各种起搏设置执行对电异质性信息的额外监测和确定，以便于确定起搏设置中的哪些是可接受的。

一个示例性系统可包括电极装置。该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。示例性系统可进一步包括计算装置。该计算装置可包括处理电路系统，并且可被耦合至电极装置。该计算装置可被配置成使用多个体外电极监测电活动。该计算装置可被进一步配置成：基于在以一个或多个VfA起搏设置递送VfA起搏治疗期间监测的电活动，生成起搏(例如，从心房到心室起搏)电异质性信息。起搏电异质性信息可表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一个。该计算装置可进一步被配置成：基于电异质性信息确定用于VfA起搏治疗的VfA起搏设置中的一个或多个是否可接受。

在至少一个实施例中，示例性方法可包括使用多个体外电极从患者的组织监测电活动。该方法可进一步包括：基于在以一个或多个VfA起搏设置递送VfA起搏治疗期间监测的电活动，生成起搏电异质性信息。起搏电异质性信息可表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一个。该方法可进一步包括：基于起搏电异质性信息确定与起搏治疗相关联的一个或多个VfA起搏设置是否可接受。

在至少一个实施例中，示例性系统可包括电极装置。该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。该示例性系统可包括计算装置。该计算装置可包括处理电路系统，并且可被耦合至电极装置。该计算装置可被配置成：在递送VfA起搏治疗期间使用多个体外电极监测电活动以及在递送VfA起搏治疗期间生成电异质性信息。该计算装置可被进一步配置成：基于根据使用VfA起搏设置的电活动生成的电异质性信息，确定用于VfA起搏治疗的VfA起搏设置是否可接受，以及基于VfA起搏治疗是否可接受来调整用于VfA起搏治疗的起搏设置。

以上发明内容不旨在描述本公开的每一个实施例或每一种实现方式。通过参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是评估从心房到心室起搏治疗的示例性方法的框图。

图5是评估从心房到心室起搏治疗的另一示例性方法的框图。

图6是评估从心房到心室起搏治疗的另一示例性方法的框图。

图7是评估从心房到心室起搏治疗的另一示例性方法的框图。

图8是包括植入患者心脏的心内医疗设备和位于患者心脏外部的分开的医疗设备的说明性心脏治疗系统的概念图。

图9是根据一个示例的图8的心内医疗设备和患者心脏的解剖结构的放大概念图。

图10是具有包括实现为环形电极的远侧基于壳体的电极的远侧固定和电极组件的图8-9的心内医疗设备的透视图。

图11是封围在图8-10的心内医疗设备的壳体内的说明性电路系统例如以提供本文所描述的功能和治疗的框图。

图12是根据另一示例的例如与图8的示例性系统一起使用的示例性心内医疗设备的透视图。

图13是左心室的标准十七(17)段视图中患者心脏的图的概念图，示出了例如与图8-12的示例性系统和设备一起使用的各种电极植入位置。

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。更进一步地，将认识到，本文中的过程的时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，但是某些时序、一个或多个形状和/或尺寸、或元件的类型相对于其他时序、形状和/或尺寸、元件的类型可能是有利的。

可以在参考位置(例如，该参考位置可以是针对用于从心房到心室起搏心脏治疗的起搏引线或无引线设备的植入的选定位置)附近使用单极心电图(ECG)记录来检测或估算心脏电异质性信息。可以通过获取ECG信号并生成从不同ECG位置测得的电异质性(诸如激动时间)(例如，去极化)的各种度量的系统来测量此类电异质性信息并将其显示或传送给植入者(implanter)。

本文描述的各种示例性系统、方法和界面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式地协助用户(例如，医师)评估患者的状况和/或正在患者身上执行的从心房到心室(VfA)起搏心脏治疗或递送至患者的VfA起搏心脏治疗。VfA起搏心脏治疗可包括通过心脏的心房起搏患者心脏的左心室。无引线设备或起搏引线可延伸(例如，拧入)通过后基底的右心房(该位置可描述为接近或邻近冠状窦(CS)口)。无引线设备或起搏引线可从右心房的科赫(Koch)三角区穿过右心房心内膜和中心纤维体植入，以执行以下中的至少一项：向患者心脏左心室心肌的基底和/或隔膜区域中的左心室递送心脏治疗和感测患者心脏左心室心肌的基底和/或隔膜区域中的左心室的电活动。以此方式，作为示例，除房室(AV)同步起搏之外，无引线起搏设备(例如，包括递送适当的固定机构)因此能够感测心房活动以及心室活动。此外，该VfA起搏治疗可用于患有左束支阻滞(LBBB)的心力衰竭患者的左心室(LV)再同步。在该情况下，VfA起搏治疗可以使更容易进入左心室心内膜，而无需将无引线起搏设备或起搏引线暴露于心内膜血池。同时，VfA起搏治疗可帮助参与(engage)心脏传导系统的一部分，以有可能校正LBBB，并且更有效地使患者心脏再同步。

本公开可以包括植入式医疗设备，该植入式医疗设备包括组织穿刺电极以及可选的右心房电极和/或右心房运动检测器。组织穿刺电极可以从右心房的科赫三角区穿过右心房心内膜和中心纤维体植入在患者心脏的左心室心肌的基底和/或隔膜区域中。在无引线植入式医疗设备中，组织穿刺电极可以从设备的壳体的远侧端区域无引线地延伸，并且右心房电极可以无引线地耦合至该壳体(例如，作为其一部分或位于其表面上)。右心房运动检测器可以在植入式医疗设备内。在带引线的植入式医疗设备中，可以使用植入式引线将电极中的一个或多个耦合到壳体。在设备被植入后，电极可用于感测患者心脏的一个或多个心房和/或心室中的电活动。运动检测器可用于感测患者心脏的一个或多个心房和/或心室中的机械活动。具体地，可以监测右心房和左心室的活动，并且可选地，可以监测右心室的活动。电极可用于递送心脏治疗，诸如用于心房纤颤的单腔或多腔起搏、用于心动过缓的房室同步起搏、异步起搏、触发起搏、用于心室不同步的心脏再同步起搏、抗心动过速起搏或电击治疗。电击治疗可以由植入式医疗设备启动。也可以被植入的分开的医疗设备(诸如血管外ICD)可以与植入式医疗设备可操作地通信并且可以响应于设备提供的触发(诸如信号脉冲)(例如，触发、信令、或独特电脉冲)而递送电击。

现在将参考附图，其描绘了本公开中描述的一个或多个方面。然而，将理解的是，未在附图中描绘的其他方面落入本公开的范围内。在附图中使用的相同编号指代相同的部件、步骤等。然而，将理解的是，在给定附图中使用参考字符来指代元件并不旨在限制另一幅图中被相同参考字符标记的元件。另外，使用不同的参考字符来指代不同附图中的元件并不旨在指示不同引用的元件不能相同或相似。

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，该多个电极被合并到、或被包括在围绕患者120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“Bioelectric Sensor Deviceand 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，该专利通过引用以其整体并入本文。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。

尽管在本文中未描述，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被定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、方法和界面可以进一步使用成像装置来向用户(例如，医师)提供非侵入性协助，以与从心房到心室起搏治疗的评估相结合地定位并放置用于递送VfA心脏起搏治疗的设备和/或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起搏向量以用于从心房到心室起搏治疗。

例如，示例性系统、方法和界面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导线，包括无引线设备、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，包括确定从心房到心室(VfA)起搏设置是否可接受，或确定一个或多个所选择的参数是否可接受，诸如所选择的位置信息(例如，用于靶向左心室中的特定位置的电极的位置信息)。可在于2013年6月12日提交的题为“Implantable ElectrodeLocation 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日提交的题为“Systems,Methods,and Interfaces for Identifying Effective Electrodes(用于标识有效电极的系统、方法和界面)”的美国专利公开第2014/0323892号、以及于2014年3月27日提交的题为“Systems,Methods,and Interfaces for Identifying Optical Electrical Vectors(用于标识光学电向量的系统、方法和界面)”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，要理解的是，成像装置可以被配置成(例如，连续地)捕获多个连续图像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。额外地，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(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，以被用于导航医治装置接近心脏或其他感兴趣的区域内的目标位置(例如，诸如左心室内的位置，包括左心室腔的高后基底和/或隔膜区域内的选定位置)。

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/或成像装置在以下申请中被描述：埃夫隆(Evron)等人的2005年1月13日公开的美国专利申请公开号2005/0008210、萨克(Zarkh)等人的2006年4月6日公开的美国专利申请公开号2006/0074285、萨克等人的2011年5月12日公开的美国专利申请公开号2011/0112398、布拉达(Brada)等人的2013年5月9日公开的美国专利申请公开号2013/0116739、埃夫隆等人的2005年12月27日颁发的美国专利号6,980,675、欧克朗德(Okerlund)等人的2007年10月23日颁发的美国专利号7,286,866、雷迪(Reddy)等人的2011年12月11日颁发的美国专利号7,308,297、布瑞尔(Burrell)等人的2011年12月11日颁发的美国专利号7,308,299、埃夫隆等人的2008年1月22日颁发的美国专利号7,321,677、欧克朗德等人的2008年3月18日颁发的美国专利号7,346,381、布瑞尔等人的2008年11月18日颁发的美国专利号7,454,248、瓦斯(Vass)等人的2009年3月3日颁发的美国专利号7,499,743、欧克朗德等人的2009年7月21日颁发的美国专利号7,565,190、萨克等人的2009年9月8日颁发的美国专利号7,587,074、亨特(Hunter)等人的2009年10月6日颁发的美国专利号7,599,730、瓦斯等人的2009年11月3日颁发的美国专利号7,613,500、萨克等人的2010年6月22日颁发的美国专利号7,742,629、欧克朗德等人的2010年6月29日颁发的美国专利号7,747,047、埃夫隆等人的2010年8月17日颁发的美国专利号7,778,685、瓦斯等人的2010年8月17日颁发的美国专利号7,778,686、欧克朗德等人的2010年10月12日颁发的美国专利号7,813,785、瓦斯等人的2011年8月9日颁发的美国专利号7,996,063、亨特等人的2011年11月15日颁发的美国专利号8,060,185、以及弗拉德(Verard)等人的2013年3月19日颁发的美国专利号8,401,616，这些专利中的每一个通过引用整体结合在此。

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。进一步地，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/或一个或多个其他类型的数据，例如，以用于驱动被配置成非侵入式地协助用户对起搏设备的目标放置和/或评估该位置(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)的起搏治疗的图形用户界面。

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，以例如传输去往和来自输入装置142和显示装置130中的每一个的数据。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、人类心脏的解剖结构的图形描绘、患者心脏的图像或图形描绘、定位或放置以提供VfA起搏治疗的无引线起搏设备的图形描绘、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、窗口化(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、方法和界面，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/或界面的一个或多个程序，该任何可编程语言例如，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适当的设备(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适当的设备以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。即，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/或界面，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/或界面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的确切配置并非限制性的，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，数字文件可以是可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/或递送给患者的从心房到心室(VfA)心脏治疗是有用的。可使用如图1以及图2-图3中所示的电极装置110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可以被配置成用于测量患者120的身体表面电势，并且更具体地，患者120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。在至少一个实施例中，可以使用该组电极的一部分，其中该部分对应到患者心脏上的特定位置。电极112可以被附连或耦合到绑带113并且绑带113可以被配置成围绕患者120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120的外周定位，包括患者120的躯干的后部位置、侧面位置、后外侧位置、前外侧位置、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可以被配置成用于放大来自电极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120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、背心内，和/或将电极112紧固到患者120的躯干上的其他方式。

电极112可以被配置成环绕患者120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120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/放大器电路系统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个至约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/放大器电路系统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的信号以将其提供作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。计算装置140可被配置成用于分析来自电极112的信号以将其提供作为前隔膜电极信号和替代心脏电激动时间，替代心脏电激动时间例如表示患者心脏的一个或多个前隔膜区域的实际或局部电激动时间，如下文将进一步描述的，例如，用于评估VfA起搏治疗。进一步地，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的电信号，或可以是患者心脏的左前左心室区的电信号的替代；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的电信号，或可以是患者心脏的左侧左心室区的电信号的替代；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的电信号，或可以是患者心脏的后外侧左心室区的电信号的替代；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的电信号，或可以是患者心脏的后左心室区的电信号的替代。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波群的开始)与适当的基准点之间的时间段来执行对激动时间的测量，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、阈值越过等。

附加地，计算装置140可以被配置成提供图形用户界面，该图形用户界面描绘使用电极装置110获得的替代电激动时间。示例性系统、方法和/或界面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状况和/或向患者递送的从心房到心室起搏治疗。

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120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120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类似，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中的每一个电极的接口/放大器电路系统116，并且被配置成用于将来自电极112的信号传送至计算装置140。如所示的，电极112可以被分布在患者120的躯干上，包括例如患者120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。背心114可被配置成维持电极112在患者120的躯干上的位置和间隔。进一步地，背心114可被标记以协助确定患者120的躯干表面上的电极112的位置。在一个或多个实施例中，背心114可包括17个或更多个前部电极，该前部电极可接近患者的前部躯干定位，并且可包括39个或更多个后部电极，该后部电极可接近患者的前部躯干定位。在一些示例中，可存在围绕患者120的躯干分布的约25个电极112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可以被配置成用于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。在至少一个示例中，可以根据使用与患者心脏的前隔膜区域相对应的表面区域附近的体表电极测得的表面ECG激动时间来粗略估计患者的心脏的前隔膜区域的激动时间。即，一组电极112的一部分而不是整个组，可用于生成与该组电极的该部分所对应的患者心脏的特定位置相对应的激动时间。

示例性系统、方法和界面可被用于在评估患者的心脏健康或状态和/或评估心脏治疗(诸如通过使用电极装置110进行的从心房到心室(VfA)起搏治疗(例如，在植入期间或植入之后当前向患者递送的心脏治疗))时向用户提供非侵入式协助。进一步地，示例性系统、方法和界面可用于协助用户对被递送给患者的心脏治疗(诸如VfA起搏治疗)进行配置。

VfA起搏可以描述为提供心脏心室的同步均匀激动。作为示例，具有可导致心力衰竭的房室(AV)阻滞或AV计时延长的患者可从VfA起搏治疗中获益，如果不具有AV阻滞或AV计时延长，则该患者将具有完整(例如，正常)的QRS。此外，作为示例，对于患有固有心室传导失调的心力衰竭患者，VfA起搏可提供有益的激动。此外，恰当地放置VfA起搏可以为此类患者提供最佳的心室激动。此外，对于患有左束支阻滞(LBBB)的心力衰竭患者，左心室(LV)再同步可能发现VfA起搏可更轻松地进入左心室心内膜，而不将无引线设备或引线暴露于心内膜血池。同时，在该示例中，这可以帮助参与传导系统的一部分以潜在地校正LBBB并有效地使患者再同步。

在图4中示出了评估VfA起搏的示例性方法440。方法440可包括使用多个体外电极监测电活动(442)，该体外电极诸如本文参照图1-图3描述的电极112。在VfA起搏治疗期间，或在不存在VfA起搏治疗的情况下，可由多个电极监测电活动。监测的电活动可被用于使用例如本文参照图1-图3描述的示例性系统评估向患者提供的VfA起搏治疗。使用上文描述的ECG带监测的电活动可被用于评估对心脏的VfA起搏治疗的至少一个起搏设置。作为示例，起搏设置可以是任何一个参数或参数的组合，包括但不限于电极位置、起搏极性、起搏输出、起搏脉宽、相对于心房(A)计时递送VfA起搏的计时、起搏频率等。此外，作为示例，无引线设备或起搏引线的位置可以包括左心室中的位置，该位置可通过右心房进入或紧邻左心室腔的高后基底和/或隔膜(HPBS)区域。此外，HPBS区域的起搏或紧邻HPBS区域的起搏可以是选择性的(例如，仅涉及刺激HPBS的特定区域)或非选择性的(例如，在HPBS的位置和其他心房和/或心室隔区域组合起搏)。

进一步地，可使用VfA起搏治疗期间或在不存在VfA起搏治疗的情况下的监测的电活动构建心室激动的身体表面等时图。监测的电活动和/或心室激动的图可被用于生成电异质性信息。电异质性信息可包括确定电异质性的度量。电异质性的度量可包括患者的躯干左侧上的电极的激动时间标准偏差(SDAT)的度量和/或患者的躯干左侧上的电极的平均左心室激动时间(LVAT)的度量。可从更接近左心室的前表面和后表面两者上的电极确定LVAT的度量。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)的度量。可从更接近右心室的前表面和后表面两者上的电极确定RVAT的度量。电异质性的度量可包括从来自患者的躯干两侧的多个电极信号获得的平均总激动时间(mTAT)的度量，或它可以包括反映位于患者躯干的右侧或患者躯干的左侧上或组合患者躯干的右侧和左侧两者上的多个电极上的激动时间的范围或分散(dispersion)的其他度量(例如，标准偏差、四分位偏差、最迟发的激动时间与最早发的激动时间之间的差异)。电异质性信息的度量可以包括紧邻心脏的前隔膜部分的躯干上的电极的前隔膜激动时间(ASAT)的度量。

因此，方法440可包括生成在以一个或多个VfA起搏设置递送VfA起搏治疗期间的电异质性信息(444)。可使用电异质性的度量生成电异质性信息。作为示例，电异质性的度量可包括SDAT、LVAT、RVAT、mTAT和ASAT中的至少一个。在至少一个实施例中，方法440可以仅确定并进一步使用ASAT，并且/或者ASAT可以比其他值权重更大。

方法440可包括确定与VfA起搏治疗相关联的一个或多个起搏设置是否可接受(446)。起搏设置可包括多个起搏参数。如果患者的心脏状况改善，如果VfA起搏治疗有效夺获左心室的期望部分(例如，高后基底和/或隔膜面积)和/或如果与基线节律或治疗相比，电异质性的度量改善了某个阈值，则多个起搏参数是可接受的。在至少一个实施例中，确定起搏设置是否可接受可基于根据VfA起搏期间(以及在一些实施例中，也在自然传导期间，或在不存在VfA起搏的情况下)的电活动生成的电异质性的至少一个度量。该至少一个度量可包括SDAT、LVAT和RVAT、mTAT和ASAT中的至少一个。

此外，如果电异质性的度量大于或小于特定阈值，和/或如果用于激发左心室的起搏治疗的位置引起心脏中的肌纤维特定的激发模式，则多个起搏参数是可接受的。另外，如果电异质性的度量指示左束支阻滞(LBBB)的校正，和/或电异质性的度量指示浦肯野系统的完全参与等，则多个起搏参数是可接受的。作为示例，ASAT的电异质性的度量小于或等于阈值(例如，30ms的阈值)并且LVAT小于或等于阈值(例如，30ms的阈值)可以指示LBBB的校正，并且因此，起搏设置是可接受的。作为示例，RVAT的电异质性的度量小于或等于阈值(例如，30ms的阈值)、ASAT小于或等于阈值(例如，30ms的阈值)并且LVAT小于或等于阈值(例如，30ms的阈值)可以指示浦肯野系统的完全参与，并且因此，起搏设置是可接受的。

响应于使用起搏设置的VfA起搏治疗是最佳的、有益的、指示患者自身心脏传导系统完全参与、指示心室传导障碍(例如，左束支阻滞)的校正等，可以确定起搏设置是可接受的。起搏设置可以包括以下各项中的至少一个：起搏电极位置(包括深度、角度、基于螺钉的固定机构的旋转量中的至少一个)、电压、脉冲宽度、强度、起搏极性、起搏向量、起搏波形、递送的起搏相对于固有心房事件或起搏心房事件或相对于固有希氏束电位的计时、和/或起搏位置等。起搏向量可包括任两个或更多个起搏电极，诸如，例如，尖端电极到罐(can)电极、尖端电极到环形电极等，其被用于递送VfA起搏治疗等。起搏位置可指一个或多个起搏电极中的任一个的位置，该一个或多个起搏电极是使用引线、无引线设备和/或被配置为递送VfA的任何设备或装置而被定位的，如将结合图8-图12进一步描述的。

方法440可包括调整用于VfA起搏治疗的起搏设置(448)。在至少一个实施例中，可响应于起搏设置不可接受而调整该起搏设置。在至少一个实施例中，响应于起搏设置在可接受的范围内，但是为了确定该起搏设置是否可以位于在该可接受的范围内的对于VfA起搏治疗而言更为有益、更为有用并且更为多功能的位置，可调整起搏设置。作为示例，当起搏设置是在患者体内执行(administer)VfA起搏治疗的位置时，可调整起搏设置(例如，螺旋电极的穿透位置、穿透深度、螺旋形电极的角度等)，直至VfA起搏治疗使得电异质性的度量高于或低于电异质性的度量阈值。即，可调整起搏设置以协助放置引线、无引线设备和/或其他电设备，以用于执行VfA起搏治疗。在另一实施例中，可以调整起搏设置以寻找电异质性的最佳度量。

例如，对左心室的起搏可利用包括从大约4毫米(mm)长的螺旋到大约12mm长的螺旋任何位置的起搏电极，并且示例性方法440可被用于将电极逐渐地滴定(titrate)导航多至4mm深，或某一其他特定深度。在至少一个示例中，起搏电极包括8mm长的螺旋。更具体地，起搏电极可被部分地拧入或通过右心房的后基底区域。此外，起搏电极可穿过右心房并被拧入左心室中的位置中、附接到左心室中的位置或带到紧邻左心室中的位置。左心室的该位置可以包括左心室的高后基底和/或隔膜区域，在这一区域，可以执行VfA起搏、可以在此类VfA起搏期间监测电活动(442)、可以生成电异质性信息(444)，并且可以确定起搏设置是否可接受(446)(在该情况下，起搏设置可以是包括深度和/或角度的电极位置)。随后，可调整起搏设置(448)，在该情况下该起搏设置可以是包括深度和/或角度的位置。因此，起搏电极可以被拧入或穿过右心房以被定位成紧邻组织或在组织内更深，以便进入左心室，并且方法440可以反复或重复直到到达这一期望的位置。换句话说，示例性方法440可以指示医生逐渐减慢螺旋电极旋转通过右心房，从而使其能够进入左心室并紧邻左心室的一部分(例如，高后基底和/或隔膜区域)。

进一步地，在一个或多个实施例中，确定起搏设置是否可接受可基于使用ECG带的电异质性的特定度量。例如，当起搏设置与电异质性的第一度量值相关联时，可作出用于将起搏电极螺旋旋转特定圈数(例如，以调整起搏电极螺旋的植入深度和/或角度)的指示(例如，显示、提示等)。响应于起搏设置与电异质性的第二度量值相关联，可作出用于停止旋转起搏电极螺旋的指示。此外，基于电异质性的度量，可指示还需要将起搏电极螺旋转多少圈数的指示，以协助确定起搏电极螺旋还要再前进多远。可在监测器的GUI上显示这些指示，以协助调整起搏设置，并且/或者在任何数量的显示器和/或通知设备上显示这些指示。

在至少一个示例中，可以以与电异质性的度量变化关联的间期调整起搏设置，直至电异质性的度量在特定度量值处或接近特定度量值。例如，调整起搏参数可导致电异质性的度量接近电异质性的特定阈值度量，并且，随着该度量接近特定阈值，可减慢调整起搏设置的速率。换句话说，当电异质性的度量距离特定阈值度量更远时，可更快地调整起搏设置，并且当电异质性的度量变得更靠近特定阈值度量时，可更慢地调整起搏设置，直至电异质性的度量在该特定阈值度量处。

在至少一个示例中，可调整起搏设置(例如，包括深度和/或角度的位置)，直至VfA起搏治疗导致对束支阻滞(BBB)(或，更具体地，左BBB(LBBB))的校正。BBB可指一种状况，在该状况中，患者的心脏的电活动为使心脏恰当地搏动而行进所沿着的一通路出现延迟和/或阻塞。该延迟和/或阻滞可在向心脏的心室左侧或右侧发送电冲动的通路上发生。可调整起搏设置，直至补救了沿着该通路的延迟和/或阻滞，这可由电异质性的度量的变化、电异质性的度量高于或低于特定阈值、和/或可指示BBB已被校正的任何数量的电信息来指示。

在至少一个示例中，可调整起搏设置，直至指示BBB的延迟和/或阻滞的电异质性的度量达到特定阈值度量为止。电异质性的度量在特定阈值度量处可指示BBB已被校正。当电异质性的度量距离特定阈值度量较远时，可以以较大的速率调整起搏设置，并且当电异质性的度量变得更靠近特定阈值度量时以较慢的速率调整起搏设置。更具体地，响应于至少一种电异质性度量(诸如ASAT和LVAT)低于阈值，诸如对于ASAT和LVAT中的每一个，低于30毫秒(ms)，可以确定对LBBB的校正的指示。

在至少一个实施例中，当使用所选择的第一起搏设置递送VfA起搏心脏治疗时，可生成电异质性信息。响应于所选择的第一起搏设置被确定为不可接受的起搏设置，可使用所选择的第二起搏设置。作为示例，第一起搏设置可以包括穿过左心房第一距离的方式在左心室中的电极的第一位置。响应于该第一位置不被指示为可接受的位置(以一个或多个起搏电压、极性或计时评估的)，可使用与通过右心房的第二距离相关联的左心室内的第二位置以用于递送VfA起搏治疗。

可使用上文描述的方法确定将引线放置在左心室中的特定位置(例如，左心室心肌的基底和/或隔膜区域)处的部位处，或紧邻左心室中的特定位置(例如，左心室心肌的基底和/或隔膜区域)放置。在至少一个示例中，可在植入物放置期间执行该方法。用于确定是否使用测试的位置(例如，第一位置)或尝试额外的位置(例如，第二位置)以用于获取更好结果的决策制定过程可基于自动系统。作为示例，可设置参数以指示位置是否可接受以及何时满足这些参数，该系统自动地接受起搏设置(例如，使用引线或无引线设备进行VfA起搏的位置)。响应于确定VfA起搏治疗不可接受(例如，用于递送VfA起搏治疗的VfA起搏设置)，可改变VfA起搏设置。响应于改变起搏设置，可基于根据在使用经改变的VfA起搏设置递送VfA起搏治疗期间使用多个体外电极监测的电活动而生成的电异质性信息，可执行如下确定：用于VfA起搏治疗的经改变的VfA起搏设置是否可接受。在至少一个示例中，来自电异质性的度量的数据可被提供至临床医生，并且该临床医生可以作出是否接受起搏设置(例如，使用引线或无引线设备进行VfA起搏的位置)的决定。

在至少一个实施例中，用于确定起搏设置是否可接受的电异质性的度量可被用于将VfA起搏治疗与心脏再同步治疗(CRT)相比较。可生成在执行CRT时的电异质性的度量。随后，作为示例，可将CRT的电异质性的度量与VfA起搏的电异质性的度量相比较。

图5是评估VfA起搏治疗的另一示例性方法550的详细框图。方法550可包括使用多个体外电极监测电活动(552)，该体外电极诸如本文参照图1-图3描述的电极112。在VfA起搏治疗期间，或在不存在VfA起搏治疗的情况下，可由多个电极监测电活动。监测的电活动可被用于使用例如本文参照图1-图3描述的示例性系统评估向患者提供的VfA起搏治疗。使用上文描述的ECG带监测的电活动可被用于评估对心脏的VfA起搏治疗的至少一个起搏设置。

方法550可以包括生成基线电异质性信息(EHI)(554)。可以在不存在VfA起搏治疗的情况下生成基线EHI。即，基线EHI可以从在不存在VfA起搏治疗的情况下监测的电活动中生成。基线EHI可以包括电异质性的基线度量。基线度量可指在没有给患者的VfA起搏治疗的情况下在自然AV传导期间生成的度量，或在使用不同的设置或参数的先前VfA起搏治疗期间生成的度量，或在其他心脏起搏(例如，更为传统的心脏起搏，诸如右心室起搏)期间生成的度量。基线度量可以包括SDAT、LVAT、RVAT、mTAT和ASAT中的至少一项。在一个实施例中，可以使用仅ASAT的基线度量。

方法550可以包括在VfA起搏治疗的递送期间生成起搏电异质性信息(EHI)(556)。起搏EHI可以包括电异质性的治疗度量。治疗度量可指当向患者递送VfA起搏治疗时生成的度量。治疗度量可包括SDAT、LVAT、RVAT、mTAT和ASAT中的至少一个。

方法550可以包括将基线EHI与起搏EHI进行比较(558)。将基线EHI与起搏EHI进行比较可以包括将基线EHI的电异质性的基线度量与起搏EHI的电异质性的治疗度量进行比较。作为示例，可以将基线SDAT与治疗SDAT比较、可以将基线LVAT与治疗LVAT比较、可以将基线RVAT与治疗RVAT比较、可以将基线mTAT与治疗mTAT比较，以及可以将基线ASAT与治疗ASAT比较。进一步地，例如，在至少一个实施例中，可将在递送VfA起搏治疗期间生成的EH的一个或多个度量与EH的一个或多个基线度量(在不递送VfA起搏治疗的情况下或在VfA起搏治疗的先前设置期间)之间的相对百分比差异与阈值百分比相比较。在一个实施例中，可以将EH的基线ASAT度量与EH的起搏ASAT度量进行比较。

方法550可以包括基于比较来确定用于VfA起搏治疗的起搏设置是否可接受(560)。所选起搏设置可以用于递送VfA起搏治疗，并且可以在使用起搏设置时生成电异质性信息。确定起搏设置是否可接受可以基于基线EHI与使用起搏设置时的治疗EHI的比较。作为示例，如果起搏情况下的EH与不起搏情况下的EH的相对百分比差异(例如，减少)小于或等于或者大于或等于百分比阈值，则使用起搏设置的VfA起搏可以被认为是可接受的。更具体地，在至少一个实施例中，EH的一个或多个度量可以是SDAT、LVAT、RVAT、mTAT、ASAT或其任意组合，并且所选择的百分比阈值可以在约1％到约15％之间。在至少一个实施例中，有VfA起搏的情况下的EH与没有VfA起搏的情况下的EH相比的绝对相对差异(例如，减小)的所选择的百分比阈值是5％。在一个或多个其他实施例中，所选百分比可以小于或等于或者大于或等于2％、小于或等于或者大于或等于3％、小于或等于或者大于或等于6％、小于或等于或者大于或等于9％、小于或等于或者大于或等于10％、小于或等于或者大于等于15％等。

在至少一个实施例中，作为示例，针对SDAT和LVAT中的每一个，阈值百分比可以是5％。由此，在该实施例中，如果从基线传导到VfA起搏治疗的SDAT的变化(例如，减小)大于或等于5％，并且从基线传导到VfA起搏治疗的LVAT的变化(例如，减小)大于或等于5％，则可确定该VfA起搏治疗是可接受的。相反地，如果从基线传导到VfA起搏治疗的SDAT的变化(例如，相对减小)小于5％，并且从基线传导到VfA起搏治疗的LVAT的变化(例如，相对减小)小于5％，则可确定该VfA起搏治疗是不可接受的。从基线到起搏的电异质性的度量的阈值减小(例如，电不同步的减小)可以指示患者心脏的再同步得到了改善。

此外，尽管分开地描述了将EH度量与阈值相比较以及将在递送VfA起搏治疗期间生成的EH度量与EH基线度量之间的百分比差异相比较，但是要理解的是，每一个过程可单独使用或一同使用，以用于确定VfA起搏治疗是否可接受(或更具体地，VfA起搏治疗中的一个或多个参数是否可接受)。

方法550可进一步包括调整用于VfA起搏治疗的起搏设置(562)。可以响应于确定(560)VfA起搏治疗的起搏设置是可接受的而执行对起搏设置的调整。在该示例中，可以调整起搏设置以寻找比已接受的起搏设置更加可接受的起搏设置。即，由于相对应的治疗EHI在可接受的范围内，因此起搏设置可能是可接受的，但是调整到另一起搏设置可能导致治疗EHI更接近更加可接受范围的特定部分。此外，在至少一个实施例中，可以响应于确定(560)VfA起搏治疗的起搏设置是不可接受的而执行对起搏设置的调整。

响应于调整了起搏设置，该过程可以重复，从监测电活动(552)开始、生成基线EHI(554)、生成起搏EHI(556)、将基线EHI与治疗EHI进行比较(558)、并确定起搏设置是否是可接受(560)。该反复过程可以重复进行，直到确定了起搏设置是可接受的或起搏设置在可接受的范围内等为止。作为示例，在起搏设置是位置之一的情况下，可以调整用于递送VfA起搏治疗的植入式电极的该位置(包括深度和角度中的至少一个)，并重复此过程，直到与植入式电极的特定位置相关联的治疗EHI是可接受的为止。

图6是评估从心房到心室起搏治疗的另一示例性方法446-1的框图。可以将方法446-1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，确定方法440的VfA起搏治疗的(多个)起搏设置是否是可接受的(446)可以包括图6中方法446-1的步骤。方法446-1可包括确定前隔膜激动时间(ASAT)值是否等于或小于ASAT阈值(664)。前隔膜区域可被描述为指代室间隔前面的位置，室间隔指分隔心脏左右心室的弯曲斜壁并由肌肉下部和较薄的更多的膜状上部组成。ASAT值可以是从由紧邻前隔膜区域的体外电极收集的电活动生成的值，或者是其电活动对应于前隔膜区域的值。在至少一个示例中，ASAT阈值可以是30ms。ASAT阈值可以大于或等于约20ms、大于或等于约30ms、大于或等于约40ms、大于或等于约50ms、大于或等于约60ms等。同样，ASAT阈值可以小于或等于约25ms、小于或等于约35ms、小于或等于约45ms、小于或等于约55ms等。

方法446-1可以包括确定左心室激动时间(LVAT)值是否低于LVAT阈值(666)。LVAT值可以是从由紧邻左心室区域的体外电极收集的电活动生成的值，或者其电活动对应于左心室区域的值。在至少一个示例中，LVAT阈值可以是30ms。LVAT阈值可以大于或等于约20ms、大于或等于约30ms、大于或等于约40ms、大于或等于约50ms、大于或等于约60ms等。同样，LVAT阈值可以小于或等于约25ms、小于或等于约35ms、小于或等于约45ms、小于或等于约55ms等。

方法446-1可以包括响应于ASAT值和LVAT值低于其各自的阈值，确定起搏设置看上去在校正左束支阻滞(LBBB)(668)。作为示例，ASAT值可以小于或等于30ms的阈值，并且LVAT值可以小于或等于30ms的阈值，以便指示LBBB已被校正。在至少一个示例中，ASAT阈值可以大于或等于20ms并且LVAT阈值可以大于或等于20ms、ASAT阈值可以大于或等于25ms并且LVAT阈值可以大于或等于25ms、ASAT阈值可以大于或等于20ms并且LVAT阈值可以大于或等于30ms、ASAT阈值可以大于或等于30ms并且LVAT阈值可以大于或等于20ms、ASAT和LVAT阈值的任意组合，等等。同样，ASAT阈值可以小于或等于20ms并且LVAT阈值可以小于或等于20ms、ASAT阈值可以小于或等于25ms并且LVAT阈值可以小于或等于到25ms、ASAT阈值可以小于或等于20ms并且LVAT阈值可以小于或等于30ms、ASAT阈值可以小于或等于30ms并且LVAT阈值可以小于等于20ms、ASAT和LVAT阈值的任意组合，等等。因此，如果在VfA起搏期间，ASAT小于或等于ASAT阈值并且LVAT小于或等于LVAT阈值，则可以确定VfA起搏治疗正在校正LBBB。

图7是评估从心房到心室起搏治疗的另一示例性方法446-2的框图。可以将方法446-2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，确定方法440的VfA起搏治疗的(多个)起搏设置是否是可接受的(446)可以包括图6中的方法446-2的步骤。方法446-2可以包括确定右心室激动时间(RVAT)值是否等于或小于RVAT阈值(771)。RVAT值可以是从由紧邻右心室区域的体外电极收集的电活动生成的值或其电活动对应于右心室区域的值。在至少一个示例中，RVAT阈值可以是30ms。在至少一个示例中，RVAT阈值可以是30ms。RVAT阈值可以大于或等于约20ms、大于或等于约30ms、大于或等于约40ms、大于或等于约50ms、大于或等于约60ms等。同样，RVAT阈值可以小于或等于约25ms、小于或等于约35ms、小于或等于约45ms、小于或等于约55ms等。

方法446-2可以包括确定前隔膜激动时间(ASAT)值是否等于或小于ASAT阈值(773)。前隔膜区域可以指代室间隔前面的位置，室间隔指分隔心脏左右心室的弯曲斜壁并由肌肉下部和较薄的更多的膜状上部组成。ASAT值可以是从由紧邻前隔膜区域的体外电极收集的电活动生成的值，或者其电活动对应于前隔膜区域的值。在至少一个示例中，ASAT阈值可以是30ms。ASAT阈值可以大于或等于约20ms、大于或等于约30ms、大于或等于约40ms、大于或等于约50ms、大于或等于约60ms等。同样，ASAT阈值可以小于或等于约25ms、小于或等于约35ms、小于或等于约45ms、小于或等于约55ms等。

方法446-2可以包括确定左心室激动时间(LVAT)值是否等于或小于LVAT阈值(775)。LVAT值可以是从由紧邻右心室区域的体外电极收集的电活动生成的值，或者是其电活动对应于右心室区域的值。在至少一个示例中，LVAT阈值可以是30ms。LVAT阈值可以大于或等于约20ms、大于或等于约30ms、大于或等于约40ms、大于或等于约50ms、大于或等于约60ms等。同样，LVAT阈值可以小于或等于约25ms、小于或等于约35ms、小于或等于约45ms、小于或等于约55ms等。

方法446-2可以包括响应于RVAT、ASAT和LVAT值低于其各自的阈值，确定起搏设置导致浦肯野系统的完全参与(777)。作为示例，RVAT值可以小于或等于30ms的阈值、ASAT值可以小于或等于30ms的阈值、并且LVAT值可以小于或等于30ms的阈值，以便指示存在浦肯野系统的完全参与。浦肯野系统可以通过希氏束(His bundle/bundle of His)部分和/或完全参与，希氏束指代专用于电传导的心肌细胞的集合。希氏束可以将来自房室(AV)结(位于心房与心室之间)的电冲动(impulse)经由束支传送至束支尖的点。束支随后通向(leadto)浦肯野纤维，浦肯野纤维可以提供到心室的快速电传导，由此使得心室的心肌以起搏间期更为有效地收缩。传统心脏起搏治疗已包括对心室肌肉的电刺激，该电刺激提供了电激动的替代通路，该替代通路通常绕过由希氏束和浦肯野纤维提供的快速传导路径，通常导致更缓慢的细胞到细胞传导并使得心脏收缩的效率低于通过成功刺激希氏束而可能实现的效率。

在至少一个示例中，RVAT阈值可以小于、等于或大于20ms，ASAT阈值可以小于、等于或大于20ms，并且LVAT阈值可以小于、等于至或大于20ms。在其他示例中，RVAT阈值可以小于、等于或大于25ms，ASAT阈值可以小于、等于或大于25ms，并且LVAT阈值可以小于、等于、或大于25ms。在其他示例中，RVAT阈值可以小于、等于或大于20ms，ASAT阈值可以小于、等于或大于20ms，并且LVAT阈值可以小于、等于、或大于30ms。在其他示例中，RVAT值可以小于、等于或大于30ms，ASAT阈值可以小于、等于或大于30ms，并且LVAT阈值可以小于、等于、或大于20ms。在另一个示例中，RVAT阈值可以是30ms，ASAT阈值可以是20ms，并且LVAT阈值可以是30ms，RVAT、ASAT和LVAT阈值的任意组合，等等。因此，如果在VfA起搏期间，RVAT小于或等于RVAT阈值，ASAT小于或等于ASAT阈值，并且LVAT小于等于LVAT阈值，则可以确定存在浦肯野系统的完全和/或基本上完全参与。

可以参照被配置成接近患者心脏的一个或多个部分(例如，接近左心室中的位置)定位的植入式医疗设备(IMD)和/或一根或多根引线的植入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，可以结合参照图8-12在本文中描述的示例性治疗系统10来使用示例性系统、方法和界面。

尽管本公开描述了无引线和有引线的植入式医疗设备，但是首先参考图8示出了心脏治疗系统2的概念图，该心脏治疗系统2包括心内医疗设备10，该心内医疗设备10可被配置成用于单腔或双腔治疗并且被植入患者的心脏8中。在一些实施例中，设备10可被配置成用于单腔起搏和可以例如在单腔与多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)之间切换。如本文中所使用的，“心内”指代被配置成完全植入患者心脏内以例如提供心脏治疗的设备。设备10被示出被植入在患者心脏8的右心房(RA)中在目标植入区4中。设备10可以包括一个或多个固定构件20，其将设备的远侧端锚定抵靠目标植入区4中的心房心内膜。目标植入区4可位于希氏束5与冠状窦3之间，并且可邻近三尖瓣6。设备10可被描述为心室-自-心房(VfA)设备，当通常放置在右心房中时，该VfA设备可感测一个或两个心室(例如，右心室、左心室或两个心室，取决于情况)或向其提供治疗。特别地，设备10可以包括组织穿刺电极，该组织穿刺电极可以从右心房的科赫三角区穿过右心房心内膜和中心纤维体植入到患者心脏的左心室心肌的基底和/或隔膜区域中。

设备10可被描述为无引线植入式医疗设备。如本文使用的，“无引线”指设备没有从患者心脏8向外延伸的引线。换言之，无引线设备可具有不从患者心脏外部延伸至患者心脏内部的引线。一些无引线设备可通过静脉被引入，但是一旦植入，该设备就没有或可以不包括任何经静脉引线，并且可被配置为提供心脏治疗而不使用任何经静脉引线。具体地，当设备的壳体被定位在心房中时，无引线VfA设备不使用用于可操作地连接至心室中的电极的引线。无引线电极可被耦合至医疗设备的壳体而不使用电极与壳体之间的引线。

设备10可以包括一个或多个飞镖(dart)电极12，该飞镖电极12具有笔直轴，该笔直轴从设备10的远侧端区域延伸，穿过心房心肌和中心纤维体，并且进入心室心肌14或者沿着心室隔延伸，而没有完全穿透心室心内膜或心外膜表面。飞镖电极12可以在轴的远侧端处携载电极，以将该电极定位在心室心肌内，以用于感测心室信号并且递送心室脉冲(例如，用于使左心室去极化以启动左心室的收缩)。在一些示例中，轴的远侧端区域处的电极是阴极电极，该阴极电极被提供以在用于起搏和感测的双极电极对中使用。虽然在图8中示出了植入区4以使得一个或多个飞镖电极12中的一个或多个电极能够被定位在心室心肌内，但是应认识到的是，具有本文公开的各方面的设备可被植入在用于多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)、具有多腔感测的单腔起搏、单腔起搏和/或感测、或适合的其他临床治疗和应用的其他位置处。

心脏治疗系统2还可以包括分开的医疗设备50(在图8中以示意图方式示出)，该医疗设备50可以位于患者心脏8的外部(例如，皮下)，并且可以可操作地耦合至患者心脏8以将心脏治疗递送到患者心脏8。在一个示例中，分开的医疗设备50可以是血管外ICD。在一些实施例中，血管外ICD可以包括具有除颤电极的除颤引线。在除颤引线上的除颤电极与ICD的壳体电极之间可存在治疗向量。此外，ICD的一个或多个电极还可用于感测与患者心脏8有关的电信号。ICD可被配置成用于递送电击治疗，包括一个或多个除颤电击或心脏复律电击。例如，如果感测到心律失常，则ICD可经由电引线发送脉冲以电击心脏并恢复其正常节律。在一些示例中，ICD可以递送电击治疗而无需将电引线放置在心脏内或将电线直接附接到心脏(皮下ICD)。可以与本文所述的系统2一起使用的血管外、皮下ICD的示例可以在2016年3月8日颁发的美国专利第9,278,229号(Reinke等人)中被描述，该专利以其整体通过引用合并于此。

在电击治疗(例如，由除颤引线的除颤电极提供的除颤电击)的情况下，分开的医疗设备50(例如，血管外ICD)可以包括控制电路，该控制电路使用治疗递送电路来生成具有许多波形特性中的任一种的除颤电击，包括前沿电压、倾斜、递送的能量、脉冲相位等。举例而言，治疗递送电路可生成单相、双相或多相波形。此外，治疗递送电路可生成具有不同量的能量的除颤波形。例如，治疗递送电路可以生成除颤波形，该除颤波形为皮下除颤递送总共约60-80焦耳(J)之间的能量。

分开的医疗设备50可包括感测电路。感测电路可以被配置成获得经由电极的一个或多个组合感知到的电信号，并且处理所获得的信号。感测电路的部件可以是模拟部件、数字部件或其组合。感测电路可例如包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、模数转换器(ADC)等。感测电路可将感知到的信号转换成数字形式，并向控制电路提供数字信号以供处理或分析。例如，感测电路可放大来自感测电极的信号，并且通过ADC将经放大的信号转换成多位的数字信号。感测电路还可将所处理的信号与阈值进行比较，以检测心房或心室去极化(例如，P-波或R-波)的存在，并且向控制电路指示心房去极化(例如，P-波)或心室去极化(例如，R-波)的存在。

设备10和分开的医疗设备50可以协作以向患者心脏8提供心脏治疗。例如，设备10和分开的医疗设备50可用于检测心动过速、监测心动过速和/或提供心动过速相关的治疗。例如，设备10可以与分开的医疗设备50无线通信以使用分开的医疗设备50来触发电击治疗。如本文所使用的，“无线地”指在设备10与分开的医疗设备50之间不使用金属导体的有效耦合或连接。在一个示例中，无线通信可以使用由设备10提供的独特的、信令的或触发的电脉冲，该脉冲传导通过患者的组织，并且由分开的医疗设备50可检测到。在另一示例中，无线通信可以使用设备10的通信接口(例如，天线)以提供电磁辐射，该电磁辐射传播通过患者的组织，并且例如使用分开的医疗设备50的通信接口(例如，天线)可检测到。

图9是心内医疗设备10和患者心脏8的解剖结构的放大概念图。心内设备10可以包括壳体30。壳体30可以限定气密密封的内腔，设备10的内部部件驻留在该气密密封的内腔中，该内部部件诸如感测电路、治疗递送电路、控制电路、存储器、遥测电路、其他可选传感器以及电源，如结合下方图11所大体描述的。壳体30可由导电材料形成，包括钛或钛合金、不锈钢、MP35N(一种非磁性镍钴铬钼合金)、铂合金或其他生物相容性金属或金属合金。在其他示例中，壳体30可以由非导电材料形成，包括陶瓷、玻璃、蓝宝石、硅酮、聚氨酯、环氧树脂、乙酰基共聚合物塑料、聚醚醚酮(PEEK)、液晶聚合物或其他生物相容性聚合物。

壳体30可被描述为以大体上圆柱形的形状在远侧端区域32与近侧端区域34之间延伸，以促进导管递送。在其他实施例中，壳体30可以是棱柱形或任何其他形状，以便执行本文所述的功能和效用。壳体30可包括例如在近侧端34处的递送工具接口构件26，用于在设备10的植入期间与递送工具接合。

在心脏治疗(例如，感测和/或起搏)期间，壳体30的全部或一部分可用作电极。在所示的示例中，基于壳体的电极24被示出为围绕(circumscribe)壳体30的近侧部分。当壳体30是由导电材料(诸如，钛合金或上文列出的其他示例)形成时，壳体30的各个部分通过非导电材料进行电绝缘，该非导电材料诸如，聚对二甲苯、聚氨酯、硅酮、环氧树脂或其他生物相容性聚合物的涂层，从而留下导电材料的一个或多个离散区域被暴露以限定近侧基于壳体的电极24。当壳体30是由非导电材料(诸如，陶瓷、玻璃或聚合物材料)形成时，导电涂层或层(诸如钛、铂、不锈钢或其合金)可被应用至壳体30的一个或多个离散区域以形成近侧基于壳体的电极24。在其他示例中，近侧基于壳体的电极24可以是安装或组装在壳体30上的部件，诸如环形电极。近侧基于壳体的电极24可例如经由导电壳体30或当壳体30为非导电材料时经由电导体被电耦合至设备10的内部电路系统。

在所示的示例中，近侧基于壳体的电极24被定位为更接近壳体近侧端区域34而不是壳体远侧端区域32，并且因此被称为“近侧基于壳体的电极”24。然而，在其他示例中，基于壳体的电极24可被定位在沿着壳体30的其他位置处，例如，比所示的位置相对更远侧的位置。

在远侧端区域32处，设备10可包括远侧固定和电极组件36，该远侧固定和电极组件36除了一个或多个长度相等或不等的飞镖电极12之外，还可包括一个或多个固定构件20。飞镖电极12可包括从壳体远侧端区域32向远侧延伸的轴40，并且可包括一个或多个电极元件，诸如在轴40的自由远侧端区域处或附近的尖端电极42。尖端电极42可具有尖端直径相对较窄(例如，小于1mm)的锥形或半球形远侧尖端，以用于穿透进入并且穿过组织层，而无需使用尖锐尖端或具有尖锐或斜切边缘的针状尖端。

飞镖电极12的轴40可以是通常笔直的构件并且可以是刚性的。在其他实施例中，轴40可被描述为相对刚性，在侧向方向上仍然具有有限的柔性(flexibility)。此外，轴40可以是非刚性的，以允许随心脏运动一起的一些侧向弯曲。然而，在放松状态下，当不受到任何外部力时，轴40可以维持如所示的笔直位置，以保持尖端电极42与壳体远侧端区域32分隔开至少轴40的高度47的距离。飞镖电极12可被配置为穿刺通过一个或多个组织层以将尖端电极42定位在期望的组织层内，例如，心室心肌。由此，轴40的高度47与预期起搏部位深度对应，并且该轴可具有沿着其纵向轴线的相对高的抗压强度，以在当被挤压抵靠植入区4时抵抗侧向或径向弯曲。如果采用第二飞镖电极12，则其长度可能不等于预期的起搏部位深度，并且可以被配置成用作用于将起搏能量递送至组织的中性电极。可以例如，通过向壳体30的近侧端34施加纵向推力来将纵向轴力施加抵靠尖端电极42，以将飞镖电极12推进进入目标植入区内的组织中。轴40可以是纵向非压缩的。当受到侧向或径向的力时，轴40可以是在侧向或径向方向上可弹性地变形的，以允许暂时弯曲(例如，随着组织运动一起)，但是当侧向力消失时，可以返回至其通常的笔直位置。当轴40未暴露于任何外部力时，或仅暴露于沿着其纵向中心轴的力时，轴40可以保持如所示的笔直线性位置。

一个或多个固定构件20可被描述为具有通常弯曲位置的一个或多个“尖齿”。尖齿可被保持在递送工具内的向远侧延伸的位置。在从递送工具释放后在弹性地向近侧往回弯曲至通常的弯曲位置(所示出的)之前，尖齿的远侧尖端可以穿透心脏组织至有限的深度。此外，固定构件20可包括例如在2017年6月13日颁发的美国专利第9,675,579号(Grubac等人)和在2015年9月1日颁发的美国专利第9,119,959号(Rys等人)中所述的一个或多个方面，这些专利中的每一个通过引用以其整体结合于此。

在一些示例中，远侧固定和电极组件36包括远侧基于壳体的电极22。在将设备10用作起搏器以用于多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)和感测的情况下，尖端电极42可被用作与近侧基于壳体的电极24配对的阴极电极，该近侧基于壳体的电极24充当返回阳极电极。替代地，远侧基于壳体的电极22可充当与尖端电极42配对的返回阳极电极，以用于感测心室信号以及递送心室起搏脉冲。在其他示例中，远侧基于壳体的电极22可以是用于感测心房信号以及向目标植入区4中的心房心肌递送起搏脉冲的阴极电极。当远侧基于壳体的电极22充当心房阴极电极时，近侧基于壳体的电极24可充当与尖端电极42配对的返回阳极，以用于心室起搏和感测，并且可充当与远侧基于壳体的电极22配对的返回阳极，以用于心房起搏和感测。

如图示中所示的，一些起搏应用中目标植入区4沿着心房心内膜18，通常在AV节15和希氏束5下方。飞镖电极42可以限定轴40的高度47，以用于穿透通过目标植入区4中的心房心内膜18，穿过中心纤维体16并且进入心室心肌14，而没有穿透心室心内膜表面17。当飞镖电极12的高度47完全被推进进入目标植入区4中时，尖端电极42可以驻留在心室心肌14内，并且远侧基于壳体的电极22可以被定位成与心房心内膜18密切接触或紧邻心房心内膜18。飞镖电极12可具有尖端电极42和轴40的总组合高度47，其在各种示例中从大约3mm至大约8mm。轴40的直径可以小于大约2mm，并且可以是大约1mm或更小，或甚至大约0.6mm或更小。

设备10可以包括壳体30内的运动检测器11。运动检测器11可用于监测机械活动，诸如心房机械活动(例如，心房收缩)和/或心室机械活动(例如，心室收缩)。在一些实施例中，运动检测器11可用于检测右心房机械活动。运动检测器11的非限制性示例包括加速度计。在一些实施例中，由运动检测器11检测到的机械活动可用于补充或替换由设备10的电极中的一个或多个检测的电活动。例如，运动检测器11可除了近侧基于壳体的电极24之外或作为近侧基于壳体的电极24替代而被使用。

运动检测器11还可以用于频率响应检测或提供频率响应型IMD。与频率响应有关的各种技术可以描述于1992年10月13日颁发的标题为“频率响应型心脏起搏器的优化(Optimization for rate responsive cardiac pacemaker)”的美国专利第5,154,170号(Bennett等人)，以及于1996年10月8日颁发的标题为“用于频率响应型心脏起搏的方法和设备(Method and apparatus for rate-responsive cardiac pacing)”的美国专利第5,562,711号(Yerich等人)中，其中的每一个通过引用整体并入本文。

图10是能够进行心脏治疗的设备10的三维透视图。如图所示，远侧固定和电极组件36包括被实现为环形电极的远侧基于壳体的电极22。当固定构件20的固定构件尖齿20a、20b和20c与心房组织接合时，远侧基于壳体的电极22可以被定位为与心房组织紧密接触或可操作地邻近心房组织。在设备10向植入部位递送期间，可弹性地变形的尖齿20a、20b以及20c可向远侧延伸。例如，当设备10被推出递送工具之外并且往回弯曲到它们当不再被约束在递送工具内时的通常的弯曲位置(如所示的)时，尖齿20a、20b以及20c可以穿刺心房心内膜表面。当尖齿20a、20b以及20c往回弯曲至它们正常的位置时，固定构件20可以将远侧固定构件和电极组件36拉向心房心内膜表面。当远侧固定构件和电极组件36被拉向心房心内膜时，尖端电极42可以被推进穿过心房心肌以及中心纤维体并且进入心室心肌。远侧基于壳体的电极22可随后被定位抵靠心房心内膜表面。

远侧基于壳体的电极22可以包括由导电材料形成的环，诸如钛、铂、铱或其合金。远侧基于壳体的电极22可以是单个连续的环形电极。在其他示例中，环的各个部分可涂覆有电绝缘涂层，例如聚对二甲苯、聚氨酯、硅酮、环氧树脂或其他绝缘涂层，以减小环形电极的导电表面积。例如，环的一个或多个扇区(sector)可被涂覆为远侧基于壳体的电极22的分开的两个或更多个导电暴露表面积。减小远侧基于壳体的电极22的导电表面积(例如，通过使用绝缘涂层来覆盖导电环的各部分)可增加远侧基于壳体22的电阻抗，并且由此降低在起搏脉冲期间递送的夺获心肌(例如，心房心肌组织)的电流。较低的电流消耗可以节省设备10的电源，例如，一个或多个可再充电或不可再充电电池。

如上文描述的，远侧基于壳体的电极22可被配置为心房阴极电极，以用于与作为返回阳极的近侧基于壳体的电极24组合在植入部位处向心房组织递送起搏脉冲。电极22和24可被用于感测心房P波，以在控制心房起搏脉冲(在没有感知到的P波的情况下被递送的)中使用，以及用于控制心房同步心室起搏脉冲，该心房同步心室起搏脉冲是使用尖端电极42作为阴极以及近侧基于壳体的电极24作为返回阳极递送的。在其他示例中，远侧基于壳体的电极22可被用作返回阳极，其结合阴极尖端电极42以用于心室起搏和感测。

图11是根据一个示例的可被封围在壳体30(图10)内以提供使用设备10的心脏治疗的功能的电路系统的框图。分开的医疗设备50(图8)可包括一些或全部相同的部件，这些部件可以以类似的方式配置。封围在壳体30内的电子电路系统可包括软件、固件以及硬件，该软件、固件以及硬件合作地监测心房和心室电心脏信号、确定心脏治疗何时是必需的、以及/或者根据编程的治疗模式和起搏脉冲控制参数向患者心脏递送电脉冲。电子电路系统可以包括控制电路80(例如，包括处理电路系统)、存储器82、治疗递送电路84、感测电路86和/或遥测电路88。在一些示例中，设备10包括用于产生与患者的生理功能、状态或状况相关的信号的一个或多个传感器90，诸如患者活动传感器，以在确定起搏治疗的需要和/或控制起搏频率中使用。

电源98根据需要向设备10的电路系统(包括部件80、82、84、86、88和90中的每一个)提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。电源98与部件80、82、84、86、88和90中的每一个之间的连接将从示出的总体框图来理解，但是为了清楚起见未被示出。例如，电源98可被耦合至被包括在治疗递送电路84中的一个或多个充电电路，以用于向治疗递送电路84中所包括的电荷保持电容器提供所需的电力，该电荷保持电容器在控制电路80的控制下在适当时间处放电，以用于例如根据诸如DDI(R)之类的双腔起搏模式递送起搏脉冲。电源98还可被耦合到感测电路86的部件(诸如，感测放大器、模数转换器、开关电路系统等)、传感器90、遥测电路88、和存储器82以向各种电路提供电力。

所示的功能框表示设备10中所包括的功能，并且可以包括实现能够产生归因于本文的医疗设备10的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。各种部件可以包括处理电路系统，诸如专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的部件或部件的组合。用于实现本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由医疗设备中采用的特定系统架构以及由医疗设备采用的特定检测和治疗递送方法来确定。鉴于本文的公开，在任何现代心脏医疗设备系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以用于完成所描述的功能在本领域技术人员的能力范围内。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性、或电的非瞬态计算机可读存储介质，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、或任何其他存储器设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当被一个或多个处理电路执行时，这些指令使得控制电路80和/或其他处理电路系统执行归属于设备10的单腔、双腔或三腔起搏(例如，单腔或多腔起搏)功能或其他感测和治疗递送功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。

控制电路80例如经由数据总线与治疗递送电路84以及感测电路86通信，以用于感测心脏电信号以及响应于感知到的心脏事件(例如，P波和R波、或缺少P波或R波)而控制心脏电刺激治疗的递送。尖端电极42、远侧基于壳体的电极22以及近侧基于壳体的电极24可被电耦合至治疗递送电路84，以用于向患者心脏递送电刺激脉冲，并且被电耦合至感测电路86以用于感测心脏电信号。

感测电路86可包括心房(A)感测通道87以及心室(V)感测通道89。远侧基于壳体的电极22以及近侧基于壳体的电极24可被耦合至心房感测通道87以用于感测心房信号，例如，伴随于心房心肌去极化的P波。在包括两个或更多个可选择的远侧基于壳体的电极的示例中，感测电路86可包括开关电路系统，该开关电路系统用于选择性地将可用的远侧基于壳体的电极中的一个或多个耦合至被包括在心房感测通道87中的心脏事件检测电路系统。开关电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适合用于选择性地将感测电路86的部件耦合到选定电极的任何其他类型的开关设备。尖端电极42以及近侧基于壳体的电极24可被耦合至心室感测通道89以用于感测心室信号，例如，伴随于心房心肌去极化的R波。

心房感测通道87以及心室感测通道89中的每一个包括用于分别从由相应感测通道接收的心脏电信号中检测P波和R波的心脏事件检测电路系统。被包括在通道87和89中的每一个的心脏事件检测电路系统可被配置成放大、过滤、数字化以及整流从所选择的电极接收到的心脏电信号，以改善用于检测心脏电事件的信号质量。每一个通道87和89内的心脏事件检测电路系统可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(ADC)、定时器或其他模拟或数字部件。可在控制电路80的控制下，例如基于由控制电路80确定的、存储在存储器82中的、和/或由控制电路80和/或感测电路86的硬件、固件和/或软件控制的计时间期和感测阈值，由每一个相应的感测通道87和89自动地调整心脏事件感测阈值，例如，P波感测阈值以及R波感测阈值。

在基于感测阈值越过而检测到心脏电事件时，感测电路86可以产生被传送至控制电路80的感知事件信号。例如，心房感测通道87可响应于P波感测阈值越过而产生P波感知事件信号。心室感测通道89可响应于R波感测阈值越过而产生R波感知事件信号。感知事件信号由控制电路80使用以用于设置起搏逸搏间期定时器，该起搏逸搏间期定时器控制用于安排心脏起搏脉冲的基础时间间期。感知事件信号可以取决于特定的编程起搏模式而触发或抑制起搏脉冲。例如，从心房感测通道87接收到的P波感知事件信号可使得控制电路80抑制安排的心室起搏脉冲，并且以编程的房室(AV)起搏间期安排心室起搏脉冲。如果在AV起搏间期期满之前感知到R波，则抑制心室起搏脉冲。如果AV起搏间期在控制电路80从心室感测通道89接收R波感知事件信号之前期满，则控制电路80可以使用治疗递送电路84递送与感知到的P波同步的安排的心室起搏脉冲。

在一些示例中，设备10可被配置为递送各种起搏治疗，该各种起搏治疗包括心动过缓起搏、心脏再同步治疗、电击后起搏、和/或心动过速相关的治疗(诸如ATP)等。例如，设备10可被配置成检测非窦性心动过速并且递送ATP。控制电路80可确定心脏事件时间间期，例如，从心房感测通道87接收到的连续P波感知事件信号之间的PP间期，从心室感测通道89接收到的连续R波感知事件信号之间的RR间期，以及P波感知事件信号与R波感知事件信号之间接收的P-R和/或R-P间期。可将这些间期与心动过速检测间期相比较以用于检测非窦性心动过速。可基于阈值数量的心动过速检测间期被检测到而在给定心脏腔室中检测到心动过速。

治疗递送电路84包括心房起搏电路83以及心室起搏电路85。每一个起搏电路83和85包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如一个或多个低电压保持电容器)、输出电容器、和/或开关电路系统，该开关电路系统控制(多个)保持电容器何时被充电，以及何时跨输出电容器放电以向被耦合至相应起搏电路83或85的起搏电极向量递送起搏脉冲。尖端电极42以及近侧基于壳体的电极24可作为双极阴极和阳极对被耦合至心室起搏电路85，以用于例如在由控制电路80设置的AV或VV起搏间期期满时递送心室起搏脉冲，以用于提供心房同步心室起搏以及基础较低心室起搏频率。

心房起搏电路83可被耦合至远侧基于壳体的电极22以及近侧基于壳体的电极24以用于递送心房起搏脉冲。控制电路80可根据编程的较低起搏频率设置心房起搏间期，或根据频率应答型传感器指示的起搏频率而设置的临时较低频率来设置心房起搏间期。如果心房起搏间期在从心房感测通道87接收到P波感知事件信号之前期满，则心房起搏电路被控制以用于递送心房起搏脉冲。响应于递送的心房起搏脉冲，控制电路80开始AV起搏间期，以提供同步的多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)。

可由治疗递送电路84根据从控制电路80接收到的控制信号执行将心房或心室起搏电路83或85的保持电容器充电至编程的起搏电压幅度以及将电容器放电达编程的起搏脉冲宽度。例如，被包括在控制电路80中的起搏计时电路可包括由控制电路80的微处理器设置的可编程数字计数器，以用于控制与各种单腔或多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)模式或抗心动过速起搏序列相关联的基础起搏时间间期。控制电路80的微处理器还可以设置心脏起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、极性或其他特性，这些参数可以基于存储在存储器82中的编程值。

设备10可包括用于从患者感测信号的其他传感器90，该信号用于在确定对于由治疗递送电路84递送的电刺激治疗的需要和/或控制由治疗递送电路84递送的电刺激治疗中使用。在一些示例中，指示对于增加的心脏输出的需要的传感器可包括患者活动传感器，诸如加速度计。可由控制电路80确定如由于由患者活动传感器指示的增加的活动引起的患者代谢需求的增加，以用于在确定传感器指示的起搏频率中使用。

由控制电路80用于感测心脏事件和控制起搏治疗递送的控制参数可以经由遥测电路88被编程到存储器82中，该遥测电路88也可描述为通信接口。遥测电路88包括用于使用射频通信或其他通信协议与外部设备(诸如，编程器或家用监测器)通信的收发器和天线。控制电路80可以使用遥测电路88以从外部设备接收下行链路遥测并向外部设备发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测电路88可以用于向植入在患者体内的另一医疗设备传输通信信号以及从该另一医疗设备接收通信信号。

图12是根据另一示例的可配置成用于单腔或多腔心脏治疗(例如，双腔或三腔心脏治疗)的另一无引线心内医疗设备710的三维透视图。设备710可包括壳体730，该壳体730具有外部侧壁735，被示出为圆柱形外部侧壁，其从壳体远侧端区域732延伸至壳体近侧端区域734。壳体730可封围电子电路系统，该电子电路系统被配置成执行单腔或多腔心脏治疗，包括心房和心室心脏电信号感测以及起搏心房和心室腔室。递送工具接口构件726被示出在壳体近侧端区域734上。

远侧固定和电极组件736可被耦合至壳体远侧端区域732。远侧固定和电极组件736可包括被耦合至壳体远侧端区域732的电绝缘远侧构件772。组织穿刺电极712延伸远离壳体远侧端区域732并且多个非组织穿刺电极722可被直接耦合至绝缘远侧构件772。组织穿刺电极712以纵向方向延伸远离壳体远侧端区域732并且可与壳体730的纵向中心轴线731共轴。

组织穿刺远侧电极712可包括电绝缘轴740和尖端电极742。在一些示例中，组织穿刺远侧电极712是主动固定构件，其包括螺旋轴740和远侧阴极尖端电极742。螺旋轴740从轴远侧端区域743延伸至轴近侧端区域741，该轴近侧端区域741可被直接耦合至绝缘远侧构件772。螺旋轴740可被涂覆有电绝缘材料(例如，聚对二甲苯或本文列出的其他示例)以避免沿着轴长度的心脏组织感测或刺激。尖端电极742在轴远侧端区域743处，并且可充当阴极电极，以用于当尖端电极742被推进进入心室组织时使用作为返回阳极的近侧基于壳体的电极724来递送心室起搏脉冲以及感测心室电信号。近侧基于壳体的电极724可以是围绕壳体730的环形电极，并且可由纵向侧壁735的非绝缘部分限定。壳体730的不充当电极的其他部分可被涂覆有电绝缘材料，如上文结合图9所描述的。

使用穿透到LV心肌中的两个或更多个组织穿刺电极(例如，任何类型的穿刺电极)可以用于更局部的起搏夺获，并且可以减轻影响夺获心房组织的心室起搏尖峰。在一些实施例中，多个组织穿刺电极可包括螺旋型电极(例如，电极712)、两个或更多个飞镖型电极(例如，图8-9的电极12)。多个组织穿刺电极的非限制性示例包括螺旋电极(具有延伸通过其中(例如，通过中心)的飞镖电极或具有双缠绕的螺旋)、两个飞镖电极。多个组织穿刺电极也可以用于双极或多极起搏。

在一些实施例中，一个或多个穿透到LV心肌中的组织穿刺电极(例如，任何类型的穿刺电极)可以是多极组织穿刺电极。多极组织穿刺电极可包括一个或多个电活性和电分离的元件，其可从一个或多个组织穿刺电极实现双极或多极起搏。

多个非组织穿刺电极722沿着绝缘远侧构件772的外周被提供，位于组织穿刺电极712外周。绝缘远侧构件772限定设备710的面向远侧的表面738以及周向表面739，该周向表面739围绕设备710并且邻近壳体纵向侧壁735。非组织穿刺电极722可由导电材料形成，诸如钛、铂、铱或其合金。在所图示实施例中，六个非组织穿刺电极722沿着绝缘远侧构件772的外周以相等的距离径向地分隔开，然而，可提供两个或更多个非组织穿刺电极722。

非组织穿刺电极722可以是分立部件，每一个被保持在绝缘构件772中的相应凹槽774内，该相应凹槽774的大小和形状被设计为与非组织穿刺电极722配对。在其他示例中，非组织穿刺电极722可各自是安装在绝缘远侧构件内或安装在绝缘远侧构件上的一体构件的非绝缘暴露部分。不用作电极的一体构件的中间部分可由绝缘远侧构件772绝缘，或如果暴露于周围环境，则用电绝缘涂层(例如，聚对二甲苯、聚氨酯、硅酮、环氧树脂或其他绝缘涂层)涂覆。

当组织穿刺电极712被推进进入心脏组织中时，至少一个非组织穿刺电极722被定位成抵靠心脏组织表面、被定位成与心脏组织表面紧密接触或被定位成可操作地邻近心脏组织表面，以用于递送起搏脉冲和/或感测由患者心脏产生的心脏电信号。例如，非组织穿刺电极722可被定位成与右心房心内膜组织接触，以用于当组织穿刺电极712被推进到心房组织中并且穿过中心纤维体直至尖端电极742被定位成与心室组织(例如，心室心肌和/或心室传导系统的一部分)直接接触时在心房中进行起搏以及感测。

非组织穿刺电极722可被耦合至由壳体730封围的治疗递送电路84以及感测电路86(参见图11)，以共同用作阴极电极，其与作为返回阳极的近侧基于壳体的电极724组合，以用于递送心房起搏脉冲以及用于感测心房电信号，例如，P波。被包括在感测电路86中的开关电路系统可在控制电路80的控制下被激活，以将非组织穿刺电极中的一个或多个耦合至心房感测通道87。远侧非组织穿刺电极722可以彼此电隔离，使得电极722中的每一单个可由被包括在治疗递送电路84中的开关电路系统单独地选择，以独自充当或与电极722中的两个或更多个组合地充当心房阴极电极。被包括在治疗递送电路84中的开关电路系统可在控制电路80的控制下被激活，以将非组织穿刺电极722中的一个或多个耦合至心房起搏电路83。可一次选择非组织穿刺电极722中的两个或更多个以操作作为多点心房阴极电极。

被选择用于心房起搏和/或心房感测的某一非组织穿刺电极722可基于心房夺获阈值测试、电极阻抗、心脏电信号中的P波信号强度或其他因素被选择。例如，可以选择充当提供低起搏夺获阈值幅度和相对高的电极阻抗的最佳组合的阴极电极的两个或更多个各个非组织穿刺电极722中的一个或任何组合，以使用来自电源98的最小电流消耗来实现可靠的心房起搏。

在一些实例中，当组织穿刺电极712将壳体730锚定在植入部位处时，面向远侧的表面738可均匀地接触心房心内膜表面。在该情况下，所有电极722中可被一同选择以用于形成心房阴极。替代地，电极722中的每隔一个可被一同选择以用于形成多点心房阴极，该多点心房阴极具有仍沿着面向远侧的表面738均匀地分布的较高的电阻抗。替代地，沿着绝缘远侧构件772的一侧的一个或多个电极722的子集可被选择以在期望的部位处提供起搏，该子集由于电极722对于被起搏的心房组织的相对位置而实现最低起搏夺获阈值。

在其他实例中，取决于组织穿刺电极712进入心脏组织的定位和取向，面向远侧的表面738可以以相对于邻近的心内膜表面的角度取向。在该情况下，非组织穿刺电极722中的一个或多个可被定位成比其他非组织穿刺电极722与邻近的心内膜组织更紧密地接触，该其他非组织穿刺电极722可离开心内膜表面成角度。通过沿绝缘远侧构件772的外周提供多个非组织穿刺电极，组织穿刺电极712和壳体远侧端区域732相对于心脏表面(例如，右心房心内膜表面)的角度不需要是基本平行的。解剖和位置差异可导致面向远侧的表面738与心内膜表面成角度或倾斜，然而，沿着绝缘远侧构件772的外周分布的多个非组织穿刺电极722增加了一个或多个电极722与邻近的心脏组织之间的良好接触的可能性，以促进使用多个电极722的至少子集的可接受的起搏阈值和可靠的心脏事件感测。不需要沿着绝缘远侧构件772的整个外周的周向接触或固定。

非组织穿刺电极722被示出为各自包括沿着面向远侧的表面738延伸的第一部分722a以及沿着周向表面739延伸的第二部分722b。第一部分722a和第二部分722b可以是连续的暴露表面，使得有效电极表面缠绕在绝缘远侧构件772的外周边缘776周围，该外周边缘776与面向远侧的表面738以及周向表面739接合。非组织穿刺电极722可包括沿着面向远侧的表面738的电极772中的一个或多个、一个或多个沿着周向表面739的电极、各自沿着面向远侧的表面738和周向表面739二者延伸的一个或多个电极、或其任何组合。非组织穿刺电极722中的每一个的暴露表面可与相应的面向远侧的表面738和/或周向表面齐平。在其他示例中，非组织穿刺电极722中的每一个可具有从绝缘远侧构件772突出的升高的表面。无论是平滑或是圆形的，电极722的任何升高表面可以限定非组织穿刺表面。

远侧固定和电极组件736可密封壳体730的远侧端区域并且可提供电极722被安装其上的基础。电极722可被称为基于壳体的电极。电极722可不由将有效电极部分延伸远离壳体730的轴或其他延伸件携载，由将有效电极部分延伸远离壳体730的轴或其他延伸件携载类似于驻留在螺旋轴740的远侧尖端处并且延伸远离壳体730的远侧尖端电极742。本文提出的与绝缘的远侧端构件的面向远侧端的表面和/或周向表面耦合的非组织穿刺电极的其他示例包括远侧基于壳体的环形电极22(图10)、远侧基于壳体的围绕组件36周向延伸的环形电极(图10)、纽扣(button)电极、其他基于壳体的电极以及其他周向环形电极。直接被耦合至远侧绝缘构件、位于中心组织穿刺电极外周的任何非组织穿刺电极可被提供以单独地运作、一同地运作、或以任何组合运作作为阴极电极，以用于向邻近的心脏组织递送起搏脉冲。当环形电极，诸如远侧环形电极22和/或周向环形电极，被提供时，环形电极的多个部分可由涂层电绝缘以沿着绝缘远侧构件的面向远侧的表面和/或周向表面提供多个分布式的非组织穿刺电极。

与沿着远侧固定和电极组件736提供的组织穿刺电极相比较，非组织穿刺电极722和上文列出的其他示例被预期提供更为可靠并且有效的心房起搏和感测。与心室腔室壁相比较，心房腔室壁相对较薄。组织穿刺心房阴极电极可能在心房组织内延伸得过深，从而导致心室组织的意外地持续夺获或间歇夺获。由于心室信号在经由物理上更为接近心室组织的组织穿刺心房阴极电极所接收的心脏电信号中具有更大的信号强度，因此组织穿刺心房阴极电极可能导致对感测心房信号的干扰。组织穿刺电极712可被安全地锚定至心室组织中，以用于稳定设备710的植入位置并且提供对如下的合理的确定性：尖端电极742正在心室组织中感测以及起搏，同时非组织穿刺电极722在心房中可靠地起搏以及感测。当设备710被植入在目标植入区4中时(例如，如图8中所示的心室隔)，尖端电极742可抵达左心室组织以用于对左心室的起搏，而非组织穿刺电极722在右心房中提供起搏和感测。组织穿刺电极712自面向远侧的表面738的长度可在大约从4mm到大约8mm的范围中，以抵达左心室组织。在一些实例中，设备710可通过以下来实现四腔室起搏：经由非组织穿刺电极722在目标植入区4中递送来自心房起搏电路83的心房起搏脉冲以实现双心房(右心房和左心房)夺获，以及经由从目标植入区4被推进到心室组织中的尖端电极742递送来自心室起搏电路85的心室起搏脉冲以实现双心室(右心室和左心室)夺获。

图13是患者心脏的二维(2D)心室图300(例如，自顶向下的视图)，其示出了右心室322，并以标准的17段视图示出了左心室320。图300包括对应于人心脏的不同区域的多个区域326。如图所示，区域326被数字标记为1-17(例如，其对应于人心脏的标准17段模型、对应于人心脏的左心室的17段等)。图300的区域326可以包括基底前区域1、基底前隔膜区域2、基底下隔膜区域3、基底下区域4、基底下外侧区域5、基底前外侧区域6、中前区域7、中前隔膜区域8、中下隔膜区域9、中下区域10、中下外侧区域11、中前外侧区域12、顶前区域13、顶隔膜区域14、顶下区域15、顶外侧区域16和尖区域17。还示出了右心室322的下隔膜区域和前隔膜区域，以及右束支(RBB)和左束支(LBB)。

在一些实施例中，本公开的任何组织穿刺电极可以通过右心房心内膜植入。特别地，可以从右心房的科赫三角区植入组织穿刺电极。

一旦被植入，组织穿刺电极可被定位在目标植入区4(图8)中，诸如左心室心肌的基底和/或隔膜区域。参考图300，基底区域包括以下中的一个或多个：基底前区域1、基底前隔膜区域2、基底下隔膜区域3、基底下区域4、中前区域7、中前隔膜区域8、中下隔膜区域9、以及中下区域10。参考图300，隔膜区域包括以下中的一个或多个：基底前隔膜区域2、基底下隔膜区域3、中前隔膜区域8、中下隔膜区域9、以及顶隔膜区域14。

在一些实施例中，当植入时，组织穿刺电极可以位于左心室心肌的基底和/或隔膜区域中。基底和/或隔膜区域可包括以下中的一个或多个：基底前隔膜区域2、基底下隔膜区域3、中前隔膜区域8、以及中下隔膜区域9。

在一些实施例中，当植入时，组织穿刺电极可以位于左心室心肌的基底和/或隔膜区域中。左心室心肌的高下/后基底和/或隔膜区域可包括基底下隔膜区域3和中下隔膜区域9中至少一个的一部分。例如，高下/后基底和/或隔膜区域可包括大体被示为虚线边界的区域324。如图所示，虚线边界表示高下/后基底和/或隔膜区域的大约近似值，并且取决于具体应用可以采取一些不同的形状或大小。

本公开中描述的技术(包括归因于IMD 16、计算装置140和/或各种组成部件的技术)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/或固件可在同一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部件来实现。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部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。

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性意义进行解释。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。

说明性实施例

实施例1：一种系统，包括：

电极装置，该电极装置包括多个体外电极，用于从患者的组织监测电活动；以及

计算装置，该计算装置包括处理电路系统并且被耦合至电极装置，并且该计算装置被配置成用于：

使用多个体外电极监测电活动；

基于在以一个或多个从心房到心室(VfA)起搏设置递送VfA起搏治疗期间监测的电活动，来生成起搏电异质性信息(EHI)，其中该起搏EHI表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一个；并且

基于起搏EHI来确定用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的。

实施例2：根据实施例1的系统，其中，一个或多个VfA起搏设置包括电压、脉冲宽度、V起搏相对于固有心房计时或起搏心房计时的计时以及起搏频率中的至少一个。

实施例3：根据实施例1至2中任一项的系统，其中，一个或多个VfA起搏设置包括至少一个植入式电极的位置，其中位置包括深度和角度中的至少一个。

实施例4：根据实施例1至3中任一项的系统，其中，一个或多个VfA起搏设置包括起搏极性、起搏向量和所使用的起搏电极的数量中的至少一个。

实施例5：根据实施例1至4中任一项的系统，其中，系统进一步包括VfA起搏治疗装置，其中VfA起搏治疗装置包括可从右心房的科赫三角区穿过右心房心内膜和中心纤维体植入的组织穿刺电极，以向患者心脏左心室心肌的基底和/或隔膜区域中的左心室递送VfA起搏治疗。

实施例6：根据实施例1至5中任一项的系统，其中，VfA起搏设置包括至少一个植入式电极的位置，该位置靠近患者的左心室的高后基底和/或隔膜区域。

实施例7：根据实施例1至6中任一项的系统，其中，多个体外电极包括以阵列定位的体表电极，该体表电极被配置成位于患者的躯干的皮肤附近。

实施例8：根据实施例1至7中任一项的系统，其中，起搏EHI包括电异质性的度量，

其中确定用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的包括：如果电异质性的度量小于或等于阈值，则确定一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例9：根据实施例1至8中任一项的系统，其中，确定用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的包括：

在不递送VfA起搏治疗的情况下，从监测的电活动生成基线EHI；

将基线EHI与起搏EHI进行比较；以及

基于基线EHI与起搏EHI的比较来确定一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例10：根据实施例1至9中的任一项的系统，其中，电异质性信息包括电异质性的至少一个度量，其中，电异质性的至少一个度量包括前隔膜激动时间(ASAT)，其中，ASAT包括从与患者心脏的前隔膜区域对应的多个体外电极中的体外电极监测的激动时间。

实施例11：根据实施例1至10中任一项的系统，其中，电异质性信息包括电异质性的至少一个度量，其中，该电异质性的至少一个度量包括前隔膜激动时间(ASAT)、激动时间标准偏差(SDAT)、复合左心室激动时间(LVAT)、以及复合右心室激动时间(RVAT)中的至少一个。

实施例12：根据实施例1至11中任一项的系统，其中，计算装置进一步被配置成用于基于VfA起搏治疗是否是可接受的来调整用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置；并且

其中，响应于VfA起搏治疗校正束支阻滞(BBB)，确定经调整的一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例13：根据实施例1至12中任一项的系统，其中，计算装置进一步被配置成用于基于VfA起搏治疗是否是可接受的来调整用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置；并且

其中，响应于VfA起搏治疗完全参与患者心脏的浦肯野系统，确定经调整的一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例14：一种方法，包括：

使用多个体外电极从患者的组织监测电活动；

基于在以一个或多个从心房到心室(VfA)起搏设置递送VfA起搏治疗期间监测的电活动，来生成起搏电异质性信息(EHI)，其中该起搏EHI表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一个；以及

基于起搏EHI来确定用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的。

实施例15：根据实施例14的方法，其中，一个或多个VfA起搏设置包括电压、脉冲宽度、V起搏相对于固有心房计时或起搏心房计时的计时以及起搏频率中的至少一个。

实施例16：根据实施方式14至15中的任一项的方法，其中，一个或多个VfA起搏设置包括至少一个植入式电极的位置，其中位置包括深度和角度中的至少一个。

实施例17：根据实施例14至16中任一项的方法，其中，一个或多个VfA起搏设置包括起搏极性、起搏向量和所使用的起搏电极的数量中的至少一个。

实施例18：根据实施例14至17中任一项的方法，其中VfA起搏治疗的递送由VfA治疗装置执行，其中VfA起搏治疗装置包括可从右心房的科赫三角区穿过右心房心内膜和中心纤维体植入的组织穿刺电极，以向患者的左心室心肌的基底和/或隔膜区域中的左心室递送VfA起搏治疗。

实施例19：根据实施例18的方法，其中VfA起搏设置包括至少一个植入式电极的位置，该位置靠近患者的左心室的高后基底和/或隔膜区域。

实施例20：根据实施例14至19中任一项的方法，其中，多个体外电极包括以阵列定位的体表电极，该体表电极被配置成位于患者的躯干的皮肤附近。

实施例21：根据实施例14至20中任一项的方法，其中起搏EHI包括电异质性的度量，

其中确定用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的包括：如果电异质性的度量小于或等于阈值，则确定一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例22：根据实施例14至21中任一项的方法，其中，确定用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的包括：

在不递送VfA起搏治疗的情况下，从监测的电活动生成基线EHI；

将基线EHI与起搏EHI进行比较；以及

基于基线EHI与起搏EHI的比较来确定一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例23：根据实施例14至22中的任一项的方法，其中，电异质性信息包括电异质性的至少一个度量，其中，电异质性的至少一个度量包括前隔膜激动时间(ASAT)，其中，ASAT包括从与患者心脏的前隔膜区域对应的多个体外电极中的体外电极监测的激动时间。

实施例24：根据实施例14到23中任一项的方法，其中，电异质性信息包括电异质性的至少一个度量，其中，该电异质性的至少一个度量包括前隔膜激动时间(ASAT)、激动时间标准偏差(SDAT)、复合左心室激动时间(LVAT)、以及复合右心室激动时间(RVAT)中的至少一个。

实施例25：根据实施例14至24中任一项的方法，进一步包括基于VfA起搏治疗是否是可接受的来调整用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置；并且

其中，响应于VfA起搏治疗校正束支阻滞(BBB)，确定经调整的一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例26：根据实施例14至26中任一项的方法，其中，计算装置进一步被配置成用于基于VfA起搏治疗是否是可接受的来调整用于VfA起搏治疗的一个或多个VfA起搏设置；并且

其中，响应于VfA起搏治疗完全参与患者心脏的浦肯野系统，确定经调整的一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

实施例27：一种系统，包括：

电极装置，该电极装置包括多个体外电极，用于从患者的组织监测电活动；以及

计算装置，该计算装置包括处理电路系统并且被耦合至电极装置，并且该计算装置被配置成用于：

使用多个体外电极在递送从心房到心室(VfA)起搏治疗期间监测电活动；

在递送VfA起搏治疗期间生成电异质性信息(EHI)；

基于从使用VfA起搏设置的电活动生成的EHI，来确定用于VfA起搏治疗的VfA起搏设定是否是可接受的；以及

基于VfA起搏治疗是否是可接受的，来调整用于该VfA起搏治疗的起搏设置。

Claims (14)

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，用于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，并且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；

基于在以一个或多个从心房到心室(VfA)起搏设置递送VfA起搏治疗期间监测的电活动，来生成起搏电异质性信息(EHI)，其中所述起搏EHI表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一个；并且

基于所述起搏EHI来确定用于所述VfA起搏治疗的所述一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的。

2.一种方法，包括：

使用多个体外电极从患者的组织监测电活动；

基于在以一个或多个从心房到心室(VfA)起搏设置递送VfA起搏治疗期间监测的电活动，来生成起搏电异质性信息(EHI)，其中所述起搏EHI表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一个；并且

基于所述起搏EHI来确定用于所述VfA起搏治疗的所述一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的。

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，所述一个或多个VfA起搏设置包括电压、脉冲宽度、V起搏相对于固有心房计时或起搏心房计时的计时以及起搏频率中的至少一个。

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，所述一个或多个VfA起搏设置包括至少一个植入式电极的位置，其中所述位置包括深度和角度中的至少一个。

5.根据权利要求1-4中任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述一个或多个VfA起搏设置包括起搏极性、起搏向量和所使用的起搏电极的数量中的至少一个。

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，所述VfA起搏治疗的递送由VfA起搏治疗装置执行，其中所述VfA起搏治疗装置包括能从右心房的科赫三角区穿过右心房心内膜和中心纤维体植入的组织穿刺电极，以向所述患者的左心室心肌的基底和/或隔膜区域中的左心室递送所述VfA起搏治疗。

7.根据权利要求6所述的系统或方法，其特征在于，所述VfA起搏设置包括该至少一个植入式电极的位置，所述位置靠近所述患者的左心室的高后基底和/或隔膜区域。

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，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。

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，所述起搏EHI包括电异质性的度量，

其中确定用于所述VfA起搏治疗的所述一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的包括：如果所述电异质性的度量小于或等于阈值，则确定所述一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

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，确定用于所述VfA起搏治疗的所述一个或多个VfA起搏设置是否是可接受的包括：

在不递送所述VfA起搏治疗的情况下，从监测的电活动生成基线EHI；

将所述基线EHI与所述起搏EHI进行比较；以及

基于所述基线EHI与所述起搏EHI的比较来确定所述一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

11.根据权利要求1-10中的任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述电异质性信息包括电异质性的至少一个度量，其中所述电异质性的至少一个度量包括前隔膜激动时间(ASAT)，其中ASAT包括从与所述患者心脏的前隔膜区域对应的所述多个体外电极中的体外电极监测的激动时间。

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，所述电异质性信息包括电异质性的至少一个度量，其中所述电异质性的至少一个度量包括前隔膜激动时间(ASAT)、激动时间标准偏差(SDAT)、复合左心室激动时间(LVAT)、以及复合右心室激动时间(RVAT)中的至少一个。

13.根据权利要求1-12中任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述计算装置进一步被配置成用于执行以下操作或者所述方法进一步包括：基于所述VfA起搏治疗是否是可接受的来调整用于所述VfA起搏治疗的所述一个或多个VfA起搏设置；并且

其中，响应于所述VfA起搏治疗校正束支阻滞(BBB)，确定经调整的一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

14.根据权利要求1-13中任一项所述的系统或方法，其特征在于，所述计算装置进一步被配置成用于执行以下操作或者所述方法进一步包括：基于所述VfA起搏治疗是否是可接受的来调整用于所述VfA起搏治疗的所述一个或多个VfA起搏设置；并且

其中，响应于所述VfA起搏治疗完全参与所述患者心脏的浦肯野系统，确定经调整的一个或多个VfA起搏设置是可接受的。

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