CN114096306A - 用于使用数据结构和图形表示优化可植入医疗装置特性的系统和方法 - Google Patents

Abstract

在一些实例中，一种计算设备可以基于一个或多个输入变量确定对应于数据结构并指示与心房引线、左心室(LV)引线和右心室(RV)引线相关联的延迟的信息。所述计算设备可以基于所述对应于所述数据结构的信息确定多个个性化特性。所述计算设备可以基于所述多个个性化特性从所述多个测量电极接收指示施加到患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果。所述计算设备可以使用第一组电测量结果(例如，原始测量结果)和所述多个第二组电测量结果来确定心脏再同步指数(CRI)值。所述计算设备可以基于经填充的数据结构生成图形表示并且使所述图形表示显示。

Description

用于使用数据结构和图形表示优化可植入医疗装置特性的系 统和方法

技术领域

本公开的实施例总体上涉及用于改善和/或优化可植入医疗装置性能的系统和方法。例如，本公开的一些实施例涉及用于确定可植入医疗装置参数并使用所述参数施用心脏再同步疗法的系统和方法。

背景技术

当原始信号(例如，指示心脏肌肉跳动或收缩的信号)不能正确地在患者心脏周围传播时，可能会发生心力衰竭。例如，如右束支传导阻滞(RBBB)或左束支传导阻滞(LBBB)等阻滞可能导致原始信号在穿过心脏时延迟和/或阻塞。这可能会导致心脏跳动不同步(例如，电不同步)。例如，在LBBB事件中，左心室可能比右心室更晚地接收到原始信号，这可能导致左心室的肌肉在右心室的肌肉之后跳动。

如起搏器等可植入医疗装置(IMD)可以用于纠正患者心脏的电不同步。例如，起搏器可以包含多个不同的引线，如左心室引线、右心室引线和/或右心房引线。引线可以包含提供电信号以使心脏的不同部分跳动的一个或多个电极。通过使用这些引线，起搏器可以模拟原始信号以纠正电不同步。

然而，每个患者的电不同步可能不同。传统上，由于难以测量患者的电不同步，IMD植入了基线或标准装置设置(例如，心脏再同步疗法(CRT)设置)。在一些实例中，这些基线设置对于患者可能不是最佳的并且可能不会显著改善患者心脏的电不同步。

例如，CRT通过改善电不同步以及机械不同步来发挥作用。对患有LBBB的动物和人的大量研究表明，这种电不同步的改善是将左心室起搏(LV起搏)的向前和向右移动的电波前与右心室起搏(RV起搏)和/或原始的向后和向左移动的波前融合的结果。这种融合可以通过由相反波前相互抵消的破坏性干扰造成的QRS持续时间、振幅和形态的变化来鉴定。心房-心室(AV)延迟、心室-心室(VV)延迟和起搏模式(双心室(BiV)与仅左心室(LV))的变化影响不同波前对融合和消除的贡献。尽管已使用12引线ECG来检测波前融合和消除并协助对CRT设置进行编程，但没有一种用于确定个性化CRT设置的方法被接受并广泛用于常规临床护理。事实上，绝大多数CRT患者甚至没有经历优化程序，而是保持在植入时编程的装置设置。因此，需要一种或多种改进的方法和/或系统来解决上述缺陷中的一个或多个缺陷。

发明内容

本文所述的示例性系统、方法和界面可以被配置成辅助用户(例如，医生)评估患者和/或评估心脏疗法(例如，在植入心脏疗法设备期间和/或之后对患者执行心脏疗法)。在一个或多个实施例中，系统、方法和界面可以用于确定测量波前融合和消除的新方式，所述新方式被称为心脏再同步指数(CRI)。CRI值通过使用测量电极测量单个变量来指示波前融合和消除，所述变量反映了前电极和后电极测量在任何IMD特性/设置下的形态、宽度和主要波前方向与原始传导相比的变化。不同装置设置下电描记图形态和CRI的比较允许评估在CRT期间原始、RV和LV波前对电融合的相对贡献。通过使用这一点，系统和方法可以提供可以用于个性化(例如，针对特定患者)和优化CRT装置编程的非侵入性、实用性和生理性途径。

在实例1中，提供了用于患者的心脏再同步的系统。所述系统包括与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信的一个或多个处理器以及有形的非暂时性存储介质。所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；接收一个或多个输入变量；基于所述一个或多个输入变量确定对应于数据结构并指示与心房引线、左心室(LV)引线和右心室(RV)引线相关联的延迟的信息；基于所述对应于所述数据结构的信息确定多个个性化特性；基于所述多个个性化特性从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果；使用所述第一组电测量结果和所述多个第二组电测量结果确定心脏再同步指数(CRI)值；基于所述CRI值和所述指示所述延迟的信息填充所述数据结构；基于经填充的数据结构生成图形表示；并且使对应于经填充的数据结构的所述图形表示显示在显示装置上。

在实例2中，根据实例1所述的系统，其中对应于数据结构的信息指示多个条目，其中所述多个条目中的每个条目与所述IMD的右心房(RA)引线到所述IMD的左心室(LV)引线的第一延迟特性以及所述IMD的RA引线到所述IMD的右心室(RV)引线的第二延迟特性相关联。

在实例3中，根据实例2所述的系统，其中所述多个条目的第一子集与多个仅LV引线的延迟特性相关联，并且其中所述多个条目的第二子集与多个不具有心室-心室(VV)延迟特性的双心室(BiV)引线特性相关联。

在实例4中，根据实例2所述的系统，其中所述多个条目的第一子集与第一优先级相关联，并且其中所述确定所述多个个性化特性包括基于所述第一优先级过滤所述多个条目。

在实例5中，根据实例4所述的系统，其中所述多个条目的第二子集与第二优先级相关联，并且其中所述确定所述多个个性化特性进一步包括：接收指示所述第二优先级的用户输入；以及将所述多个条目的对应于所述第二优先级的所述第二子集包含到所述多个个性化特性中。

在实例6中，根据实例4所述的系统，其中所述确定所述多个个性化特性进一步包括：接收指示来自所述多个条目的一个或多个条目的用户输入；以及将来自所述多个条目的所述一个或多个条目包含到所述多个个性化特性中。

在实例7中，根据实例2所述的系统，其中基于经填充的数据结构生成图形表示包括基于所确定的CRI值、所述第一延迟特性和所述第二延迟特性生成热图。

在实例8中，根据实例7所述的系统，其中所述使所述图形表示显示包括使所述热图和一个或多个视觉标记显示，其中所述一个或多个视觉标记指示与来自多所述个个性化特性的个性化特性相对应的至少一种最佳心脏再同步疗法(CRT)治疗。

在实例9中，根据实例1所述的系统，其中所述一个或多个输入变量指示对应于所述患者的心脏状况的患者类别，并且其中所述确定所述对应于所述数据结构并指示所述延迟的信息是基于患者类别的。

在实例10中，根据实例1所述的系统，其中所述一个或多个输入变量指示所述IMD的装置类型，并且其中所述确定所述对应于所述数据结构并指示所述延迟的信息是基于所述IMD的装置类型的。

在实例11中，根据实例1所述的系统，其中所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：确定对应于所述数据结构并指示所述延迟的新信息，其中所述新信息指示以不同模式操作所述IMD；从所述多个测量电极并基于所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息接收指示施加到所述患者的心脏的第三电信号的多个第三组电测量结果；使用所述第一组电测量结果和所述多个第三组电测量结果确定新的CRI值；基于所述新的CRI值和所述新信息填充所述数据结构；基于经填充的数据结构生成新的图形表示；并且使所述新的图形表示显示在所述显示装置上。

在实例12中，根据实例11所述的系统，其中新信息指示对应于所述心房引线、所述LV引线和所述RV引线的新延迟。

在实例13中，根据实例11所述的系统，其中所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息包括将所述IMD从心房感测模式切换到心房起搏模式。

在实例14中，根据实例11所述的系统，其中所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息包括将所述IMD从心房起搏模式切换到心房感测模式。

在实例15中，根据实例11所述的系统，其中所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息包括将所述IMD从与左心室(LV)引线的第一电极相对应的第一电极向量切换到与LV引线的第二电极相对应的第二电极向量。

在实例16中，根据实例11所述的系统，其中所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：确定所述CRI值并且所述新的CRI值低于阈值；并且基于所述CRI值和所述新的CRI值低于阈值，使指示所述LV引线处于次优位置的提示显示。

在实例17中，提供了用于患者的心脏再同步的方法。所述方法包括：从多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；接收一个或多个输入变量；基于所述一个或多个输入变量确定对应于数据结构并指示与心房引线、左心室(LV)引线和右心室(RV)引线相关联的延迟的信息；基于所述对应于所述数据结构的信息确定多个个性化特性；基于所述多个个性化特性从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果；使用所述第一组电测量结果和所述多个第二组电测量结果确定心脏再同步指数(CRI)值；基于所述CRI值和所述指示所述延迟的信息填充所述数据结构；基于经填充的数据结构生成图形表示；使对应于所述经填充的数据结构的所述图形表示显示在显示装置上。

在实例18中，根据实例17所述的方法，其中所述对应于所述数据结构的信息指示多个条目，其中所述多个条目中的每个条目与所述IMD的右心房(RA)引线到所述IMD的左心室(LV)引线的第一延迟特性以及所述IMD的RA引线到所述IMD的右心室(RV)引线的第二延迟特性相关联。

在实例19中，提供了非暂时性计算机可读介质。所述非暂时性计算机可读介质存储由并入到系统中的一个或多个处理器执行的指令，其中由所述一个或多个处理器执行所述指令使所述一个或多个处理器：从多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；接收一个或多个输入变量；基于所述一个或多个输入变量确定对应于数据结构并指示与心房引线、左心室(LV)引线和右心室(RV)引线相关联的延迟的信息；基于所述对应于所述数据结构的信息确定多个个性化特性；基于所述多个个性化特性从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果；使用所述第一组电测量结果和所述多个第二组电测量结果确定心脏再同步指数(CRI)值；基于所述CRI值和所述指示所述延迟的信息填充所述数据结构；基于经填充的数据结构生成图形表示；并且使对应于所述经填充的数据结构的所述图形表示显示在显示装置上。

在实例20中，根据实例19所述的非暂时性计算机可读介质，其中所述对应于所述数据结构的信息指示多个条目，其中所述多个条目中的每个条目与所述IMD的右心房(RA)引线到所述IMD的左心室(LV)引线的第一延迟特性以及所述IMD的RA引线到所述IMD的右心室(RV)引线的第二延迟特性相关联。

本文所述的示例性系统、方法和界面可以被配置成辅助用户(例如，医生)评估患者和/或评估心脏疗法(例如，在植入心脏疗法设备期间和/或之后对患者执行心脏疗法)。在一个或多个实施例中，系统、方法和界面可以用于确定测量波前融合和消除的新方式，所述新方式被称为心脏再同步指数(CRI)。CRI值通过使用测量电极测量单个变量来指示波前融合和消除，所述变量反映了前电极和后电极测量在任何IMD特性/设置下的形态、宽度和主要波前方向与原始传导相比的变化。不同装置设置下电描记图形态和CRI的比较允许评估在CRT期间原始、RV和LV波前对电融合的相对贡献。通过使用这一点，系统和方法可以提供可以用于个性化(例如，针对特定患者)和优化CRT装置编程的非侵入性、实用性和生理性途径。

在实例21中，提供了用于患者的心脏再同步的系统。所述系统包括与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信的一个或多个处理器以及有形的非暂时性存储介质。所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的原始电能的第一组电测量结果；从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的所述原始电能和由至少一个引线施加到所述患者的心脏的电能的多个第二组电测量结果，所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果对应于不同特性；基于所述第一组电测量结果确定第一电不同步值；基于所述多个第二组电测量结果确定多个第二电不同步值；基于所述第一组电测量结果与所述多个第二组电测量结果的比较确定多个心脏再同步指数值；并且基于所述多个心脏再同步指数值提供施用心脏再同步疗法(CRT)的信息。

在实例22中，根据实例21所述的系统，所述系统进一步包括显示装置，并且其中所述提供信息包括提供使所述多个心脏再同步指数值中的至少一个心脏再同步指数值显示在所述显示装置上的一个或多个指令。

在实例23中，根据实例21所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线，并且其中接收所述第一组电测量结果包括在所述左引线不向所述患者的心脏提供电能的情况下接收指示所述患者的心脏的电特性的所述第一组电测量结果。

在实例24中，根据实例23所述的系统，其中接收所述多个第二组电测量结果包括在所述左引线向所述患者的心脏提供电能的情况下接收指示所述患者的心脏的所述电特性的所述多个第二组电测量结果。

在实例25中，根据实例21所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右侧部分的右引线，并且其中接收所述多个第二组电测量结果包括在所述左引线和所述右引线向所述患者的心脏提供电能的情况下接收指示所述患者的心脏的电特性的所述多个第二组电测量结果。

在实例26中，根据实例21所述的系统，所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：基于所述第一组电测量结果确定基于所述第一组电测量结果应用于所述至少一个引线的多个特性，其中所述多个特性包括所述不同特性中的每个特性，并且其中接收所述多个第二组电测量结果是基于所述多个特性的。

在实例27中，根据实例26所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右侧部分的右引线，并且其中所述多个特性包括多个心房-心室(AV)延迟。

在实例28中，根据实例27所述的系统中，其中所述多个AV延迟对应于所述左引线向所述患者的心脏施加所述电能的多个左心室(LV)延迟。

在实例29中，根据实例27所述的系统，其中所述多个AV延迟对应于所述左引线和所述右引线向所述患者的心脏施加所述电能的多个双心室(BiV)延迟。

在实例30中，根据实例26所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右侧部分的右引线，并且其中所述多个特性包括多个心室-心室(VV)延迟。

在实例31中，根据实例21所述的系统，其中所述多个测量电极少于40个电极。

在实例32中，根据实例31所述的系统，其中所述多个测量电极少于20个电极。

在实例33中，根据实例31所述的系统，其中所述多个测量电极包括多个前电极和多个后电极，并且其中所述多个前电极少于十个电极并且所述多个后电极少于10个电极。

在实例34中，提供了用于患者的心脏再同步的系统。所述系统包括与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信的一个或多个处理器以及有形的非暂时性存储介质。所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；响应于向可植入医疗装置提供指示至少一个引线的多个参数的一个或多个第一指令，从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果。基于将所述第一组电测量结果与所述多个第二组电测量结果进行比较来确定多个心脏再同步指数值；基于所述多个心脏再同步指数值从所述多个参数中确定优化参数；并且向所述可植入医疗装置提供基于所述优化参数施用心脏再同步疗法(CRT)的一个或多个第二指令。

在实例35中，根据实例34所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右心室的右心室引线，并且其中所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：向所述可植入医疗装置提供使所述可植入医疗装置不向所述左心室引线和所述右心室引线提供电能的一个或多个第三指令，并且其中接收所述第一组电测量结果是基于提供所述一个或多个第三指令的。

在实例36中，根据实例34所述的系统，其中所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果与来自所述多个参数的不同参数相关联。

在实例37中，根据实例36所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线，并且其中所述多个参数包括所述左心室引线的多个心房-心室(AV)时间延迟。

在实例38中，根据实例36所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右心室的右心室引线，并且其中所述多个参数包括所述左心室引线和所述右心室引线的多个心房-心室(AV)时间延迟。

在实例39中，根据实例36所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右心室的右心室引线，并且其中所述多个参数包括所述左心室引线和所述右心室引线的心房-心室时间延迟和多个心室-心室(VV)时间延迟。

在实例40中，根据实例36的系统，其中确定所述多个心脏再同步指数值包括确定所述第一组电测量结果的第一不同步测量结果，确定所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果的多个第二不同步测量结果，以及基于将所述第一不同步测量结果与所述多个第二不同步测量结果中的每个不同步测量结果进行比较来确定所述多个心脏再同步指数值。

在实例41中，根据实例40所述的系统，其中所述多个测量电极包括多个前电极和多个后电极，其中所述第一组电测量结果包括来自所述多个前电极的多个前测量结果和来自所述多个后电极的多个后测量结果，并且其中确定所述第一不同步测量结果是基于将所述多个前测量结果与所述多个后测量结果进行比较的。

在实例42中，根据实例40所述的系统，其中所述多个测量电极包括多个前电极和多个后电极，其中所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果包括来自所述多个前电极的多个前测量结果和来自所述多个后电极的多个后测量结果，并且其中确定所述多个第二不同步测量结果中的每个不同步测量结果是基于将对应的第二不同步测量结果与所述第一不同步测量结果进行比较的。

在实例43中，根据实例34所述的系统，其中所述至少一个引线包括一个或多个电极，并且其中所述一个或多个电极中的全部电极提供所述第二电信号。

在实例44中，根据实例34所述的系统，其中所述至少一个引线包括一个或多个电极，并且其中所述一个或多个电极中的至少一个电极提供所述第二电信号。

在实例45中，提供了用于患者的心脏再同步的系统。所述系统包括与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信的一个或多个处理器、与所述一个或多个处理器进行通信的显示装置以及有形的非暂时性存储介质。所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：在来自可植入医疗装置的至少一个引线不向所述患者的心脏提供电能的情况下从所述多个测量电极接收指示所述患者的心脏的电特性的第一组电测量结果；在所述至少一个引线向所述患者的心脏提供电能的情况下从所述多个测量电极接收指示所述患者的心脏的电特性的多个第二组电测量结果，所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果指示所述可植入医疗装置的不同特性；基于将所述第一组电测量结果与所述多个第二组电测量结果进行比较来确定多个心脏再同步指数值，其中所述多个心脏再同步指数值对应于所述可植入医疗装置的所述不同特性；并且使图像显示在所述显示装置上，所述图像指示所述多个心脏再同步指数值。

在实例46中，根据实例45所述的系统，其中所述不同特性包括多个心房-心室(AV)延迟，其中所述图像包括具有所述多个AV延迟的所述多个心脏再同步指数值的图形表示，并且其中所述多个心脏再同步指数值中的每个心脏再同步指数值都具有来自所述多个AV延迟的对应AV延迟。

在实例47中，根据实例45所述的系统，其中所述不同特性包括多个双心室(BiV)延迟和多个仅左心室引线(仅LV)延迟，其中所述图像包括具有所述多个Bi-V延迟和所述多个仅LV延迟的所述多个心脏再同步指数值的图形表示，并且其中所述多个心脏再同步指数值中的每个心脏再同步指数值具有来自所述多个Bi-V延迟的对应Bi-V延迟或来自所述多个仅LV延迟的对应仅LV延迟。

在实例48中，根据实例45所述的系统，其中所述不同特性包括多个心室-心室(VV)延迟，其中所述图像包括具有所述多个VV延迟的所述多个心脏再同步指数值的图形表示，并且其中所述多个心脏再同步指数值中的每个心脏再同步指数值都具有来自所述多个VV延迟的对应VV延迟。

在实例49中，根据实例45所述的系统，其中所述图像包括来自所述可植入医疗装置的左引线的第一信号、来自所述可植入医疗装置的右引线的第二信号以及对应于所述患者的心脏的原始信号的第三信号的图形表示。

在实例50中，根据实例49所述的系统，其中所述使所述图像显示在所述显示装置上包括使通过所述患者的心脏的第二图形表示传播的第一波前、第二波前和第三波前的动画显示，其中所述第一波前对应于所述第一信号，其中所述第二波前对应于所述第二信号，并且其中所述第三波前对应于所述第三信号。

虽然公开了多个实施例，但根据以下示出并描述了本发明的说明性实施例的具体实施方式，本发明的仍其它实施例对本领域中技术人员而言将变得显而易见。因此，附图和具体实施方式本质上被认为是说明性的而不是限制性的。

附图说明

当附有以下附图时，鉴于以下描述实施例将更容易理解，并且其中相同的附图标记表示相同的元件，其中：

图1是包含电极设备、可植入医疗装置(IMD)优化计算设备和可植入医疗装置的示例性系统的图；

图2是电极设备的示例性电极配置的图；

图3是包含示例性IMD的示例性系统的示图；

图4是图3的示例性IMD的图；

图5是安置在图4的左心室中的电引线的远端的放大视图的图；

图6是示例性IMD(例如，图3-5的系统)的框图；

图7是图3-5的系统中所采用的示例性IMD(例如，可植入脉冲发生器)电路系统和相关联的引线的另一个框图；

图8是用于优化心脏再同步疗法(CRT)治疗的示例性方法的框图；

图9是用于优化心脏再同步疗法(CRT)治疗的示例性方法的另一个框图；

图10是用于优化心脏再同步疗法(CRT)治疗的示例性方法的另一个框图；

图11是用于优化心脏再同步疗法(CRT)治疗的示例性方法的另一个框图；

图12是描绘来自电极设备的测量电极的测量结果的示例性图形用户界面；

图13是患者的心脏、来自IMD的引线和由引线形成的波前的示例图；

图14是描绘心房-心室(AV)延迟的心脏再同步指数(CRI)图形表示的另一个示例性图形用户界面；

图15是描绘包含双心室(BiV)延迟和仅左心室(LV)延迟的心房-心室(AV)延迟的CRI图形表示的另一个示例性图形用户界面；

图16是描绘心室-心室(VV)延迟的CRI图形表示的另一个示例性图形用户界面；

图17是描绘AV延迟和VV延迟的CRI图形表示的另一个示例性图形用户界面；

图18是描绘来自通过患者的心脏传播的IMD的引线的波前的另一个示例性图形用户界面；

图19是描绘针对不同AV延迟来自通过患者的心脏传播的IMD的引线的波前的另一个示例性图形用户界面；

图20是描绘来自测量电极的测量值和AV延迟的CRI值的另一个示例性图形用户界面；

图21是不同VV延迟方法的示例图；

图22是描绘电极设备的另一个示例性电极配置和来自电极设备的对应测量结果的另一个示例性图形用户界面；

图23A-E示出了在VV延迟范围内具有完全性心脏传导阻滞(CHD)的多个患者的电描记图和CRI图形表示的描绘；

图24A-E示出了在AV延迟范围内仅LV起搏期间多个患者的电描记图和CRI图形表示的描绘；

图25A-D示出了在AV延迟和VV延迟范围内单个患者的电描记图和CRI图形表示的描绘；

图26A-D示出了在AV延迟和VV延迟范围内单个患者的电描记图和CRI图形表示的描绘；

图27A-D示出了在AV延迟和VV延迟范围内单个患者的电描记图和CRI图形表示的描绘；

图28是用于优化心脏再同步疗法(CRT)治疗的示例性方法的另一个框图；

图29是描绘用于确定最佳CRT治疗的数据结构的另一个示例性图形用户界面；

图30是描绘用于确定最佳CRT治疗的另一个数据结构的另一个示例性图形用户界面；

图31是描绘用于确定最佳CRT治疗的数据结构的图形表示的另一个示例性图形用户界面；

图32是描绘用于确定最佳CRT治疗的数据结构的另一个图形表示的另一个示例性图形用户界面；

图33是描绘用于确定最佳CRT治疗的数据结构的另一个图形表示的另一个示例性图形用户界面；并且

图34是描绘用于确定最佳CRT治疗的数据结构的另一个图形表示的另一个示例性图形用户界面。

虽然本发明可采用各种修改和替代形式，但是在附图中已经通过举例示出了具体实施例并且在下文中对其进行详细描述。然而，并不旨在将本发明限制于所描述的特定实施例。相反，本发明旨在涵盖落入由所附权利要求限定的本发明的范围内的所有修改、等效物和替代方案。

具体实施方式

图1示出了用于心脏再同步和/或优化IMD特性的可植入医疗装置(IMD)优化系统100的一个实例。在一些情况下，系统100包含电极设备110、IMD优化计算设备140和IMD 16。电极设备110可以包含一个或多个测量电极112和/或114。测量电极112、114和/或电极设备110可以是检测患者的电信息(例如，心脏电激活信号和/或心电图(ECG)信号)的任何装置、设备或组件。在一些情况下，电极设备100可以是检测、测量和/或估计参考位置附近的心脏电激活信号的ECG传感器。可以测量并显示此类电激活信号，或将其传送到计算设备，如计算设备140。例如，电极设备110可以从测量电极112、114获取ECG信号并且生成从各种ECG位置(例如，测量电极112、114的位置)测量的电激活信号(例如，患者心脏的去极化和/或复极化)的度量。通过使用电极设备100，用户(例如，医生)可以评估患者的心脏状况和/或对患者施用心脏再同步疗法。

在一些情况下，电极设备110(例如，通过一个或有线电连接、以无线方式等)操作性地耦接到计算设备140和/或将如来自测量电极112、114中的每个测量电极的电信号(例如，体表电位)等信息提供到计算设备140以进行分析、评估等。

IMD 16是用于帮助电不同步的任何类型的可植入装置。在一些情况下，IMD 16是包含一个或多个引线的起搏器。每个引线可以包含向患者提供起搏疗法(例如，起搏脉冲)的一个或多个电极。例如，电极可以操作性地耦接到患者的心脏并且可以提供起搏脉冲以帮助心脏的去极化和/或复极化。在一些情况下，IMD 16(例如，通过一个或有线电连接、以无线方式等)操作性地耦接到计算设备140。计算设备140可以向IMD 16提供指令、命令和/或其它类型的信息。另外和/或可替代地，IMD 16可以向计算设备140提供反馈信息。下文将更详细地描述IMD 16。

IMD优化计算设备140是适合于实施所公开主题的实施例的各方面的任何类型的计算设备。计算设备140的实例包含但不限于工作站、膝上型计算机、台式计算机、平板计算机、手持装置、显示装置、服务器、云计算平台等，所述装置中的所有装置均设想在图1的范围内。

在一些实施例中，计算设备140包含一个或多个处理器150，所述一个或多个处理器执行存储在存储器152(例如，非暂时性存储介质)中的指令154(例如，代码)。计算设备140还可以包含其它组件，如与计算设备140内的一个或多个组件交互的一个或多个总线、一个或多个通信端口(有线和/或无线)、显示设备130、显示器132和/或输入设备142。

处理器150可以被配置成分析如来自电极设备110的电信息、表示机械心脏功能和/或电心脏功能中的至少一种的心脏信息等数据。心脏信息可以包含电异质性信息或电不同步信息、体表心脏激活信息、替代心脏电激活信息或数据，所述信息或数据使用由电极设备110聚集、监测或收集的电信号(例如，体表电位)生成。

计算设备140可以被配置成从输入设备142接收输入并且向显示设备130传输输出。例如，基于分析数据，处理器150可以向显示设备130提供信息。显示设备130可以包含显示器132，所述显示器可以被配置成向用户和/或患者显示数据。

进一步地，计算设备140可以包含数据存储装置(例如，存储器152)，所述数据存储装置可以允许访问处理程序或例程和/或一种或多种其它类型的数据，例如，用于驱动被配置成非侵入性地帮助用户评估、选择和/或确定心脏疗法设置的图形用户界面(例如，用于起搏的可植入电极的位置、由特定起搏向量提供的起搏疗法的位置、如双心室起搏和仅左心室起搏等起搏疗法的类型，以及，如心房-心室(AV)延迟、心室-心室(VV)延迟等起搏疗法的各种定时、脉冲宽度和/或电压)。

计算设备140可以包含输入设备142和/或显示设备130。换句话说，处理器150可以从输入设备142和/或显示设备130传输和/或接收数据。在一些实例中，计算设备140可以与输入设备142和/或显示设备130分开。换句话说，计算设备140可以通过一个或多个模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于因特网的连接等电耦接到输入设备142和/或显示设备130。如本文中进一步描述的，用户可以向输入设备142提供输入以操纵或修改在显示设备130上显示的一个或多个图形描绘，并且以查看和/或选择与心脏疗法有关的一条或多条信息。

在一些变型中，输入设备142是键盘。但是应当理解，输入设备142可以是能够向计算设备140提供输入以执行本文所述的功能、方法和/或逻辑的任何设备。例如，输入设备142可以包含鼠标、轨迹球、触摸屏(例如，电容触摸屏、电阻触摸屏、多点触摸触摸屏等)等。同样，显示设备130和/或显示器132可以包含能够向用户显示信息的任何设备，包含图形用户界面。由显示设备130显示的信息可以包含心脏信息、文本指令、电激活信息的图形描绘、包含前电极和后电极信号的多个信号的图形描绘、人体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、人体躯干的图形描绘、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，显示设备130可以包含液晶显示器、有机发光二极管屏幕、触摸屏、阴极射线管显示器等。

由计算设备140存储和/或执行的处理程序或例程可以包含用于计算数学、矩阵数学、离差确定(例如标准差、距离、曲线下面积、方差、极差、四分位差、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、阈值确定、移动窗算法、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、向量数学或实施本文所描述的一个或多个实例性方法和/或过程所需的任何其它处理的程序或例程。由计算设备140存储和/或使用的数据可以包含例如来自电极设备110的电信号/波形数据(例如，多个心动周期内、单个心动周期内、不同时间片内等的前电极和后电极信号)、各种信号的部位或部分、来自电极设备110的电激活时间、图形(例如，图形元素、图标、按钮、窗口、对话框、下拉菜单、图形区、图形区域、3D图形等)、图形用户界面、根据本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)或进行本文所述的一个和/或多个过程或方法所必需的任何其它数据。

在一个或多个实施例中，示例性系统、方法和界面可以使用在可编程计算机(例如包含例如处理能力的计算机、数据存储(例如，易失性或非易失性存储器和/或存储元件)、输入装置和输出装置)上执行的一个或多个计算机程序来实施。本文所描述的程序代码和/或逻辑可以应用于输入数据以执行本文所描述的功能并且产生期望的输出信息。可以将输出信息作为输入应用到本文所描述或将以已知方式应用的一个或多个其它装置和/或方法。

可以使用任何可编程语言来提供用于实施本文所描述的系统、方法和/或界面的一个或多个程序，例如适合与计算机系统通信的高级程序和/或面向对象的编程语言。例如，当读取适合的装置以执行本文所描述的程序时，任何此类程序可以存储在可由在计算机系统(例如，包含处理设备)上运行的用于配置和操作计算机系统的通用或专用程序读取的任何适合的装置上，例如存储介质。换句话说，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施示例性系统、方法和/或界面，其中如此配置的存储介质使计算机以具体和预定义方式操作以执行本文所描述功能。进一步地，在至少一个实施例中，可以将示例性系统、方法和/或界面描述为由在一种或多种非暂时性介质中编码的逻辑(例如，目标代码)来实施，所述逻辑包含用于执行的代码，并且在由处理器执行时，可操作以执行如本文所描述的方法、过程和/或功能等操作。

在一些情况下，计算设备140可以是例如任何固定或移动计算机系统(例如，控制器、微控制器、个人计算机、微型计算机、平板计算机等)并且通常可以被描述为包含处理电路系统。计算设备140的确切配置不是限制性的，并且实质上可以使用能够提供合适的计算能力和控制能力(例如，图形处理等)的任何装置。如本文所描述的，数字文件可以是含有数字位的(例如，以二进制、三进制等编码)可以由本文所述的计算设备140读取和/或写入的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、CD-ROM、穿孔卡片、磁性可纪录介质，如磁盘或磁带等)。而且，如本文所描述的，用户可读格式的文件可以是可在可由用户读取和/或理解的任何介质(例如，纸、显示器等)上呈现的数据(例如，ASCII文本、二进制数、十六进制数、十进制数、图形等)的任何表示形式。

鉴于上文，将容易明白，根据本公开的一个或多个实施例中所描述的功能可以所属领域的技术人员已知的任何方式来实现。由此，计算机语言、计算机系统或将用于实施本文所述的过程的任何其它软件/硬件不应限制本文所述的系统、过程或程序(例如，由这类系统、过程或程序提供的功能性)的范围。

如上所述，电极设备110可以监测患者心脏的电信号活动并且可以包含多个测量电极112和114。例如，电极设备110可以被配置成测量表示患者心脏的不同区域的电信息(例如，电信号)并将电信息提供给计算设备140。

在一些实例中，电信息可以包含使用测量电极112和114在对应于患者和/或患者心脏的表面区域附近测量的表面心电图(ECG)信号。图2示出了电极设备100的测量电极112和114的示例性电极配置。如所示出的，电极设备110包含两组电极，如第一组电极或前电极112(例如，定位在患者14的前部或前面的电极)以及第二组电极或后电极114(例如，定位在患者14的后部或后面的电极)。

电极112和114可以附接到或耦接到一个或多个引线。引线可以附接到或耦接到电极设备100。如所示出的，电极112和114靠近患者14的躯干周围定位，使得电极112和114围绕患者的心脏。电极112和114可以靠近患者的组织(例如，皮肤)定位以获取电信号或活动(例如，体表电位)。换句话说，电极112和114可以定位在患者的组织附近或操作性地与患者的组织接触，以便能够感测电信号或活动(例如，体表电位)。进一步地，电极112和114可以被描述为“在”和/或固定到患者的皮肤上。更进一步地，可以使用如导电粘合剂层等导电粘合剂将电极112和114附接到患者的组织。而且，导电粘合剂和/或导电粘合剂层可以包含导电凝胶。

在一些实例中，电极设备110可以包含接口/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和114的信号。电极112和114可以电连接到接口/放大器电路系统116。接口/放大器电路系统116可以电连接并通过有线连接将来自电极112和114的信号提供给计算设备140。其它示例性系统可以使用无线连接来将由电极112和114感测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设备140。另外和/或可替代地，可以使用模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于互联网的连接等将接口/放大器电路系统116电耦接到计算设备140和显示设备130中的每一个。在一些情况下中，计算设备140可以包含接口/放大器电路系统116。在一些变型中，系统100可能不包含接口/放大器电路系统116。例如，测量电极112、114可以在不放大信号的情况下将信号提供给处理器150。

电极112和114可以围绕患者14的心脏进行配置。进一步地，电极112和114可以在信号已经传播穿过患者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电信号。电极112和114中的每个电极可以以单极配置使用，以感测反映心脏信号的躯干表面电位。接口/放大器电路系统116也可以耦接到可以与用于单极感测的每个电极112和/或114组合使用的返回电极或无关电极(未示出)。在图2的示例性实施例中，有9个前电极112和9个后电极114。但是在其它实例中，电极设备110可以包含多于或少于18个总电极112和114。例如，电极设备110可以包含空间分布在患者躯干周围的8个到约100个之间的电极112和114。

另外和/或可替代地，在一些情况下，电极设备110包含可以用于帮助间隔和放置电极112和114的条带、带和/或如胶带或粘合剂等各种机构。在一些实例中，条带可以包含松紧带、胶带条或布。进一步地，在一些实例中，电极112和114(例如，布置成阵列)可以是贴片、背心和/或将电极112和114固定到患者14的躯干的其它方式的一部分或定位于其内。

计算设备140可以记录和分析由电极112、114感测的和/或由接口/放大器电路系统116放大/调节的电信息(例如，躯干-表面电位信号)。计算设备140可以被配置成分析来自电极112和114的信号以确定前电极和后电极信号(例如，来自电极112和/或114的信号)、体表心脏电激活时间以及例如代表如本文将进一步描述的患者的心脏的一个或多个区域的实际或局部电激活时间的替代心脏电激活时间。

在一些实例中，计算设备140可以通过测量心脏去极化的开始(例如，QRS复合波的开始)与例如峰值、最小值、最小斜率、最大斜率、零交叉、阈值交叉等适当基准点之间的时间段来确定激活时间。在一个或多个实施例中，激活时间通常可以通过测量从心动周期(例如，心动周期的去极化部分、QRS复合物等)内多个外部电极的电活动内的最早开始时间到由计算激活时间的特定外部电极监测的电活动内的最陡或最大负斜率来确定。

另外，计算设备140可以被配置成提供描绘了使用电极设备110获得的体表心脏电激活时间和/或替代心脏电激活时间的图形用户界面。示例性系统、方法和/或界面可以非侵入性地使用通过使用电极设备110收集的电信息来评估患者的心脏状况和/或正在向患者递送的心脏疗法。

电极设备110和/或计算设备140可以(例如，以无线和/或有线方式)电连接到IMD16和/或IMD 16的一个或多个引线。IMD 16的一个或多个引线可以定位在患者心脏的一个或多个部分附近。例如，计算设备140可以向IMD 16提供如指令或命令等信息。所述信息可以指示一个或多个IMD 16设置或特性(例如，心室-心室(VV)延迟和/或心房-心室(AV)延迟)。另外和/或可替代地，IMD 16可以向计算设备140和/或电极设备110提供信息。

图3-7更详细地描述了系统100的示例性IMD 16。图3是展示了可以用于向患者14递送起搏疗法并且包含可植入医疗装置16(IMD)的示例性疗法系统10的概念图。IMD 16可以包含和/或耦接到引线18、20、22。IMD 16可以是例如可植入起搏器、心脏复律器和/或除颤器，其通过耦接到引线18、20、22中的一个或多个引线的电极向患者14的心脏12递送、传输或提供电信号(例如，起搏等)和/或感测来自患者的心脏的电信号。

引线18、20、22延伸到患者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3所示的实例中，右心室(RV)引线18延伸穿过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26，并且进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸穿过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并且进入冠状窦30到达与心脏12的左心室32的自由壁相邻的区域。右心房(RA)引线22延伸穿过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。

IMD 16可以通过耦接到引线18、20、22中的至少一个的电极来感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号等。在一些实例中，IMD 16根据在心脏12内感测到的电信号向心脏12提供起搏疗法(例如，起搏脉冲)。IMD 16可以操作以调整与起搏疗法相关联的一个或多个参数，例如AV延迟、VV延迟、其它各种定时/延迟、脉冲宽度、振幅、电压、突发长度等。进一步地，IMD 16可以操作以使用各种电极配置来递送起搏疗法，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，多极引线可以包含可以用于递送起搏疗法的若干电极。因此，多极引线系统可以提供或供应多个电向量以从其起搏。起搏向量可以包含至少一个阴极和至少一个阳极，所述至少一个阴极可以是定位在至少一个引线上的至少一个电极，所述至少一个阳极可以是定位在至少一个引线(例如，同一引线或不同引线)上和/或IMD16的外壳或罩壳上的至少一个电极。虽然作为起搏疗法的结果的心脏功能的改善可能主要取决于阴极，但如阻抗、起搏阈值电压、电流消耗、寿命等电参数可能更依赖于起搏向量，所述起搏向量包含阴极和阳极两者。IMD 16还可以通过位于引线18、20、22中的至少一个上的电极来提供除颤疗法和/或心脏复律疗法。进一步地，IMD 16可以检测心脏12的心律失常，诸如，心室28、32的纤颤，并且以电脉冲的形式对心脏12进行除颤疗法。在一些实例中，IMD 16可以被编程成递送疗法进程，例如，能量水平增加的脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。

图4和5是更详细地展示了图3的疗法系统10的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可以通过连接器块34电耦接到疗法递送模块(例如，用于递送起搏疗法)、感测模块(例如，用于感测来自一个或多个电极的一个或多个信号)，和/或IMD 16的任何其它模块。在一些实例中，引线18、20、22的近端可以包含电耦接到IMD 16的连接器块34内的相应的电触点的电触点。另外，在一些实例中，引线18、20、22可以借助于固定螺钉、连接销或另一合适的机械耦接机件机械地耦接到连接器块34。

引线18、20、22中的每一个包括细长绝缘引线体，所述细长绝缘引线体可以承载通过绝缘(例如，管状绝缘护套)彼此分离的多个导体(例如，同心线圈导体、直导体等)。在所展示的实例中，双极电极40、42位于引线18的远端附近。另外，双极电极44、45、46、47位于引线20的远端附近，并且双极电极48、50位于引线22的远端附近。

电极40、44、45、46、47、48可以采用环形电极的形式，并且电极42、50可以采用分别可缩回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中的每一个可以电耦接到其相关联的引线18、20、22的引线体内的导体(例如，线圈导体和/或直导体)中的相应导体，并且由此耦接到引线18、20、22的近端上的电触点中的相应电触点。

另外，电极44、45、46和47的电极表面积可以为约5.3mm²到约5.8mm²。电极44、45、46和47也可以分别被称为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和左心室4(LV4)47等)可以以可变距离间隔开。例如，电极44可以与电极45相距例如约21毫米(mm)的距离，电极45和46可以彼此间隔开例如约约1.3mm到约1.5mm的距离，并且电极46和47可以彼此间隔开例如20mm到约21mm的距离。

电极40、42、44、45、46、47、48、50可以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)。电信号通过相应的引线18、20、22传导到IMD 16。在一些实例中，IMD 16还可以通过电极40、42、44、45、46、47、48、50递送起搏脉冲，以促使患者的心脏12的心脏组织的去极化。在一些实例中，如图4中所展示的，IMD 16包含一个或多个壳体电极，如壳体电极58，所述一个或多个壳体电极可以与IMD 16的壳体60(例如，气密壳体)的外表面一体地形成或以其它方式耦接到壳体60。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的任一个可以与壳体电极58组合用于单极感测或起搏。本领域的技术人员通常理解的是，也可以选择其它电极来定义起搏和感测向量或用于起搏和感测向量。进一步地，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个，在未用于进行起搏疗法时，可以用于在起搏疗法期间感测电活动。

如参考图4进一步详细描述的，壳体60可以包封疗法递送模块，所述疗法递送模块可以包含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的心脏的电信号(例如，患者的心律)的感测模块。引线18、20、22还可以分别包含可以采用线圈形式的细长电极62、64、66。IMD 16可以通过细长电极62、64、66和壳体电极58的任何组合向心脏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可以由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于铂、铂合金和/或已知可用于植入式除颤电极中的其它材料。由于电极62、64、66通常不被配置成进行起搏疗法，因此电极62、64、66中的任一个可以用于感测电活动，并且可以与电极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可以用于在递送起搏疗法期间感测患者的心脏的电活动(例如，与壳体电极58或除颤电极到壳体电极向量组合)。

图3-7中所展示的示例性疗法系统10的配置仅是一个实例。在其它实例中，代替图3所展示的经静脉引线18、20、22或除了其之外，疗法系统可以包含心外膜引线和/或贴片电极。另外，在其它实例中，疗法系统10可以在没有经静脉引线(例如，无引线/无线起搏系统)的情况下或在引线被植入(例如，经静脉植入或使用方法)到心脏的左腔室的情况下被植入在心脏空间中/周围(除了被放置在心脏的右腔室中的如图3所展示的经静脉引线之外或替代所述被放置在心脏的右腔室中的经静脉引线)。进一步地，在一个或多个实施例中，不需要将IMD 16植入患者14体内。例如，IMD 16可以通过经皮引线向心脏12进行各种心脏疗法，所述经皮引线延伸穿过患者14的皮肤到达心脏12内或所述心脏外的多个位置。在一个或多个实施例中，系统10可以利用无线起搏(例如，通过超声、电感耦接、RF等将能量传输到(一个或多个)心脏内起搏组件)和使用罩壳/壳体上和/或皮下引线上的电极感测心激动。

在向心脏12提供电刺激疗法的疗法系统的其它实例中，此类疗法系统可以包含耦接到IMD 16的任何合适数量的引线，并且所述引线中的每个引线可以延伸到心脏12内或附近的任何位置。例如，疗法系统的其它实例可以包含如图3-7所展示的所定位的三个经静脉引线。仍进一步地，其它疗法系统可以包含从IMD 16延伸到右心房26或右心室28中的单个引线或延伸到右心房26和右心室28中的相应一个中的两个引线。

图6是IMD 16的一种示例性配置的功能框图。如所示出的，IMD 16可以包含控制模块81、疗法递送模块84(例如，其可以包含刺激发生器)、感测模块86以及电源90。

控制模块81可以包含处理器80、存储器82和遥测模块88。存储器82可以包含计算机可读指令，所述计算机可读指令在，例如，由处理器80执行时促使IMD 16和/或控制模块81执行归属于本文所描述的IMD 16和/或控制模块81的各种功能。进一步地，存储器82可以包含任何易失性、非易失性、磁性、光学和/或电介质，如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器和/或任何其它数字介质。示例性捕获管理模块可以是在题为“LV阈值测量结果和捕获管理(LV THRESHOLDMEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT)”并且于2010年3月23日发布的美国专利第7,684,863号中描述的左心室捕获管理(LVCM)模块，所述美国专利通过引用整体并入本文。

控制模块81的处理器80可以包含以下任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)，和/或等效离散或集成逻辑电路系统。在一些实例中，处理器80可以包含多个组件，如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC和/或一个或多个FPGA的任何组合，以及其它离散或集成逻辑电路系统。归属于本文的处理器80的功能可以体现为软件、固件、硬件或其任何组合。

控制模块81可以控制疗法递送模块84根据可以存储在存储器82中的所选择的一个或多个疗法程序向心脏12递送疗法(例如，如起搏等电刺激疗法)。更具体地，控制模块81(例如，处理器80)可以控制由疗法递送模块84递送的电刺激的各个参数，例如AV延迟、VV延迟、具有振幅的起搏脉冲、脉冲宽度、频率或电极极性等，所述疗法递送模块可以由一个或多个所选择的疗法程序(例如，AV和/或VV延迟调整程序、起搏疗法程序、起搏恢复程序、捕获管理程序等)指定。如所示出的，疗法递送模块84例如通过相应的引线18、20、22的导体或者在壳体电极58的情况下通过安置在IMD 16的壳体60内的电导体电耦接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。疗法递送模块84可以被配置成使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个生成如起搏疗法等电刺激疗法并且向心脏12递送所述电刺激疗法。

例如，疗法递送模块84可以通过耦接到引线18、20、22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或引线18、22的螺旋尖端电极42、50来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。进一步地，例如，疗法递送模块84可以通过电极58、62、64、66中的至少两个向心脏12递送除颤电击。在一些实例中，疗法递送模块84可以被配置成以电脉冲的形式递送起搏、心脏复律或除颤刺激。在其它实例中，疗法递送模块84可以被配置成以其它信号(如正弦波、方波和/或其它基本上连续的时间信号)的形式递送这些类型的刺激中的一种或多种。

IMD 16可以进一步包含开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可以使用开关模块85来例如通过数据/地址总线选择可用电极中的哪些电极用于递送疗法，如用于起搏疗法的起搏脉冲，或者可用电极中的哪些电极用于感测。开关模块85可以包含开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测模块86和/或疗法递送模块84选择性地耦接到一个或多个所选择电极的任何其它类型的开关装置。更具体地，疗法递送模块84可以包含多个起搏输出电路。所述多个起搏输出电路中的每个起搏输出电路可以，例如，使用开关模块85选择性地耦接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个(例如，用于向双极或多极起搏向量递送疗法的一对电极)。换句话说，每个电极可以使用开关模块85选择性地耦接到疗法递送模块的起搏输出电路之一。

感测模块86耦接(例如，电耦接)到感测设备，在另外的感测设备中，所述感测设备可以包含电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66以监测心脏12的电活动，例如心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号等。ECG/EGM信号可以用于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、减速序列发病率、T波交替(TWA)、P波到P波间期(也被称为P-P间期或A-A间期)、R波到R波间期(也被称为R-R间期或V-V间期)、P波到QRS波群间期(也被称为P-R间期、A-V间期或P-Q间期)、QRS波群形态、ST区段(即，连接QRS波群和T波的区段)、T波变化、QT间期、电向量等。

开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择使用或启用可用电极中的哪些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的任何组合的患者心脏的一个或多个电向量)。同样，开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择不使用(例如，禁用)可用电极中的哪些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的任何组合的患者心脏的一个或多个电向量)等。在一些实例中，控制模块81可以通过感测模块86内的开关模块例如通过数据/地址总线提供信号来选择充当感测电极的电极。

在一些实例中，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所选择的感测电极的信号，并且此后由模数转换器转换成多位数字信号，以便存储在存储器82中，例如，作为电描记图(EGM)。在一些实例中，此类EGM在存储器82中的存储可以处于直接存储器存取电路的控制下。

在一些实例中，控制模块81可以作为中断驱动装置操作，并且可以响应于来自起搏器定时和控制模块的中断，其中中断可以与感测到的P波和R波的发生和心脏起搏脉冲的生成相对应。任何必要的数学计算可以由处理器80执行，并且由起搏器定时和控制模块控制的值或间期的任何更新可以在此类中断之后发生。存储器82的一部分可以被配置成多个再循环缓冲器，所述多个再循环缓冲器能够保持一个或多个系列的测量间期，所述测量间期可以由例如处理器80响应于起搏或感测中断的发生来分析，以确定患者的心脏12当前是否表现出心房或心室快速性心律失常。

控制模块81的遥测模块88可以包含用于与如编程器等另一个装置通信的任何合适的硬件、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的和/或外部的)从编程器接收下行链路遥测并且向编程器发送上行链路遥测。处理器80可以例如通过地址/数据总线提供要被上行链路到编程器的数据和遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些实例中，遥测模块88可以通过多路复用器向处理器80提供接收到的数据。

IMD 16的各个组件进一步耦接到电源90，所述电源可以包含可再充电或不可再充电电池。可以选择不可再充电电池以持续若干年，而可再充电电池可以例如每天或每周从外部装置进行感应式充电。

图7是描绘了不具有LACS起搏/感测电极并且与植入式脉冲发生器(IPG)电路31耦接的双极RA引线22、双极RV引线18和双极LV CS引线20的IMD 16的功能框图的另一个实施例，所述植入式脉冲发生器电路具有在起搏领域中已知的双心室DDD/R类型的可编程模式和参数。进而，传感器信号处理电路91间接耦接到定时电路43，并且通过数据和控制总线耦接到微计算机电路系统33。IPG电路31示于功能框图中，所述功能框图总体上被分为微计算机电路33和起搏电路21。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遥测收发器41、活动传感器电路35，以及下文描述的许多其它电路和组件。

在电池29提供电力时，晶体振荡器电路89向起搏电路21提供基本定时时钟。上电复位电路87响应于电路与电池的初始连接，以用于限定初始操作条件，并且类似地，响应于检测到低电池条件而将装置的操作状态复位。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和电流。模数转换器(ADC)和多路复用器电路39将模拟信号和电压数字化，以提供，例如，来自感测放大器55的心脏信号的实时遥测，以通过RF发射器和接收器电路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可以与在示例性可植入心脏起搏器中使用的那些中的任一个相对应。

如果IPG被编程成速率响应模式，则由一个或多个生理传感器输出的信号被用作速率控制参数(RCP)，以导出生理逸搏间期。例如，逸搏间期与在所描绘的示例性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS)电路35中产生的患者活动水平成比例地调整。患者活动传感器27耦接到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的输出信号可以被处理并且用作RCP。传感器27响应于感测到的身体活动而生成电信号，所述电信号由活动电路35处理并且提供给数字控制器/定时器电路43。活动电路35和相关联的传感器27可以与在题为“用于在脉冲发生器中实施活动感测的方法和设备(METHOD AND APPARATUSFOR IMPLEMENTING ACTIVITY SENSING IN A PULSE GENERATOR)”并且于1991年10月1日发布的美国专利第5,052,388号和题为“速率自适应起搏器(RATE ADAPTIVE PACER)”并且于1984年1月31日发布的美国专利第4,428,378号中公开的电路系统相对应，所述美国专利中的每一个通过引用整体并入本文。类似地，本文所述的示例性系统、设备和方法可以结合替代类型的传感器(如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器)来实践，以用于提供速率响应起搏能力。可替代地，QT时间可以用作速率指示参数，在这种情况下，不需要额外的传感器。类似地，本文所述的示例性实施例也可以在非速率响应起搏器中实践。

往来于外部编程器的数据传输通过遥测天线57和相关联的RF收发器41来实现，所述相关联的RF收发器用于解调接收到的下行链路遥测和发射上行链路遥测两者。上行链路遥测能力可以包含发射所存储的数字信息的能力，例如，操作模式和参数、EGM直方图和其它事件，以及心房和/或心室电活动的实时EGM和指示心房和心室中的所感测和起搏的去极化的发生的标记通道脉冲。

微计算机33分别含有微处理器80和相关联的系统时钟以及处理器上RAM芯片82A和ROM芯片82B。另外，微计算机电路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通常在降低功耗模式下操作，并且是由中断驱动的。微处理器80响应于所定义的中断事件而被唤醒，所述所定义的中断事件可以包含由数字定时器/控制器电路43中的定时器生成的A-TRIG、RV-TRIG、LV-TRIG信号以及由感测放大器电路55生成的A-EVENT、RV-EVENT和LV-EVENT信号等。由数字控制器/定时器电路43超时的间期和延迟的具体值由微计算机电路33通过数据和控制总线从编程的参数值和操作模式控制。另外，如果被编程成作为速率响应起搏器操作，则可以提供定时中断，例如，每个循环或每两秒，以便允许微处理器分析活动传感器数据并且更新基本的A-A、V-A或V-V逸搏间期(如果适用的话)。另外，微处理器80还可以用于定义可变的、可操作的AV延迟间期、V-V延迟间期以及被递送到每个心室和/或心房的能量。

在一个实施例中，微处理器80是适于以常规方式获取和执行存储在RAM/ROM单元82中的指令的定制微处理器。然而，设想了其它实施方案可能适合于实践本发明。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器或定制的专用硬连线逻辑或状态机类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在微计算机33的一般控制下操作以控制起搏电路21内的定时和其它功能，并且包含一组定时和相关联的逻辑电路，其中描绘了与本发明相关的某些逻辑电路。所描绘的定时电路包含URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于对流逝的V-EVENT到V-EVENT间期或V-EVENT到A-EVENT间期或V-V传导间期进行定时的固有间期定时器83C、用于对A-A、V-A和/或V-V起搏逸搏间期进行定时的逸搏间期定时器83D、用于对来自先前的A-EVENT或A-TRIG的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行定时的AV延迟间期定时器83E、用于对心室后时间段进行定时的心室后定时器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)以从先前的A-PACE或A-EVENT开始超时。间期定时器83E触发起搏刺激递送，并且可以基于一个或多个之前的心动周期(或从针对给定患者凭经验导出的数据集)。

事件后定时器83F使跟随RV-EVENT或LV-EVENT或RV-TRIG或LV-TRIG的心室后时间段和跟随A-EVENT或A-TRIG的心房后时间段超时。事件后时间段的持续时间也可以被选择为存储在微计算机33中的可编程参数。心室后时间段包含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)，但是其它时间段可以至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路系统来适当地定义。心房后时间段包含心房不应期(ARP)和心房消隐期(ABP)，在心房不应期期间，出于重置任何AV延迟的目的忽略A-EVENT，在心房消隐期期间，心房感测被禁用。应注意，心房后时间段和AV延迟的开始可以与每个A-EVENT或A-TRIG的开始或结束基本上同时开始，或者在后一种情况下，在可以跟随A-TRIG的A-PACE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-EVENT或V-TRIG的开始或结束基本上同时开始，或者在后一种情况下，在可以跟随V-TRIG的V-PACE结束时开始。微处理器80还任选地计算AV延迟、VV延迟、心室后时间段和心房后时间段，其随着响应于一个或多个RCP建立的基于传感器的逸搏间期和/或固有心房和/或心室率而变化。

输出放大器电路51含有RA起搏脉冲发生器(和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/或被配置成提供心房和心室起搏的任何其它脉冲发生器。为了触发RV-PACE或LV-PACE脉冲的生成，数字控制器/定时器电路43在由AV延迟间期定时器83E(或V-V延迟定时器83B)提供的A-RVp延迟(在RV预激励的情况下)超时时生成RV-TRIG信号或在A-LVp延迟(在LV预激励的情况下)超时时生成LV-TRIG。类似地，数字控制器/定时器电路43在由逸搏间期定时器83D定时的V-A逸搏间期结束时生成触发RA-PACE脉冲的输出的RA-TRIG信号(或触发LA-PACE脉冲的输出的LA-TRIG信号，如果提供的话)。

输出放大器电路51包含开关电路，所述开关电路用于将来自引线导体和IND-CAN电极20之中的所选择的起搏电极对耦接到RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器，如果提供的话)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器。起搏/感测电极对选择和控制电路53选择引线导体和相关联的起搏电极对以与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器耦接，以用于实现RA、LA、RV和LV起搏。

感测放大器电路55含有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波感测放大器可以用于放大由于心脏去极化波前的经过而跨感测电极对生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并且依赖于通带滤波器、时域滤波和振幅阈值比较来将P波或R波与背景电噪声区分开。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。

在向起搏系统的起搏电极中的任一个递送起搏脉冲之前、期间和之后的消隐期期间，感测放大器可以与感测电极解耦接，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，所述消隐电路用于在ABP、PVABP和VBP期间将所选择的引线导体对和IND-CAN电极20与RA感测放大器(和LA感测放大器，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器的输入解耦接。感测放大器电路55还包括开关电路，所述开关电路用于将所选择的感测电极引线导体和IND-CAN电极20耦接到RA感测放大器(和LA感测放大器，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器。同样，感测电极选择和控制电路53选择要与输出放大器电路51和感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器耦接的导体和相关联的感测电极对，以用于沿着期望的单极和双极感测向量实现RA、LA、RV和LV感测。

由RA感测放大器感测到的RA-SENSE信号中的右心房去极化或P波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的RA-EVENT信号。类似地，由LA感测放大器(如果提供的话)感测到的LA-SENSE信号中的左心房去极化或P波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的LA-EVENT信号。由心室感测放大器感测到的RV-SENSE信号中的心室去极化或R波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的RV-EVENT信号。类似地，由心室感测放大器感测到的LV-SENSE信号中的心室去极化或R波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的LV-EVENT信号。RV-EVENT、LV-EVENT和RA-EVENT、LA-SENSE信号可能是不应的或非不应的，并且可以被电噪声信号或异常传导的去极化波而非真实的R波或P波无意地触发。

图8示出了用于确定IMD参数并使用参数施用心脏再同步疗法的处理序列200的实例。将参考图1-7中所展示的系统100来描述图8。然而，可以采用任何合适的结构、系统、组件、装置和/或设备。

在操作中，在框202处，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收一个或多个第一组测量结果(例如，原始测量结果或第一测量结果)。原始测量结果是来自电极112和/或114的电测量结果，其中IMD 16的引线18、20和/或22断开。例如，当IMD 16的引线18、20和/或22断开时(例如，不向心脏12提供起搏脉冲)，测量电极112和/或114可以测量如患者的心脏12的心脏激活信号(例如，去极化和/或复极化)等电信息。测量电极112和/或114可以向接口/放大器电路系统116提供电信息。接口/放大器电路系统116可以放大信号，并且然后将信号提供给计算设备140。

在一些实例中，计算设备140可以使包含原始测量结果的电测量结果显示在显示器132上。图12示出了可以在显示器132上显示的来自测量电极112和114的示例性测量结果。例如，响应于从电极112和/或114接收电测量结果，计算设备140可以分析、确定电测量结果和/或使电测量结果显示在显示器132上。例如，响应于接收到原始测量结果或第一测量结果，计算设备140可以确定和/或使指示原始测量结果的显示屏602显示。计算设备140可以接收和/或确定测量电极112和/或114中的每个测量电极的单独电测量结果。另外和/或可替代地，计算设备140可以确定来自电极112和/或114的单独电测量结果是否来自前测量电极112和/或后测量电极114。

如显示屏602中所示出的，每个测量电极112和/或114可以显示为单独的测量结果(例如，线)。进一步地，前电极112可以以图表形式示出为不同于后电极114(例如，通过使用不同颜色和/或不同类型的虚线)。换句话说，虚线608可以指示来自后电极114的测量结果，而线610可以指示来自前电极112的测量结果。

回到图8，在框204处，计算设备140可以基于第一测量结果或原始测量结果确定个性化IMD特性并将该特性应用于IMD 16。在一些实例中，患者14的电不同步可能不同。如此，IMD特性可以针对每个患者进行个性化。因此，计算设备140可以根据原始测量结果确定一个或多个个性化IMD特性以应用于患者14。个性化IMD特性可以包含不同的延迟，如心室-心室(VV)延迟、心房-心室(AV)延迟、左心室(LV)延迟、双心室(BiV)延迟和/或其它IMD 16定时延迟。另外和/或可替代地，个性化IMD特性可以包含用于接通或断开不同IMD16引线(例如，18、20、22)和/或IMD 16电极(例如，40、42、44、45、46、47、48、50)的一个或多个指令。换句话说，基于个性化IMD特性，IMD 16可以接通(例如，向心脏12施加起搏脉冲)一个或多个引线/电极和/或断开(例如，不向心脏12施加起搏脉冲)一个或多个引线/电极。

在框206处，响应于应用个性化IMD特性，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收对应于个性化特性的第二组测量结果(例如，第二测量结果)。例如，在框204处，计算设备140可以确定多个不同的特性(例如，多个不同的延迟，如VV延迟和/或AV延迟)。IMD16可以接收和/或应用个性化IMD特性。响应于应用每个个性化IMD特性，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收针对对应的个性化IMD特性的一组第二测量结果。例如，如果个性化IMD特性包含AV延迟，如120毫秒(ms)的AV延迟，则计算设备140可以响应于IMD 16设置120毫秒的AV延迟从电极112和/或114接收指示患者的心脏的电信号的第二测量结果。

在一些情况下，计算设备140可以确定多个不同的个性化IMD特性。计算设备140可以从电极112和/或114接收多组第二测量结果。所述多组第二测量结果中的每个第二测量结果可以对应于不同的个性化IMD特性。例如，个性化IMD特性可以包含80毫秒、100毫秒、120毫秒和/或140毫秒的AV延迟。IMD 16可以对个性化IMD特性中的每一个应用或设置AV延迟。响应于设置AV延迟，计算设备140可以接收对应的AV延迟的一组第二测量结果。

在一些变型中并参考图12，计算设备140可以使第二测量结果显示在显示器132上。例如，计算设备140可以使显示屏604显示在显示器132上。显示屏604可以指示多个不同的个性化IMD特性测量结果。例如，显示屏604的左侧部分可以指示第一个性化特性测量结果606(例如，100毫秒的AV延迟)并且右侧部分可以指示第二个性化特性测量结果607(例如，120毫秒的AV延迟)。计算设备140可以类似于原始测量结果使针对测量电极112和/或114中的每个测量电极的单独测量结果显示。而且，前电极112可以以图表形式示出为不同于后电极114(例如，通过使用不同颜色和/或不同类型的虚线)。

在一些实例中，可以自动应用个性化IMD特性。例如，计算设备140可以向IMD 16提供用于应用或设置个性化IMD特性的一个或多个命令和/或指令。响应于提供一个或多个指令，计算设备140可以从电极设备110(例如，测量电极112和/或114)接收指示所应用的个性化IMD特性的电测量的测量结果。如果存在两个或更多个个性化IMD特性，则计算设备140可以连续和/或顺序地提供用于应用或设置个性化IMD特性的指令。进一步地，计算设备140可以从电极设备110接收不同个性化IMD特性中的每一个的测量结果。

在一些实例中，可以手动应用个性化IMD特性。例如，用户可以使用输入设备142为每个个性化IMD特性提供用户输入。输入设备142可以向处理器150和/或IMD 16提供用户输入。基于用户输入，IMD 16可以设置或应用个性化特性。然后，计算设备140可以从电极设备110接收个性化IMD特性中的每一个的测量结果。

在框208处，计算设备140可以基于第一测量结果(例如，原始测量结果)与第二测量结果(例如，具有对应的个性化IMD特性的测量结果)之间的比较来确定心脏再同步指数(CRI)值。例如，计算设备140可以从电极设备110接收多个第二测量结果。每个第二测量结果可以具有对应的个性化IMD特性。计算设备140可以通过将第二测量结果中的每个测量结果与原始测量结果进行比较来确定多个CRI值。例如，第二测量结果可以对应于60毫秒、80毫秒、100毫秒和120毫秒AV延迟的个性化IMD特性。计算设备140可以将第二测量结果中的每个测量结果与原始测量结果进行比较来确定60毫秒、80毫秒、100毫秒和120毫秒AV延迟的CRI值。

CRI值可以指示测量IMD 16的引线18、20、22的波前融合和抵消的方法。图13示出了IMD 16的CRI值和对应引线的图形表示。例如，右心房(RA)引线22可以操作性地耦接到患者的心脏12的右心房。类似地，右心室(RV)引线18可以操作性地耦接到右心室，并且左心室(LV)引线20可以操作性地耦接到左心室。基于个性化IMD特性，IMD 16可以对引线18、20和/或22应用起搏疗法(例如，电信号)。例如，LV引线20可以向患者的心脏12提供LV脉冲654。另外和/或可替代地，RV引线18可以向患者的心脏提供RV脉冲656。脉冲652、654、656可以产生在整个患者心脏12中传播的波前(例如，RV、LV和原始波前)。

此外，IMD 16可以以心房感测(AS)模式和/或心房起搏(AP)模式操作。例如，在AS模式中，RA引线22(例如，心房感测引线)可以测量原始脉冲652和/或原始脉冲652的定时。换句话说，患者14为心脏12提供原始脉冲652以去极化/复极化，并且RA引线22可以测量原始脉冲652。另外和/或可替代地，在AP模式中，RA引线22(例如，心房脉冲引线)向心脏12提供原始脉搏652。

图像658示出了通过患者的心脏12的左心室传播的波前的示例性图形表示。例如，原始波前和RV波前可以融合在一起并向LV波前移动。最终，当LV波前遇到原始/RV波前时，波前可能会相互抵消。CRI值指示患者的心脏12的左心室内波前相互抵消的位置。例如，100％的CRI值可以指示LV波前抵消了左心室的中心处的RV/原始波前。线653示出了左心室的中心。较高的CRI值(例如，90％)可以指示左心室的中心653附近(例如，中心653的稍左侧或稍右侧)的波前的抵消或会合。较低的CRI值(例如，50％)可以指示离左心室的中心653更远的波前的抵消或会合。在一些实例中，计算设备140可以使图像658显示在显示器132上。

在一些情况下，个性化IMD特性可以指示RV引线18将断开(例如，仅LV波前)。例如，LV引线20可以提供LV脉冲654，但RV引线18可能不提供RV脉冲656。在这种情况下，CRI值可以指示LV波前与原始波前的抵消或会合。

在框210处，计算设备140可以基于CRI值确定最佳CRI值和/或提供信息以施用心脏再同步疗法(CRT)治疗。例如，基于所确定的CRI值(例如，60毫秒、80毫秒、100毫秒和120毫秒AV延迟的CRI值)，计算设备140可以根据所确定的CRI值来确定最佳CRI值。在一些变型中，CRI值是百分比或分数。计算设备140可以根据所确定的CRI值将最佳CRI值确定为最大量级的百分比或分数。

响应于确定最佳CRI值，计算设备140可以向CRT治疗提供信息和/或施用CRT治疗。在一些实例中，计算设备140可以向IMD 16提供用于将IMD 16应用或设置为最佳CRI值的个性化IMD特性的一个或多个指令和/或命令。例如，如果最佳CRI值具有作为100毫秒AV延迟的个性化IMD特性，则计算设备140可以向IMD 16提供用于在100毫秒Av延迟下设置IMD 16的指令。

在其它实例中，计算设备140可以使CRI值显示在显示器132上。图14展示了示出具有对应的个性化IMD特性(例如，AV延迟)的多个不同CRI值的示例性显示器132。例如，计算设备140可以使AV延迟中的每一个的CRI值显示60-180毫秒。使用输入设备142，用户可以提供指示最佳个性化IMD特性(例如，100毫秒AV延迟)的用户输入。输入设备142可以向处理器150和/或IMD 16提供信息，以在最佳个性化IMD特性(例如，100毫秒AV延迟)下设置IMD 16。

图9-11将更详细地描述处理序列200的框。例如，图9示出了来自处理序列200的框202和204的更详细版本。在操作中，在框302处，计算设备140可以接收一个或多个输入变量。例如，计算设备140可以从输入设备142接收患者14的姓名、患者14的出生日期、IMD 16植入患者14的日期、心力衰竭(HF)病因(例如，缺血性心肌病(ICM)、非缺血性心肌病(NICM)和/或其它)和IMD 16的类型(例如，IMD 16的制造商)。

在框306处，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收原始测量结果。如上所述，原始测量结果可以是在IMD 16的一个或多个引线断开的情况下来自电极112和/或114的测量结果。在一些实例中，电极设备110可以是12引线ECG-CRT装置。计算设备140可以提供用于关闭IMD 16的一个或多个指令或命令。另外和/或可替代地，用户可以手动关闭IMD16。在关闭IMD 16之后，计算设备140可以从12引线ECG-CRT装置的测量电极112和/或114接收原始测量结果。基于原始测量结果，计算设备140可以确定PR间期、QRS间期、QRS形态(例如，LBBB、RBBB、室间传导延迟(IVCD)、右心室起搏(RVP)、狭窄)、患者的心脏12的完全性心脏传导阻滞(CHB)和/或患者的心脏12的心房颤动/扑动(AF)。

在框308处，计算设备140可以确定其是否已经接收到指示心房感测(AS)模式或心房起搏(AP)模式的用户输入。例如，计算机设备140可以使指示IMD 16是以AS模式还是以AP模式操作的提示(例如，报告)显示。之后，计算设备140可以接收指示以AS模式或AP模式操作的用户输入。计算设备140可以基于用户输入将个性化IMD特性应用于IMD 16。

在一些情况下，如果IMD 16在小于90％的时间里一直以如AS模式等特定模式操作，则计算设备140可以使指示用户选择将个性化IMD特性应用于IMD 16的模式(例如，在步骤204处确定的延迟类型)的提示显示。计算设备140可以接收指示模式的用户输入并在应用个性化IMD特性时使用该模式。如果IMD 16在超过90％的时间里以如模式等特定模式操作，则计算设备140可能不会使提示显示并且在应用个性化IMD特性时可以自动使用特定模式。

在框310处，计算设备140可以确定患者的心脏12是否具有AF和/或CHB。如果有，则处理序列300可以移动到框312。如果没有，则处理序列300可以移动到框314。在框314处，计算设备140可以确定患者的心脏12是否具有RBBB。如果有，则处理序列300可以移动到框314。如果没有，则处理序列300可以移动到框316。换句话说，如果患者的心脏12具有LBBB、IVCD、RVP或狭窄，则处理序列300可以移动到框316。

在一些实例中，框310和314的确定不是连续的，而是并行的。例如，如果计算设备140确定AF或CHB，则处理序列300移动到框312。如果计算设备140确定LBBB、IVCD、RVP或狭窄，则处理序列300移动到框316。如果计算设备140确定RBBB，则处理序列300移动到框318。

在框312处，计算设备140确定一个或多个个性化IMD特性，如具有AV延迟设置的第一VV延迟扫描、具有第二向量的第二VV延迟扫描和/或具有第三向量的第三VV延迟扫描。另外和/或可替代地，计算设备140可以确定来自LV引线20的一个或多个引线(例如，引线18、20和/或22)和电极(例如，电极40、42、44、45、46、47、48、50)接通以应用AV和/或VV延迟的起搏脉冲。例如，对于具有AV延迟设置的第一VV延迟扫描，计算设备140可以确定AV延迟特性和多个不同的VV延迟特性(例如，扫描是多个不同的延迟特性)。另外和/或可替代地，计算设备140可以确定接通LV引线20和电极44以施加起搏脉冲。

对于具有第二向量的第二VV延迟扫描，计算设备140可以确定AV延迟特性和多个不同的VV延迟特性。另外和/或可替代地，对于第二向量，计算设备140可以确定接通LV引线20和与LV引线20不同的电极或第二电极(例如，电极45)以施加起搏脉冲。在一些实例中，第二VV延迟扫描可以包含与具有AV延迟设置的第一VV延迟扫描相同的VV延迟和相同的AV延迟。

在其它实例中，这些可能不同。例如，对于具有AV延迟设置的第一VV延迟扫描，计算设备140可以确定AV延迟特性和多个不同的VV延迟特性(例如，扫描是多个不同的延迟特性)。另外和/或可替代地，计算设备140可以确定接通LV引线20和不同的电极或第三电极(例如，电极46)以施加起搏脉冲。在一些实例中，第三VV延迟扫描可以包含与第一和第二VV延迟扫描相同的VV延迟和相同的AV延迟。在其它实例中，这些可能不同。

参考图13，AV延迟特性可以指示原始脉冲652与RV/LV引线脉冲654/656之间的延迟特性。例如，响应于检测和/或提供原始脉冲652，IMD 16可以在提供RV/LV脉冲654/656之前通过AV延迟特性延迟RV/LV引线脉冲。AV延迟特性还可以指示特性是双心室(BiV)还是仅LV。例如，BiV特性指示IMD 16提供RV脉冲656和LV脉冲654两者。仅LV指示IMD 16仅提供LV脉冲654。

VV延迟特性可以指示RV脉冲656与LV脉冲654之间的VV延迟(例如，RV引线18可以在LV引线20提供LV脉冲654之前提供RV脉冲656，或者LV引线20可以在RV引线18提供RV脉冲656之前提供LV脉冲654)。在一些实例中，IMD 16的类型可以指示首先提供哪个脉冲(RV或LV脉冲656、654)以及延迟并其次提供哪个脉冲。图21更详细地示出了这一点。例如，图810示出了具有130毫秒AV延迟和0VV延迟的第一IMD特性。仅具有130毫秒AV延迟，RV引线18和LV引线20两者都提供130毫秒(例如，AV延迟)的电脉冲。

图820和830示出了具有130毫秒AV延迟和-20毫秒VV延迟的第二IMD特性。然而，图820针对第一类型的IMD装置16，而图830针对第二类型的IMD装置16。在图820中，第一类型的IMD装置16引导RV引线18以130毫秒(例如，以AV延迟)提供脉冲，但是基于-20毫秒VV延迟，IMD 16引导LV引线20以110毫秒(例如，在RV延迟前20秒)提供脉冲。换句话说，对于第一类型的IMD装置16，IMD 16以AV延迟为RV引线提供电脉冲，并基于VV延迟改变LV引线的脉冲(例如，对于正+20VV延迟，RV引线脉冲将为130毫秒，并且LV引线脉冲将为150毫秒)。

在图830中，第二类型的IMD装置16引导LV引线20以130毫秒(例如，以AV延迟)提供脉冲，但是基于-20毫秒VV延迟，IMD 16引导RV引线18以150毫秒提供脉冲。换句话说，对于第二类型的IMD装置16，IMD 16基于前面的任何一个为LV或RV引线提供电脉冲(例如，如果VV延迟为负，则LV引线处于AV延迟；如果VV延迟为正，则RV引线处于AV延迟)，然后另一引线被VV延迟抵消。

回到图9，IMD 16可以基于AV延迟特性和VV延迟特性延迟RV/LV脉冲654/656。在应用VV延迟特性中的每一个之后，处理序列300可以移动到框206，并且计算设备140可以从测量电极112和/或114接收这些第二测量结果。

在框316处，计算设备140确定一个或多个个性化IMD特性，如用于BiV的AV扫描、用于仅LV的AV扫描、用于RV引线18在LV引线20提供脉冲654之前提供脉冲656的基线AV延迟的VV扫描、用于LV引线20在RV引线18提供脉冲656之前提供脉冲654的基线AV延迟的VV扫描、具有第二向量下的基线AV延迟的VV扫描和/或具有第三向量下的基线AV延迟的VV扫描。另外和/或可替代地，计算设备140可以确定来自LV引线20的一个或多个引线(例如，引线18、20和/或22)和电极(例如，电极40、42、44、45、46、47、48、50)接通以应用AV和/或VV延迟的起搏脉冲。换句话说，IMD 16可以基于AV和/或VV延迟特性延迟RV/LV脉冲654/656。进一步地，计算设备140可以(例如，基于第二/第三向量)确定一个或多个引线和/或电极接通。然后，处理序列300可以移动到框206，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收这些第二测量结果。

在框318处，计算设备140确定一个或多个个性化IMD特性，如用于BiV的AV扫描、用于RV引线18在LV引线20提供脉冲654之前提供脉冲656的AV延迟的VV扫描、用于LV引线20在RV引线18提供脉冲656之前提供脉冲654的AV延迟的VV扫描、具有第二向量下的基线AV延迟的VV扫描和/或具有第三向量下的基线AV延迟的VV扫描。另外和/或可替代地，计算设备140可以确定来自LV引线20的一个或多个引线(例如，引线18、20和/或22)和电极(例如，电极40、42、44、45、46、47、48、50)接通以应用AV和/或VV延迟的起搏脉冲。换句话说，IMD 16可以基于AV和/或VV延迟特性延迟RV/LV脉冲654/656。进一步地，计算设备140可以(例如，基于第二/第三向量)确定一个或多个引线和/或电极接通。然后，处理序列300可以移动到框206，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收这些第二测量结果。

另外和/或可替代地，所确定的延迟特性(例如，AV/VV)可以基于PR间期和/或QRS间期。例如，基于PR间期和/或QRS间期，计算设备140可以确定不同的延迟时间(例如，60毫秒、80毫秒、100毫秒等)。如此，可以基于患者自己的QRS或PR间期针对患者14对这些延迟特性进行个性化。

处理序列300仅示出了用于确定个性化IMD特性的示例性处理序列。在其它实例中，计算设备140可以使用其它输入、参数和/或确定来确定个性化IMD特性。另外和/或可替代地，计算设备140可以为框312、316和/或318确定另外的或不同的延迟特性和/或延迟特性的类型(例如，AV、VV、BiV或仅LV)。

图10示出了来自处理序列200的框208的更详细版本。例如，计算设备140可以使用处理序列400来确定CRI值。在框402处，计算设备140可以根据(例如，来自框202的)第一组测量结果或原始测量结果确定第一不同步值。在一些情况下，计算设备140可以使用曲线下面积计算来确定第一不同步值。例如，参考图12，计算设备140可以基于来自单个测量电极112和/或114的线608与610之间的曲线下面积来确定第一不同步值。

在一些实例中，计算设备140可以确定第一组测量电极(例如，前电极112或后电极114)与另一组测量电极(例如，前电极112或后电极114中的另一个)相比的曲线下面积。换句话说，计算设备140可以确定所述组测量电极之间的曲线下面积。例如，电极设备110可以包含9个前电极112和9个后电极114。计算设备140可以计算第一前电极测量结果与9个后电极测量结果之间的曲线下面积。计算设备140可以为所有9个前电极112确定这一点。计算设备140可以基于81个曲线下总面积计算(例如，9个前电极乘以9个后电极测量结果)来确定第一不同步值。换句话说，计算设备140可以将所有81个曲线下总面积计算相加以确定第一不同步值。

在一些情况下，电极设备110可以包含多于或少于9个电极。如此，计算设备140可以执行多于或少于81个曲线下总面积计算以确定第一不同步值。在一些变型中，计算设备140可以使用一个或多个矩阵(例如，9个前电极112和9个后电极114的9×9矩阵)来确定曲线下面积计算和/或第一不同步值。

在框404处，计算设备140可以根据(例如，来自框206的)一个或多个第二组测量结果确定一个或多个第二不同步值。所述第二不同步值中的每个不同步值可以对应于不同的个性化IMD特性。在一些情况下，计算设备140可以使用曲线下面积计算来确定第二不同步值。例如，类似于框402，计算设备140可以确定第一组测量电极(例如，前电极112或后电极114)与另一组测量电极(例如，前电极112或后电极114中的另一个)相比的曲线下面积。计算设备140可以使用曲线下面积计算来确定第二不同步值。计算设备140可以多次重复框404以确定个性化IMD特性中的每一个的第二测量结果。在一些变型中，计算设备140可以使用一个或多个矩阵(例如，9个前电极112和9个后电极114的9×9矩阵)来确定曲线下面积计算和/或第二不同步值。

在一些实例中，代替使用曲线下面积，计算设备140可以使用不同的方法、过程或算法来确定第一不同步值和/或第二不同步值。在2017年12月22日提交的题为“前电极和后电极信号(ANTERIOR AND POSTERIOR ELECTRODE SIGNALS)”的美国专利申请第62/609935号中描述了用于确定第一不同步值和/或第二不同步值的示例性方法、过程或算法，所述不同步值包含曲线下面积度量和其它度量，如激活间事件距离度量、基于测量电极112和114的最大高度的复合高度度量和/或心室电解耦联(VEU)度量，所述美国专利申请通过引用整体并入本文。

在框406处，计算设备140可以基于第一不同步值与一个或多个第二不同步值之间的比较来确定CRI值。例如，计算设备140可以将第一不同步值与第二不同步值进行比较以确定CRI值(例如，患者的心脏12的左心室内波前(LV波前和RV/原始波前)相互抵消的位置)。

例如，计算设备140可以使用曲线下面积来计算心脏12内的电不同步量(例如，电不同步越极端，曲线下面积的值越大)。在患有电不同步的患者中，心脏12可以不同步地跳动，这可能导致来自前电极112的测量结果与来自后电极114的测量结果之间的曲线下面积值更大。在未患有电不同步的患者中，心脏12可以同步跳动，这可能导致在来自前电极112的测量结果与来自后电极114的测量结果之间的曲线下面积值更小(包含基本上为零)。计算设备140可以使用以下计算来确定个性化IMD特性的一个或多个第二不同步值的CRI值：

CRI值(百分比)＝Abs[(第一不同步值-第二不同步值)/第一不同步值*100]

其中第一不同步值和第二不同步值如上所述，并且Abs是计算的绝对值。

在一些实例中，计算设备140可以将CRT治疗的最佳个性化IMD特性确定为具有最大量级的CRI值或百分比(例如，最接近1或100％的值)的特性。例如，随着第二不同步值的增加，CRI值可能会降低。然而，随着第二不同步值的降低，CRI值可能会增加。最佳IMD特性可以是具有最大量级的CRI值的特性。

另外和/或可替代地，第一不同步值(例如，对应于原始测量结果的值)可以使患者14的IMD特性更加个性化。例如，原始测量结果指示患者的心脏12没有提供电脉冲的引线18、20、22(例如，心脏的原始或自然测量结果)。每个患者可以具有不同的原始测量结果和不同的不同步值。换句话说，每个患者可以是独特的，并且一些患者可能具有较大的电不同步，而其它患者可能具有较小的电不同步。如此，通过使用以上等式，计算设备140在确定个性化IMD特性的有效性时考虑特定患者的原始测量结果(例如，自然心跳)。

另外和/或可替代地，通过使用CRI值来确定IMD 16的优化的IMD特性，可以使用更少的测量电极112和/或114。例如，由于异常值测量结果和其它故障，传统方法可能需要使用实质上更多的测量电极。然而，通过使用曲线下面积来确定CRI值，可以使用更少的测量电极，包含18个非侵入性测量电极，来确定优化的IMD特性。

图11示出了来自处理序列200的框210的更详细版本。例如，计算设备140可以使用处理序列500来管理CRT治疗。在框502处，计算设备140可以确定最佳CRI值。如前所述，最佳CRI值可以是最大量级的CRI值或百分比(例如，最接近1或100％的值)。在框504处，计算设备140可以提供用于将IMD 16设置为对应于最佳CRI值的最佳IMD特性的一个或多个指令。例如，如果计算设备140确定120毫秒AV延迟的个性化IMD特性具有最大量级的CRI值，则计算设备140可以提供用于将IMD 16设置为120毫秒Av延迟的一个或多个指令。

另外和/或可替代地，在框506处，计算设备140可以使包含CRI值中的一个或多个值的CRI信息显示为图像和/或视觉标记。在一些实例中，如前所述，用户可以基于显示器132上显示的CRI信息手动输入优化的CRI值。基于用户输入，计算设备140可以将IMD 16设置为优化的CRI值。在其它实例中，框506可以与框502和504串联。换句话说，计算设备140可以确定优化的CRI值，提供用于基于优化的CRI值以优化的IMD特性设置IMD 16的一个或多个指令，并且使CRI信息显示在显示器132上。

图14-20示出了计算设备140可以使其显示在显示器132上的不同图像和/或视觉标记。来自图14-19的图像是示例性的，并且指示CRI信息的另外的图像可以显示在显示器132上。参考图14，计算设备140可以使图像710显示在显示器132上。图像710示出了不同的AV延迟(例如，仅LV的AV延迟)及其对应的CRI值。此外，图像710还可以示出AV延迟是产生主要的LV引线波前还是主要的RV/原始引线波前。例如，划线的阴影可以指示主要的LV引线波前(例如，LV波前和RV/原始波前在左心室的中心653的右侧会合)。白色可以指示主要的RV/原始引线波前(例如，LV波前和RV/原始波前在左心室的中心653的左侧会合)。

参考图15，计算设备140可以使图像720显示在显示器132上。图像720示出了不同的AV延迟及其对应的CRI值。另外，图像720示出了仅LV的AV延迟和BiV AV延迟。此外，图像720还可以示出AV延迟是产生主要的LV引线波前还是主要的RV/原始引线波前。

参考图16，计算设备140可以使图像730显示在显示器132上。图像730示出了不同的VV延迟及其对应的CRI值。此外，图像710还可以示出VV延迟是产生主要的LV引线波前还是主要的RV/原始引线波前。另外，图像730示出了LV引线20的不同电极44、45、46、47断开或接通的CRI值(例如，LV 4到CAN指示了来自LV引线20的LV 4电极作为阴极接通并且IMD 16作为阳极的测量结果；LV 1到CAN指示了来自LV引线20的LV 1电极作为阴极接通并且IMD16作为阳极的测量结果；LV尖端到LV环指示了来自LV引线20的第一电极作为阴极接通并且来自LV引线20的第二电极作为阳极的测量结果；LV环到CAN指示了来自LV引线20的第一电极作为阴极接通并且IMD 16作为阳极的测量结果)。

参考图17，计算设备140可以使图像740显示在显示器132上。图像740示出了不同的AV延迟及其对应的CRI值和不同的VV延迟及其对应的CRI值。此外，图像740可以示出AV延迟是产生主要的LV引线波前还是主要的RV/原始引线波前。

参考图18，计算设备140可以使来自图13的图像658显示在显示器132上。如上所述，图像658示出了来自引线18、20和22的波前通过患者的心脏12的左心室传播的示例性图形表示。在一些情况下，图像658可以是动画。例如，显示器132可以示出从引线18、20和/或22传播并通过左心室直到在LV波前与RV/原始波前之间抵消的波前。

在一些实例中，用户可以使用输入设备142从图像710-740中选择个性化IMD特性。基于用户选择，计算设备140可以使对应于所选择的个性化IMD特性的图像658或图像658的动画显示在显示器132上。

参考图19，计算设备140可以使图像750显示在显示器132上。图像750可以类似于图像658，并显示了从引线18、20和22通过患者的心脏12的左心室传播的多个不同IMD特性的波前的示例性图形表示。在一些情况下，图像750可以是动画。例如，显示器132可以示出从引线18、20和/或22传播并通过左心室直到在不同IMD特性(例如，AV延迟)的LV波前与原始波前之间抵消的波前。

在一些实例中，计算设备140可以确定波前中的每个波前的定时(例如，波前中的每个波前可以开始通过左心室传播的时间)。例如，计算设备140可以确定RA引线22(例如，右心房感测或右心房脉冲引线和/或电极)与RV引线18之间的延迟时间可以是根据原始测量结果确定的PR间期。LV引线20脉冲(例如，LV脉冲前的原始脉冲)可以通过PR间期减去如上所述的仅LV CRI优化值处的AV延迟来确定。在LV引线20脉冲前的RV引线18脉冲可以通过100％-(BiV短AVD/2处的CRI)确定。

换句话说，如果患者的PR间期为260毫秒，仅LV CRI处的最佳AV延迟为180毫秒，并且BIV短AV延迟处的CRI为30％，则原始脉冲领先于LV脉冲80毫秒(260毫秒-180毫秒)，RV脉冲领先于LV脉冲35毫秒，并且原始脉冲领先于RV脉冲45毫秒。响应于确定这些定时，计算设备140可以使示出了通过患者的左心室传播并在特定位置处会合(例如，抵消)的脉冲的波前的动画显示。

参考图20，计算设备140可以使图像760显示在显示器132上。图像760示出了不同的AV延迟(例如，仅LV和BiV延迟)及其对应的CRI值。此外，图像760示出了用于确定不同AV延迟的CRI值的测量电极112和/或114测量结果。

使用以上方法和过程(例如，处理序列200-500)进行研究。在研究期间，患者接受了用于评估引线阈值和心房RV感觉时间(A-RV)的常规装置询问。标准12引线ECG测量在CRT关闭(例如，来自IMD 16的引线断开)的情况下执行，以确认LBBB的存在并测量QRS和PR间期。对于患有潜在的完全性心脏传导阻滞(CHB)的患者，使用RV起搏(例如，使用RV引线18)代替原始状态。通过双心室(BiV)和仅LV起搏在广泛的AVD(在20毫秒步长中通常为固有PR间期的40-90％)和VV延迟(在20毫秒步长中通常为VV＝0到60毫秒的LV预激活)范围内获取数据。所有数据都是在由植入电生理学家选择的起搏向量和电极处获得的，并且在呈现的AV延迟(通常为固有PR间期的约70％)处评估VV延迟。

不使用图2中的电极配置，而是使用53电极ECG带获取研究数据。ECG带使用上躯干上的17个前电极和36个后电极测量单极ECG。图22示出了在标准CRT设置和最佳CRT设置下CRT关闭的LBBB患者的ECG带电描记图。标定了每个电描记图的最大斜率和最早最大斜率与最晚最大斜率之间的时间。将17个前电描记图与36个后电描记图中的每一个进行匹配以生成612个对，并计算每对电描记图之间的面积(阴影区域)。每个区域的开始和结束分别基于最早最大斜率和最晚最大斜率而不是QRS复合波的开始和结束来定义，因为这些时间点更一致且可重复鉴定。如果主要波前由前向后，则所有成对曲线下的平均面积(AUC)为负值，如果由后向前，则为正值。心脏再同步指数(CRI)计算为任何设置下AUC相对于原始的变化％。

12名CHB患者和2名心房颤动患者参与了研究。图23A-E示出了CHB患者在VV延迟范围(A)内的ECG带电描记图和CRI以及6名其它患者在VV延迟范围(B)内的类似CRI图。由于LV从0到-80毫秒(2A)预激活，波形形态随着前振幅和后振幅的逐渐减小以及许多单个电描记图的最终“翻转”而改变。在LV预激活时，AUC降低并且CRI增加到峰值。在所示出的6名患者(2B)和所研究的所有14名患者中都观察到了剂量响应曲线。具有最佳CRI的平均VV偏移领先于RVp LVp 40+/-18毫秒。最佳VV偏移(90+/-8.5％)下的平均CRI显著(p<0.001)大于VV＝0处的CRI(54.2+/-23.3％)。

图24A-E示出了在AV延迟范围内仅LV起搏期间多个患者的电描记图和CRI图形表示的描绘。例如，在70名患者中研究了仅LV起搏。在图24A和24B中，与原始的相比，短AVD(60毫秒)导致前后电描记图翻转，其中LVp波前远远领先于原始波前并且低CRI为15.9％。随着AVD增加，前后电描记图振幅降低，AUC降低，并且CRI在100毫秒的AVD处提高到88.9％的峰值。随着AVD进一步增加，电描记图形态逐渐接近于原始LBBB电描记图形态并且CRI下降。在图24C-E中，在AVD与CRI之间观察到类似的剂量响应关系，其中在短AVD处LVp波前总是领先于原始波前，并且在相对长的AVD处原始波前总是领先于LVp波前。在所研究的所有70名患者中，观察到类似的剂量响应。最佳CRI(平均89.6％+/-8％)出现在116毫秒+/-44毫秒(As-RVs间期的61.8+/-12％)的平均AV延迟处，比As-RVs间期短68+/-22毫秒。

具有仅LV数据的70名患者中有六十一名患者(87.1％)还具有在同步和连续BiV起搏期间收集的数据。由于RVp和LVp波前融合，在短AVD处几乎没有来自原始波前的贡献，因此使用具有BiV起搏的短AVD处的CRI将患者分为3个相对等同的亚组。21名(34.4％)患者的CRI<50％，21名(34.4％)患者<50-75％，并且19名(31.2％)患者>75％。图25A-D示出了患者的ECG带电描记图和CRI图，其中当BiV在短AVD处起搏时，RVp波前远远领先于LVp波前(CRI30％)。随着AVD增加，电描记图形态或CRI的变化很小。相比之下，在短AVD处仅LV起搏的情况下，前电描记图翻转与远远领先于原始波前的LVp波前相一致。CRI较低，但在180毫秒的AVD处逐渐增加到99％的峰值。随着AVD进一步增加，原始波前逐渐移动到远远领先于LVp波前并且CRI下降。在150毫秒的起搏AVD处的顺序BiV起搏的情况下，LV引线的预激活逐渐使电描记图平坦并且CRI增加，其中最佳CRT设置可能在VV-50(VV-40毫秒与VV-60毫秒之间的一半)处。

图26A-D示出了在AV延迟和VV延迟范围内单个患者的电描记图和CRI图形表示的描绘。例如，在短AVD(CRI 70％)处的BiV起搏期间，RVp波前略领先于LVp波前。随着AVD增加，CRI由于原始波前产生的前后电活动的增加而逐渐降低。在140毫秒的AVD下，BiV起搏和仅LV起搏的电描记图几乎相同，与原始波前和LVp波前的融合一致，而RVp波前的贡献最小。仅LV起搏导致CRT的剂量依赖性增加，在100毫秒的AVD处达到峰值并且然后逐渐降低。随着LV预激活增加，120毫秒的AVD处的连续BiV起搏表明CRI持续稳定增加。

图27A-D示出了患者的数据，其中RVp和LVp波前相当适时(在100毫秒的AVD处CRI为80％)。增加AVD导致CRI逐渐降低，因为组合的RVp和原始波前远远领先于LVp波前。与之前的患者一样，仅LV起搏产生峰值CRI，其中CRI随着AVD的进一步增加而逐渐降低(由于原始波前越来越多地移动到LVp波前之前)。通过将A-LVp间期保持在160毫秒不变并顺序地延长A-RVp间期来执行此患者的连续BiV起搏。这仅导致电描记图形态和CRI的微小变化，因为在160毫秒的AVD处，RVp波前对融合的贡献不大(BiV起搏期间的电描记图形态和160毫秒的AVD处的仅LV起搏几乎相同)。因此，将RVp波前延迟20到60毫秒并没有显著改变原始波前和LVp波前的融合。

在短AVD处的BiV起搏期间，只有5名(8.2％)患者的AUC为阳性(LVp波前在RVp波前之前)，并且所有患者的CRI均>75％。BiV起搏在短AVD处的平均CRI为57.2+/-30％。BiV起搏期间的最佳CRI平均仅高出7.3+/-14.7％。在连续BiV起搏的情况下，仅3名(5％)患者在VV＝0处出现最佳CRI。在20名(33％)患者的LV预激活为20毫秒、19名(31％)患者为40毫秒并且19名(31％)患者为60毫秒的情况下发现最佳CRI。连续BiV起搏期间的最佳CRI为83.9+/-13％，并且40.2+/-20毫秒的LV预激活处发生。标准装置设置(VV＝0并且AVD为PR间期的约70％)下的CRI为49.9+/-23.2％。最佳整体装置设置下的CRI明显更好，为91.6+/-7.8％(p<0.001)。

平均而言，RVp波前领先于LVp波前约40毫秒，并且原始波前领先于LVp波前约70毫秒。短AVD处的BiV起搏的CRI有助于确定RVp和LVp波前是否同步。BiV起搏的AVD的变化通常不会产生电同步的实质性改善。相比之下，在所研究的所有患者中，从短AVD处开始并用仅LV起搏逐渐增加AVD会产生具有峰值的CRI的剂量依赖性增加，并且然后逐渐降低。具有LV预激活的连续BiV起搏通常通过将LVp波前(通常延迟)移动得远远领先于RVp和/或原始波前来增加CRI。与原始LBBB相比，标准设置(VV＝0，AVD为PR间期的约70％)下的BiV起搏产生约50％的CRI增加，其使用ECG带进行最佳编程可以显著提高到约92％的CRI。

在心房颤动或CHB患者中，没有原始波前与LVp和RVp波前融合，并且因此可以研究纯BiV起搏的影响。这些患者的同时BiV起搏的波前融合程度由LV和RV引线的位置以及LV心肌的传导性质(潜伏期、阻滞、波前传导速度)确定。如通过CRI测量的同步BiV起搏期间的波前融合和抵消在这些患者中为-3.1％到89.2％不等，平均为54％。在所有这些患者中，在RV和LV同时起搏的情况下，RVp波前领先于LVp波前。改善这些患者的波前融合和电同步的唯一编程选项是改变VV延迟。平均约40毫秒的LV预激活导致CRI从54％提高到90％。

在AV结传导完整的患者中，仅LV起搏用于研究LVp波前以及原始波前融合和抵消的效果。在所研究的所有70名患者中，LV起搏对波前融合和抵消产生一致的影响。在非常短的AV延迟下，LVp波前总是领先于原始波前。随着AV延迟逐渐延长，CRI因电融合和抵消的增加而改善，并且被视为首先是后QRS振幅降低，然后是前振幅降低，同时QRSd缩短。大多数(90％)患者在以20毫秒增量评估AV延迟时达到了>80％的峰值CRI。一旦达到峰值CRI，由于原始波前越来越多地移动到LVp波前之前，因此AV延迟的另外的增加导致CRI逐渐降低，并以前后电描记图振幅逐渐增加为例。平均而言，峰值CRI出现在比PR间期短约70毫秒的AV延迟处。尽管峰值CRI出现在原始PR间期的62％的平均AV延迟处，但存在相当大的变化，需要单独优化以实现最佳波前融合。

在恒定VV延迟为0时，AV延迟的变化导致原始波前、RVp波前和LVp波前之间不同程度的融合。在较短的AV延迟下，RVp波前始终先于原始波前，并且患者接受BiV起搏，而原始波前无重大贡献。随着AV延迟增加，原始波前对LV去极化的贡献越来越大。原始波前对LV去极化的贡献可以通过波形形态的变化和CRI的变化来确定，其中典型的反应是由于原始波前和RVp波前的组合提供了更主要的前后波前，因此前波形振幅增加并且CRI降低。一旦AV延迟在约20-30毫秒的原始PR间期内，RVp波前对LV去极化几乎没有贡献，如通过在相同较长AV延迟下使用或不使用RV起搏获得的电描记图之间的形态或CRI没有变化所示。在BiV起搏期间的这些较长AV延迟处，患者有效地接受了与原始传导融合的仅LV起搏，但AV延迟太长，从而导致原始波前比LVp波前占据更大优势。

在同时BiV起搏期间，AV延迟范围内的平均峰值CRI显著低于(p<0.001)相同的AV延迟范围内仅LV起搏期间的平均峰值(63.4％与89.6％)。这可能是因为RVp波前在几乎所有患者中占主导地位，并且明显领先于LVp波前。在没有预激活这些患者的LV引线的情况下，RVp波前(或右侧RVp和原始波前的组合)通常在整个AV延迟范围内保持在LVp波前之前。在短AV延迟处的BiV起搏期间CRI相对较高的患者中，LV预激活仅需20毫秒左右来优化电同步，因为RVp波前仅略领先于LVp波前。在短AV延迟处的BiV起搏期间CRI较低的患者中，LV预激活需要40-60毫秒来优化LV电同步，因为RVp波前远远领先于LVp波前。

如上所述，没有用于优化CRT编程的标准的、广为接受的方法，并且绝大多数患者都处于其最初的CRT装置设置。尽管可以执行12引线ECG优化并且其已被证明是有价值的，上述系统和方法提供了许多益处。例如，由于引线数量增加和后引线的存在，以上系统和方法可以比12引线ECG更好地检测波前融合和抵消的变化。由于LV大部分定位在胸部后方，因此后电极提供了大量前引线无法获得的信息。此处描述的ECG带方法为用于优化CRT提供了许多潜在的益处：其是非侵入性的、实用的、快速的(可以在约30分钟内测试30个设置)，并且不受观察者偏见的影响(所有测量都是自动的)。

图28是用于优化心脏再同步疗法(CRT)治疗(例如，确定一个或多个个性化IMD特性、CRI值和/或最佳CRT治疗)的另一个示例性处理序列900的框图。将参考图1-7中所展示的系统100来描述处理序列900。然而，可以采用任何合适的结构、系统、组件、装置和/或设备。

此外，来自处理序列900的一个或多个框的功能可以类似于来自上述处理序列200-500的框。例如，类似于处理序列200，计算设备140可以接收个性化IMD特性(例如，如AV、BiV和/或VV延迟等IMD延迟特性)的原始测量结果(第一测量结果)和第二测量结果。然后，计算设备140可以确定CRI值和最佳CRT处理(例如，基于引线18、20和/或22之间的波前的抵消应用于IMD 16的最佳延迟)。

另外和/或可替代地，计算设备140可以确定数据结构的信息，如矩阵。所述信息可以指示应用于IMD 16以用于第二测量结果和CRI值的不同延迟。此外，另外和/或可替代地，计算设备140可以生成并使表示CRI值的热图显示。在一些情况下，使用具有CRI值和/或热图的数据结构可以使用户如医生更容易确定最佳CRT治疗。例如，根据CRI值生成的热图可以帮助医生确定IMD 16的最佳设置(例如，医生可以容易地看到用于CRT编程的最佳CRT设置的部分)。在其它情况下，通过使用具有CRI值和/或热图的数据结构可以允许确定最佳CRT治疗的的过程更稳健和标准化。例如，如上所述，没有用于优化CRT编程的标准的、广为接受的方法。如此，数据结构的信息可以指示优先级，如总是获取、通常获取和/或有时获取，这可以帮助使用于优化CRT编程的过程标准化。

在操作中，在框902处，计算设备140可以接收对应于患者14的一个或多个输入变量(例如，患者类别和/或IMD装置类型)和/或一个或多个第一组测量结果(例如，原始测量结果)。例如，类似于以上框202，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收一个或多个原始测量结果。例如，当IMD 16的引线18、20和/或22断开时，测量电极112和/或114可以测量如患者的心脏12的心脏激活信号(例如，去极化和/或复极化)等电信息。测量电极112和/或114可以向接口/放大器电路系统116提供电信息。接口/放大器电路系统116可以放大信号，并且然后将信号提供给计算设备140。

另外和/或可替代地，类似于以上框302，计算设备140可以接收对应于患者如患者14的一个或多个输入变量(例如，用户输入)。例如，计算设备140可以从输入设备142接收患者14的姓名、患者14的出生日期、IMD 16植入患者14的日期、心力衰竭(HF)病因(例如，缺血性心肌病(ICM)、非缺血性心肌病(NICM)和/或其它)、患者类别和/或IMD装置类型(例如，IMD 16的制造商)。患者类别可以包含但不限于心房颤动/扑动(AF)、完全性心脏传导阻滞(CHB)、左束支传导阻滞(LBBB)、心室间传导延迟(IVCD)、右心室起搏(RVP)、狭窄和/或右束支传导阻滞(RBBB)。在一些情况下，如以上框306处所描述的，基于接收到的原始测量结果，计算设备140可以确定患者类别(例如，LBBB、RBBB、IVCD、RVP、狭窄、CHB和/或AF)。

在框904处，基于输入变量和/或原始测量结果，计算设备140可以确定与数据结构(例如，模板、表格、矩阵和/或另一种类型的数据类型或结构)相关并指示对应于心房引线(例如，RA引线22)、LV引线20和/或RV引线18的延迟的信息。例如，RA引线22、LV引线20和RV引线18的延迟可以包含但不限于从RA引线22到RV引线18的延迟(A-RV延迟)和/或从RA引线22到LV引线20的延迟(A-LV延迟)。

图29和30示出了使用两个不同输入变量的两个患者的示例性数据结构。例如，在数据结构1000中，患者使用的是第一装置类型，其中心房起搏AV延迟(PAV)160毫秒(例如，从心房起搏或RA引线18起搏)处的VV-20毫秒意指A-RV为180毫秒并且A-LV为160毫秒。在矩阵1010中，患者使用的是第二装置类型，其中心房感测AV延迟(SAV)100毫秒(例如，从心房感测的，RA引线18感测的)处的VV-20毫秒意指A-RV为100毫秒并且A-LV为80毫秒。换句话说，图29示出了矩阵1000，其中x轴1002指示A-LV延迟并且y轴1004指示来自A-RV延迟的延迟。A-LV延迟可以是原始脉冲(IMD 16以AS模式操作)/RA引线22产生的脉冲(IMD 16以AP模式操作)与LV引线20产生的脉冲(例如，LV脉冲)之间的延迟或时间差异。A-RV延迟可以是原始脉冲(IMD 16以AS模式操作)/RA引线22产生的脉冲(IMD 16以AP模式操作)与RA引线18产生的脉冲(例如，RA脉冲)之间的延迟或时间差异。如果A-LV延迟与A-RV延迟相同(例如，左下方条目示出A-LV延迟为140毫秒并且A-RV延迟为140毫秒)，则其是以上描述的同时BiV延迟(例如，140毫秒的BiV延迟)。如果它们不同，则是具有VV延迟的BiV延迟。例如，示出了140毫秒的A-LV和160毫秒的A-RV的条目意指存在140毫秒的PAV延迟和-20毫秒的VV延迟。同样，示出了200毫秒的A-LV和240毫秒的A-RV的条目意指存在200毫秒的PAV延迟和-40毫秒的VV延迟。顶部条目示出了仅LV延迟特性(例如，示出200毫秒的A-LV的条目是200毫秒的仅LV延迟)。右侧条目示出了仅RV延迟特性(例如，示出200毫秒的A-RV的条目是200毫秒的仅RV延迟)。图30示出了第二患者14的另一个矩阵1010，其中x轴1002指示A-LV延迟并且y轴1004指示A-RV延迟。

在一些实例中，指示延迟的信息可以包含如总是获取、通常获取和/或有时获取等优先级信息。计算设备140可以使用患者类别、装置类型和/或原始测量结果来确定优先级信息。

在一些变型中，计算设备140可以基于患者类别、IMD装置类型和/或原始测量结果来确定指示数据结构的延迟的信息。例如，计算设备140可以基于患者类别、IMD装置类型和/或第一组测量结果来确定患者14的不同A-LV延迟和/或A-RV延迟。例如，参考图29，计算设备140可以基于确定IMD 16是第一IMD装置类型来确定A-LV和/或A-RV延迟和/或生成矩阵1000。参考图30，计算设备140可以基于确定IMD 16是第二IMD装置类型来确定A-LV和/或A-RV延迟和/或生成矩阵1010。

另外和/或可替代地，计算设备140可以基于患者类别、IMD装置类型和/或原始测量结果改变每个条目之间的增量(例如，图29和30中所示的10毫秒增量与20毫秒增量)。另外和/或可替代地，计算设备140可以基于患者14的PR间期确定最大延迟(例如，A-RV延迟和/或A-LV延迟)。例如，参考图29，如果计算设备140确定患者14的PR间期为300毫秒，则计算设备140可以将最大A-RV延迟和/或A-LV延迟确定为280毫秒。计算设备140可以使用最大延迟和/或每个条目之间的增量来确定患者14的不同A-LV延迟和/或A-RV延迟。

另外和/或可替代地，计算设备140可以基于患者类别、IMD装置类型和/或第一组测量结果来确定数据结构的大小(例如，9×9矩阵、8×8矩阵、7×7矩阵等)。另外和/或可替代地，计算设备140可以基于患者类别、IMD装置类型和/或第一组测量结果来确定数据结构的大小(例如，9×9矩阵、8×8矩阵、7×7矩阵等)。

另外和/或可替代地，如果输入变量和/或原始测量结果指示AF和/或CHB，则计算设备140可以生成第一数据结构类型(例如，第一矩阵)。如果输入变量和/或原始测量结果指示LBBB、IVCD、RVp、狭窄QRS，则计算设备140可以生成第二数据结构类型或不同的数据结构类型。此外，如果输入变量和/或原始测量结果指示RBBB，则计算设备140可以生成不同于第一数据结构或第二数据结构的第三数据结构类型。

在一些情况下，包含延迟和优先级的不同数据结构的信息可以存储在存储器152中。例如，对于每种类型的装置，存储器152可以针对每个患者类别存储不同的信息。不同的信息可以包含数据结构的大小、A-LV和A-RV延迟以及不同的优先级。例如，计算设备140可以确定IMD 16是第一类型的装置并且患者类别是LBBB。计算设备140可以从存储器152中检索用于第一类型的装置和患者类别LBBB的信息，所述信息可以指示数据结构的大小(例如，8×8矩阵)和具有不同优先级的条目，如图29中所示的总是获取1020、通常获取1022和有时获取1024的优先级。然后，基于测得的PR间期，计算设备140可以确定最大A-RV和A-LV延迟(例如，如果PR间期是300毫秒，则最大A-RV和A-LV延迟是280毫秒)。之后，计算设备140可以使用如预编程的、预定义的和/或用户定义的间期来填充A-RV和A-LV延迟的其它部分(例如，将280毫秒延迟减少20毫秒，降至140毫秒)。

此外，如果计算设备140确定IMD 16是第一类型的装置并且患者类别是RBBB，则计算设备140可以从存储器152中检索用于第一类型的装置和患者类别的不同信息。例如，计算设备140可以检索对应于图30中所示的数据结构1010的信息(例如，7×7矩阵大小和具有总是获取1020、通常获取1022、有时获取1024和不可用1026的优先级的条目)。然后，基于测得的PR间期，计算设备140可以确定最大A-RV和A-LV延迟(例如，如果PR间期是200毫秒，则最大A-RV和A-LV延迟是180毫秒)。之后，计算设备140可以使用如预编程的、预定义的和/或用户定义的间期来填充A-RV和A-LV延迟的其它部分(例如，将180毫秒延迟减少20毫秒，降至60毫秒)。

在框906处，计算设备140可以基于在数据结构中过滤指示延迟的条目和/或对其进行优先级划分来确定个性化IMD特性。例如，来自生成的数据结构的条目可以具有不同的优先级(例如，第一、第二、第三等排名或优先级)。基于对应的优先级，计算设备140可以确定要使用的个性化IMD特性。如前所述以及将在以下进一步详细描述的，计算设备140向IMD16提供(例如，直接和/或通过对IMD 16的用户输入显示和提供)个性化IMD特性。然后，基于个性化IMD特性，计算设备140接收第二组测量结果，基于所述测量结果确定CRI值，并确定最佳CRT治疗。

参考图29，数据结构或矩阵1000可以具有如总是获取1020等第一优先级或高优先级、如通常获取1022等第二优先级以及如有时获取1024等第三优先级。参考图30，数据结构或矩阵1010可以具有如总是获取1020等第一优先级或高优先级、如通常获取1022等第二优先级、如有时获取1024等第三优先级以及如不可用1026等第四优先级。

在一些实例中，计算设备140可以接收指示要用于过滤条目和确定个性化IMD特性的优先级或选择的用户输入。例如，计算设备140可以使数据结构显示在显示器132上。然后，计算设备140可以接收指示如总是获取1020和通常获取1022等选择的用户输入。计算设备140可以确定如数据结构1000或1010等数据结构内具有指示总是获取1020和通常获取1022的对应优先级的条目。

在一些情况下，数据结构可以预编程和/或预定义以过滤条目。例如，计算设备140可以将个性化IMD特性确定为具有如总是获得1020等第一优先级的条目。另外和/或可替代地，计算设备140可以接收指示如通常获取1022等第二优先级的用户输入。基于用户输入，计算设备140可以将对应于通常获取1022的条目添加到个性化IMD特性中。

另外和/或可替代地，计算设备140可以接收指示要选择的另外的条目和/或要去除的条目的用户输入。例如，计算设备140可以接收指示将对应于有时获取1024的一个或多个条目(例如，160毫秒的A-LV和140毫秒的A-RV条目)添加到个性化IMD特性的用户输入。计算设备140可以将160毫秒的A-LV和140毫秒的A-RV条目添加到个性化IMD特性。另外和/或可替代地，计算设备140可以接收指示从个性化IMD特性中去除对应于通常获取1022的一个或多个条目(例如，140毫秒的A-LV和200毫秒的A-RV条目)的用户输入。

在框910处，基于根据框906确定的个性化IMD特性，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收对应于所确定的IMD特性的第二组测量结果(例如，第二测量结果)。框910的功能可以类似于上述框206。例如，在框908处，计算设备140可以确定多个不同特性(例如，来自如结构1000等数据结构的多个不同延迟)。IMD 16可以接收和/或应用个性化IMD特性。响应于应用每个个性化IMD特性，计算设备140可以从测量电极112和/或114接收针对对应的个性化IMD特性的一组第二测量结果。

在一些实例中，计算设备140可以对要应用于IMD 16的个性化IMD特性进行分类。例如，计算设备140可以最初应用仅LV个性化IMD特性(例如，来自数据结构1000的顶行条目)。然后，计算设备140可以应用具有相同A-LV延迟的条目(例如，在数据结构1000内逐列移动)。

在框912处，计算设备140可以确定测量结果的CRI值和/或使用CRI值和指示延迟的信息填充数据结构。框912的功能类似于以上框208。例如，计算设备140可以基于第一测量结果(例如，原始测量结果)与第二测量结果(例如，具有对应的个性化IMD特性的测量结果)之间的比较来确定CRI值。在确定CRI值之后，计算设备140可以为数据结构如结构1000中的每个对应条目填充CRI值。例如，计算设备140可以使用与140毫秒的A-LV和140毫秒的A-RV相对应的第二测量结果以及原始测量结果来确定如上所述的CRI值。然后，计算设备140可以用所确定的CRI值填充140毫秒的A-LV和140毫秒的A-RV条目。对于所确定的IMD特性中的每个特性，计算设备140可以用其CRI值来填充数据结构如结构1000的对应条目。

在框914处，计算设备140可以在如显示器132等显示装置上生成和/或使如结构1000等数据结构的图形表示显示。图形表示可以是任何类型的图形表示，如图形、图表、热图等。在一些情况下，计算设备140可能不接收如数据结构1010等数据结构内的条目中的每个条目的CRI值。如此，计算设备140可以使用最佳拟合计算(例如，最佳拟合曲线、最佳拟合线、平均值等)来填充数据结构并生成图形表示。例如，对于具有不可用1026优先级的条目，计算设备140可能不接收其CRI值。在这种情况下，计算设备140对这些条目使用最佳拟合计算并基于最佳拟合计算生成图形表示。

图31-33示出了经填充的数据结构的示例性图形表示。图31示出了如结构1000等经填充的数据结构的3-D热图1020。例如，计算设备140可以使3-D热图1020显示在显示器132上。3-D热图1020包含x轴上的A-LV间期1002、y轴上的A-RV间期1004以及z轴上的CRI(％)1006。此外，图例1008示出了来自数据结构1000的不同条目的对应CRI值。

图32示出了计算设备140可以使其显示在显示器132上的如结构1000等经填充的数据结构的另一个热图1030。此外，计算设备140可以在显示器132上生成和/或使其它各种标记显示。例如，计算设备140可以使标记1032和1034显示。标记1032可以表示没有VV延迟的BiV条目(例如，A-RV和A-LV延迟相同)。标记1034可以表示仅LV条目(例如，来自数据结构1000的顶行)。

计算设备140还可以使标记1036(例如，CRI最佳曲线)和标记1050显示。标记1050表示用户/医生在对IMD 16进行编程时使用的编程窗口。换句话说，标记1050示出了CRI值高于某个CRI阈值(例如，80％)的区域。这些区域可以用于要在IMD 16中进行编程的最佳CRT治疗设置。例如，根据数据结构1000，计算设备140可以确定CRI值超过预定义、预先确定和/或用户定义的阈值(例如，80％)的条目。然后，计算设备140可以生成并使如1036等指示超过阈值的条目的标记显示。换句话说，计算设备140可以使穿过数据结构的图形表示(例如，热图1030)的部分的中心的曲线显示。标记1036可以包含3个不同的区段1044、1046和1048。区段1044表示原始脉冲与LV引线20脉冲之间的最佳融合和/或抵消。区段1046表示原始脉冲、LV引线20脉冲与RV引线18脉冲之间的最佳融合和/或抵消。区段1048表示RV引线18脉冲与LV引线20脉冲之间的最佳融合和/或抵消。

另外和/或可替代地，计算设备140可以使标记1038、1040和1042(例如，A、B和C)显示。标记1038表示RV与LV延迟之间的最佳IMD特性(例如，IMD 16的最佳VV延迟设置)。标记1040表示原始测量结果与最佳LV延迟(在仅LV起搏期间)之间的最佳IMD特性。标记1042表示原始测量结果与最佳RV延迟之间的最佳IMD特性。

在框916处，计算设备140可以确定是否生成新的数据结构和/或图形表示。在一些变型中，基于来自数据结构的CRI值低于阈值(例如，低于80％)，计算设备140可以确定生成新的数据结构和/或图形表示。然后，处理序列900可以移回到框904。例如，如果来自数据结构的条目的所有个性化IMD特性都低于阈值，则计算设备140可以确定生成新的数据结构。否则，处理序列可以移动到框918。

另外和/或可替代地，基于接收到的指示需要新数据结构和/或图形表示的用户输入，计算设备140可以确定生成新数据结构和/或图形表示。此外，如以下所讨论的，用户输入可以指示新类型的信息，如不同的IMD 16配置(例如，心房感测、心房起搏、不同的阴极/阳极对)。然后，处理序列900可以移回到框904。

在框918处，计算设备140可以基于生成的图形表示和/或经填充的数据结构确定一种或多种最佳CRT治疗和/或提供信息以施用CRT治疗。框918的功能可以类似于上述框210并且在图11中进一步描述。例如，计算设备140可以使所生成的数据结构的图形表示显示在显示装置132上。基于所生成的图形表示，计算设备140可以接收指示最佳CRT治疗的用户输入。计算设备140可以向IMD 16提供指示最佳CRT治疗的信息。换句话说，计算设备140可以将IMD 16设置为所确定的最佳CRT治疗(例如，RA引线22、LV引线20与RV引线18之间的延迟)。然后，处理序列900可以结束。

如果处理序列900移回到框904，则计算设备140可以确定与数据结构相关并指示对应于RA引线22、LV引线20和/或RV引线18的延迟的新信息。例如，新信息可以包含以不同模式操作IMD 16(例如，改变用于CRI值的电极向量和/或将模式从AS改变为AP或反之亦然)和/或确定新延迟(例如，A-RV和/或A-LV延迟)。计算设备140可以自动和/或基于用户输入来确定新信息。例如，计算设备140可以从如存储器152等存储器检索指令，和/或指示新信息。另外和/或可替代地，计算设备140可以接收指示新信息的用户输入。

在一些情况下，新信息可以包含以不同模式操作IMD 16。例如，如果IMD 16在之前的迭代中以第一模式(例如，AS模式)操作，则计算设备140可以(例如，直接和/或通过显示器132和对IMD 16的用户输入)向IMD 16提供以新模式或第二模式(例如，AP模式)操作的指令。计算设备140可以基于以新模式操作的IMD 16来应用个性化IMD特性并接收第二组测量结果。

换句话说，如果最初，当IMD 16处于AS模式时(例如，RA引线22正在感测波前的原始信号)执行应用于IMD 16以获取CRI值的第二组测量结果的个性化IMD特性，则对于下一次迭代(例如，移回框904)，计算设备140可以在AP模式(例如，RA引线22正在为波前提供信号)下应用个性化IMD特性。如果原始的第二组测量结果是当IMD 16处于AP模式时，则计算设备140可以在AS模式下应用个性化IMD特性。另外和/或可替代地，计算设备140可以为第二次迭代的IMD 16确定新的A-LV和/或A-RV延迟、间期、大小等。

在一些情况下，如果IMD 16在先前的迭代中使用第一电极向量，则计算设备140可以(例如，直接和/或通过显示器132和对IMD 16的用户输入)向IMD 16提供使用第二电极向量的指令。计算设备140可以基于使用第二电极向量的IMD 16来应用个性化IMD特性并接收第二组测量结果。

换句话说，在第一次迭代中，计算设备140确定第一向量(例如，来自如LV引线20等引线的一个或多个起搏电极，如电极40、42、44、45、46、47、48、50)，以应用来自数据结构的个性化IMD特性。例如，对于第一次迭代，计算设备140可以确定接通LV引线20的电极44以施加起搏脉冲。对于第二次迭代，计算设备140可以确定新的向量或第二向量(例如，来自LV引线20的电极47)以施加起搏脉冲。处理序列900可以连续地重复并将不同的向量应用到IMD16以确定个性化IMD特性的不同CRI值。140可以为以第二模式操作的IMD16生成新的数据结构(例如，包含新的A-LV和/或A-RV延迟、间期、大小等的新矩阵)。

在一些情况下，计算设备140可以(例如，直接和/或通过显示器132和对IMD 16的用户输入)向IMD 16提供应用不同多点起搏配置的指令。对于多点起搏，2个不同的LV电极(例如，44、45、46、47)用作阴极，其中每个电极的起搏刺激之间的时间延迟可变。例如，计算设备140可以调整来自LV引线20的如电极44和46等两个或更多个阴极的定时，并指示这2个引线何时发射其LV脉冲以与RV引线/原始会合。与单点起搏(例如，使用1个LV引线电极)相比，计算设备140可以使用针对多点起搏的数据结构和/或数据结构的信息。

图33示出了如结构1010等经填充的数据结构的3-D热图1060。例如，计算设备140可以使3-D热图1060显示在显示器132上。3-D热图1060包含x轴上的A-LV间期1002、y轴上的A-RV间期1004以及z轴上的CRI(％)1006。如所示出的，图形表示1060不包含任何高于60％的CRI值。这可能是由于电极引线(LV引线20)处于次优(通常是前部)位置，使得无法实现足够的波前融合和抵消。例如，返回参考13，如果LV引线20定位在更靠近底部或前部的位置，则LV引线20脉冲将开始更靠近中心线653。如此，来自引线20的脉冲可能永远不会与来自RV引线18的脉冲和/或左心室的中心653处的原始脉冲最佳地抵消。

如果在从如电极44-48等不同的LV电极起搏时获取类似的数据结构并且仍然没有CRI值高于某个阈值(例如60％)，则LV引线20可能定位不良，并且需要考虑可能的LV引线替换。换句话说，计算设备140可以通过处理序列900的几次迭代并且生成用于新数据结构和新图形表示的新信息。如果计算设备140确定没有能够使用的最佳CRT治疗设置(例如，CRI值低于如60％等阈值)，则计算设备140可以确定LV引线20定位不当。之后，计算设备140可以使指示LV引线20定位不良的提示显示。通过显示提示，医生可以将患者的LV引线20移动到更佳的位置并获取更好的CRI值/最佳CRT治疗设置。

本公开中描述的技术(包含归属于IMD 16、计算设备140和/或各种组成组件的技术)可以至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合的形式来实施。例如，所述技术的各个方面可以在如在医师或患者编程器等编程器、刺激器、图像处理装置或其它装置中具体化的一个或多个处理器内实施，所述一个或多个处理器包含一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其它等效的集成或离散逻辑电路系统以及此类组件的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路系统”总体可以指代前述逻辑电路系统单独或与其它逻辑电路系统的组合或任何其它等效的电路系统中的任何电路系统。

此类硬件、软件和/或固件可以在同一装置内或在单独的装置内实现，以支持本公开中描述的各种操作和功能。另外，任何所描述的单元、模块或组件可以一起或以离散但可互操作的逻辑装置的形式单独实施。将不同特征描绘为模块或单元旨在突出不同的功能方面，而不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件组件来实施。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以由单独的硬件或软件部件来执行，或者集成在共用的或单独的硬件或软件部件中。

当以软件实施时，归因于本公开中所描述的系统、装置和技术的功能可以体现为如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪速存储器、磁数据存储介质、光学数据存储介质等计算机可读介质上的指令。可以由处理电路系统和/或一个或多个处理器执行指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。

如本文所描述的，示例性系统、方法和界面可以用于在评估患者的心脏健康或状况和/或评估心脏疗法(例如，在植入期间或植入之后，目前递送到患者的心脏疗法)时向用户提供非侵入性协助。进一步地，示例性系统、方法和界面可以用于辅助用户配置正在递送给患者的心脏疗法。例如，示例性系统、方法和界面可以用于测试多种不同的心脏疗法设置并通过图形用户界面向用户呈现各种心脏疗法设置的结果。进一步地，例如，示例性系统、方法和界面可以测试多种不同的心脏疗法设置并向用户呈现一种或多种有效的心脏疗法设置。在至少一个实施例中，示例性系统、方法和界面可以自动对心脏疗法设备进行编程以使用有效的心脏疗法设置。

本公开的以上具体实施方式和其中描述的实例仅出于说明和描述的目的呈现，而非作为限制。因此，设想了本公开覆盖落入以上公开的和本文要求保护的基本基础性原理的精神和范围内的任何和所有修改、变化或等效物。

Claims (50)

1.一种用于患者的心脏再同步的系统，所述系统包括：

一个或多个处理器，所述一个或多个处理器被配置成与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信；以及

有形的非暂时性存储介质，所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；

接收一个或多个输入变量；

基于所述一个或多个输入变量确定对应于数据结构并指示与心房引线、左心室(LV)引线和右心室(RV)引线相关联的延迟的信息；

基于所述对应于所述数据结构的信息确定多个个性化特性；

基于所述多个个性化特性从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果；

使用所述第一组电测量结果和所述多个第二组电测量结果确定心脏再同步指数(CRI)值；

基于所述CRI值和所述指示所述延迟的信息填充所述数据结构；

基于经填充的数据结构生成图形表示；并且

使对应于所述经填充的数据结构的所述图形表示显示在显示装置上。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述对应于所述数据结构的信息指示多个条目，其中所述多个条目中的每个条目与所述IMD的右心房(RA)引线到所述IMD的左心室(LV)引线的第一延迟特性以及所述IMD的所述RA引线到所述IMD的右心室(RV)引线的第二延迟特性相关联。

3.根据权利要求2所述的系统，其中所述多个条目的第一子集与多个仅LV引线的延迟特性相关联，并且其中所述多个条目的第二子集与多个不具有心室-心室(VV)延迟特性的双心室(BiV)引线特性相关联。

4.根据权利要求2所述的系统，其中所述多个条目的第一子集与第一优先级相关联，并且其中所述确定所述多个个性化特性包括基于所述第一优先级过滤所述多个条目。

5.根据权利要求4所述的系统，其中所述多个条目的第二子集与第二优先级相关联，并且其中所述确定所述多个个性化特性进一步包括：

接收指示所述第二优先级的用户输入；以及

将所述多个条目的对应于所述第二优先级的所述第二子集包含到所述多个个性化特性中。

6.根据权利要求4所述的系统，其中所述确定所述多个个性化特性进一步包括：

接收指示来自所述多个条目的一个或多个条目的用户输入；以及

将来自所述多个条目的所述一个或多个条目包含到所述多个个性化特性中。

7.根据权利要求2所述的系统，其中基于所述经填充的数据结构生成所述图形表示包括基于所确定的CRI值、所述第一延迟特性和所述第二延迟特性生成热图。

8.根据权利要求7所述的系统，其中所述使所述图形表示显示包括使所述热图和一个或多个视觉标记显示，其中所述一个或多个视觉标记指示与来自所述多个个性化特性的个性化特性相对应的至少一种最佳心脏再同步疗法(CRT)治疗。

9.根据权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个输入变量指示对应于所述患者的心脏状况的患者类别，并且其中所述确定所述对应于所述数据结构并指示所述延迟的信息是基于所述患者类别的。

10.根据权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个输入变量指示所述IMD的装置类型，并且其中所述确定所述对应于所述数据结构并指示所述延迟的信息是基于所述IMD的所述装置类型的。

11.根据权利要求1所述的系统，其中所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

确定对应于所述数据结构并指示所述延迟的新信息，其中所述新信息指示以不同模式操作所述IMD；

从所述多个测量电极并基于所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息接收指示施加到所述患者的心脏的第三电信号的多个第三组电测量结果；

使用所述第一组电测量结果和所述多个第三组电测量结果确定新的CRI值；

基于所述新的CRI值和所述新信息填充所述数据结构；

基于经填充的数据结构生成新的图形表示；并且

使所述新的图形表示显示在所述显示装置上。

12.根据权利要求11所述的系统，其中新信息指示对应于所述心房引线、所述LV引线和所述RV引线的新延迟。

13.根据权利要求11所述的系统，其中所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息包括将所述IMD从心房感测模式切换到心房起搏模式。

14.根据权利要求11所述的系统，其中所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息包括将所述IMD从心房起搏模式切换到心房感测模式。

15.根据权利要求11所述的系统，其中所述指示以所述不同模式操作所述IMD的新信息包括将所述IMD从与左心室(LV)引线的第一电极相对应的第一电极向量切换到与所述LV引线的第二电极相对应的第二电极向量。

16.根据权利要求11所述的系统，其中所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

确定所述CRI值，并且所述新的CRI值低于阈值；并且

基于所述CRI值和所述新的CRI值低于所述阈值，使指示所述LV引线处于次优位置的提示显示。

17.一种用于患者的心脏再同步的方法，所述方法包括：

从多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；

接收一个或多个输入变量；

基于所述一个或多个输入变量确定对应于数据结构并指示与心房引线、左心室(LV)引线和右心室(RV)引线相关联的延迟的信息；

基于所述对应于所述数据结构的信息确定多个个性化特性；

基于所述多个个性化特性从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果；

使用所述第一组电测量结果和所述多个第二组电测量结果确定心脏再同步指数(CRI)值；

基于所述CRI值和所述指示所述延迟的信息填充所述数据结构；

基于经填充的数据结构生成图形表示；以及

使对应于所述经填充的数据结构的所述图形表示显示在显示装置上。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述对应于所述数据结构的信息指示多个条目，其中所述多个条目中的每个条目与所述IMD的右心房(RA)引线到所述IMD的左心室(LV)引线的第一延迟特性以及所述IMD的所述RA引线到所述IMD的右心室(RV)引线的第二延迟特性相关联。

19.一种非暂时性计算机可读介质，其存储由并入到系统中的一个或多个处理器执行的指令，其中由所述一个或多个处理器执行所述指令使所述一个或多个处理器：

从多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；

接收一个或多个输入变量；

基于所述一个或多个输入变量确定对应于数据结构并指示与心房引线、左心室(LV)引线和右心室(RV)引线相关联的延迟的信息；

基于所述对应于所述数据结构的信息确定多个个性化特性；

基于所述多个个性化特性从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果；

使用所述第一组电测量结果和所述多个第二组电测量结果确定心脏再同步指数(CRI)值；

基于所述CRI值和所述指示所述延迟的信息填充所述数据结构；

基于经填充的数据结构生成图形表示；并且

使对应于所述经填充的数据结构的所述图形表示显示在显示装置上。

20.根据权利要求19所述的非暂时性计算机可读介质，其中所述对应于所述数据结构的信息指示多个条目，其中所述多个条目中的每个条目与所述IMD的右心房(RA)引线到所述IMD的左心室(LV)引线的第一延迟特性以及所述IMD的所述RA引线到所述IMD的右心室(RV)引线的第二延迟特性相关联。

21.一种用于患者的心脏再同步的系统，所述系统包括：

一个或多个处理器，所述一个或多个处理器与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信；以及

有形的非暂时性存储介质，所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的原始电能的第一组电测量结果；

从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的所述原始电能和由至少一个引线施加到所述患者的心脏的电能的多个第二组电测量结果，所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果对应于不同特性；

基于所述第一组电测量结果确定第一电不同步值；

基于所述多个第二组电测量结果确定多个第二电不同步值；

基于所述第一组电测量结果与所述多个第二组电测量结果的比较确定多个心脏再同步指数值；并且

基于所述多个心脏再同步指数值提供施用心脏再同步疗法(CRT)的信息。

22.根据权利要求21所述的系统，其进一步包括：

显示装置，并且

其中所述提供所述信息包括提供使所述多个心脏再同步指数值中的至少一个心脏再同步指数值显示在所述显示装置上的一个或多个指令。

23.根据权利要求21所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线，并且其中接收所述第一组电测量结果包括在所述左引线不向所述患者的心脏提供电能的情况下接收指示所述患者的心脏的电特性的所述第一组电测量结果。

24.根据权利要求23所述的系统，其中接收所述多个第二组电测量结果包括在所述左引线向所述患者的心脏提供电能的情况下接收指示所述患者的心脏的所述电特性的所述多个第二组电测量结果。

25.根据权利要求21所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右侧部分的右引线，并且其中接收所述多个第二组电测量结果包括在所述左引线和所述右引线向所述患者的心脏提供电能的情况下接收指示所述患者的心脏的电特性的所述多个第二组电测量结果。

26.根据权利要求21所述的系统，其中所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

基于所述第一组电测量结果确定基于所述第一组电测量结果应用于所述至少一个引线的多个特性，

其中所述多个特性包括所述不同特性中的每个特性，并且

其中接收所述多个第二组电测量结果是基于所述多个特性的。

27.根据权利要求26所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右侧部分的右引线，并且其中所述多个特性包括多个心房-心室(AV)延迟。

28.根据权利要求27所述的系统，其中所述多个AV延迟对应于所述左引线向所述患者的心脏施加所述电能的多个左心室(LV)延迟。

29.根据权利要求27所述的系统，其中所述多个AV延迟对应于所述左引线和所述右引线向所述患者的心脏施加所述电能的多个双心室(BiV)延迟。

30.根据权利要求26所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左侧部分的左引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右侧部分的右引线，并且其中所述多个特性包括多个心室-心室(VV)延迟。

31.根据权利要求21所述的系统，其中所述多个测量电极少于40个电极。

32.根据权利要求31所述的系统，其中所述多个测量电极少于20个电极。

33.根据权利要求31所述的系统，其中所述多个测量电极包括多个前电极和多个后电极，并且其中所述多个前电极少于十个电极并且所述多个后电极少于10个电极。

34.一种用于患者的心脏再同步的系统，所述系统包括：

一个或多个处理器，所述一个或多个处理器与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信；以及

有形的非暂时性存储介质，所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第一电信号的第一组电测量结果；

响应于向可植入医疗装置提供指示至少一个引线的多个参数的一个或多个第一指令，从所述多个测量电极接收指示施加到所述患者的心脏的第二电信号的多个第二组电测量结果；

基于将所述第一组电测量结果与所述多个第二组电测量结果进行比较来确定多个心脏再同步指数值；

基于所述多个心脏再同步指数值从所述多个参数中确定优化参数；并且

向所述可植入医疗装置提供基于所述优化参数施用心脏再同步疗法(CRT)的一个或多个第二指令。

35.根据权利要求34所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右心室的右心室引线，并且其中所述有形的非暂时性存储介质进一步包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

向所述可植入医疗装置提供使所述可植入医疗装置不向所述左心室引线和所述右心室引线提供电能的一个或多个第三指令，并且

其中接收所述第一组电测量结果是基于提供所述一个或多个第三指令的。

36.根据权利要求34所述的系统，其中所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果与来自所述多个参数的不同参数相关联。

37.根据权利要求36所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线，并且其中所述多个参数包括所述左心室引线的多个心房-心室(AV)时间延迟。

38.根据权利要求36所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右心室的右心室引线，并且其中所述多个参数包括所述左心室引线和所述右心室引线的多个心房-心室(AV)时间延迟。

39.根据权利要求36所述的系统，其中所述至少一个引线包括操作性地耦接到所述患者的心脏的左心室的左心室引线和操作性地耦接到所述患者的心脏的右心室的右心室引线，并且其中所述多个参数包括所述左心室引线和所述右心室引线的心房-心室时间延迟和多个心室-心室(VV)时间延迟。

40.根据权利要求36所述的系统，其中确定所述多个心脏再同步指数值包括：

确定所述第一组电测量结果的第一不同步测量结果；

确定所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果的多个第二不同步测量结果；以及

基于将所述第一不同步测量结果与所述多个第二不同步测量结果中的每个不同步测量结果进行比较来确定所述多个心脏再同步指数值。

41.根据权利要求40所述的系统，其中所述多个测量电极包括多个前电极和多个后电极，其中所述第一组电测量结果包括来自所述多个前电极的多个前测量结果和来自所述多个后电极的多个后测量结果，并且其中确定所述第一不同步测量结果是基于将所述多个前测量结果与所述多个后测量结果进行比较的。

42.根据权利要求40所述的系统，其中所述多个测量电极包括多个前电极和多个后电极，其中所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果包括来自所述多个前电极的多个前测量结果和来自所述多个后电极的多个后测量结果，并且其中确定所述多个第二不同步测量结果中的每个不同步测量结果是基于将对应的第二不同步测量结果与所述第一不同步测量结果进行比较的。

43.根据权利要求44所述的系统，其中所述至少一个引线包括一个或多个电极，并且其中所有所述一个或多个电极提供所述第二电信号。

44.根据权利要求44所述的系统，其中所述至少一个引线包括一个或多个电极，并且其中所述一个或多个电极中的至少一个电极提供所述第二电信号。

45.一种用于患者的心脏再同步的系统，所述系统包括：

一个或多个处理器，所述一个或多个处理器与操作性地耦接到所述患者的多个测量电极进行通信；

显示装置，所述显示装置与所述一个或多个处理器进行通信；以及

有形的非暂时性存储介质，所述有形的非暂时性存储介质包括指令，所述指令当由所述一个或多个处理器执行时使所述一个或多个处理器：

在来自可植入医疗装置的至少一个引线不向所述患者的心脏提供电能的情况下从所述多个测量电极接收指示所述患者的心脏的电特性的第一组电测量结果；

在所述至少一个引线向所述患者的心脏提供电能的情况下从所述多个测量电极接收指示所述患者的心脏的电特性的多个第二组电测量结果，所述多个第二组电测量结果中的每个电测量结果指示所述可植入医疗装置的不同特性；

基于将所述第一组电测量结果与所述多个第二组电测量结果进行比较来确定多个心脏再同步指数值，其中所述多个心脏再同步指数值对应于所述可植入医疗装置的所述不同特性；并且

使图像显示在所述显示装置上，所述图像指示所述多个心脏再同步指数值。

46.根据权利要求45所述的系统，其中所述不同特性包括多个心房-心室(AV)延迟，

其中所述图像包括具有所述多个AV延迟的所述多个心脏再同步指数值的图形表示，并且

其中所述多个心脏再同步指数值中的每个心脏再同步指数值都具有来自所述多个AV延迟的对应AV延迟。

47.根据权利要求45所述的系统，其中所述不同特性包括多个双心室(BiV)延迟和多个仅左心室引线(仅LV)延迟，

其中所述图像包括具有所述多个Bi-V延迟和所述多个仅LV延迟的所述多个心脏再同步指数值的图形表示，并且

其中所述多个心脏再同步指数值中的每个心脏再同步指数值具有来自所述多个Bi-V延迟的对应Bi-V延迟或来自所述多个仅LV延迟的对应仅LV延迟。

48.根据权利要求45所述的系统，其中所述不同特性包括多个心室-心室(VV)延迟，

其中所述图像包括具有所述多个VV延迟的所述多个心脏再同步指数值的图形表示，并且

其中所述多个心脏再同步指数值中的每个心脏再同步指数值都具有来自所述多个VV延迟的对应VV延迟。

49.根据权利要求45所述的系统，其中所述图像包括来自所述可植入医疗装置的左引线的第一信号、来自所述可植入医疗装置的右引线的第二信号以及对应于所述患者的心脏的原始信号的第三信号的图形表示。

50.根据权利要求49所述的系统，其中所述使所述图像显示在所述显示装置上包括使传播通过所述患者的心脏的第二图形表示的第一波前、第二波前和第三波前的动画显示，

其中所述第一波前对应于所述第一信号，

其中所述第二波前对应于所述第二信号，并且

其中所述第三波前对应于所述第三信号。

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