CN116194039A - 与imd互操作的ecg带系统 - Google Patents

Abstract

电极设备包括便携式放大器和要安置在患者的皮肤近侧的多个外部电极。便携式计算设备可操作地联接到该电极设备。该便携式计算设备被配置成使用该多个外部电极来监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号。该便携式计算设备被配置成执行以下中的至少一项：基于该多个电信号来优化该植入式起搏装置的至少一个参数；以及基于该多个电信号来确定心脏同步。

Description

与IMD互操作的ECG带系统

本文的公开内容涉及用于使用多个外部电极的便携式诊断系统的系统和方法。

植入式医疗装置(IMD)，诸如植入式起搏器、心脏复律器、除颤器或起搏器-心脏复律器-除颤器，为心脏提供治疗性电刺激。IMD可以提供起搏以解决心动过缓，或提供起搏或电击以终止如心动过速或纤颤等快速性心律失常。在一些情况下，医疗装置可以感测心脏的固有去极化，基于固有去极化(或不存在)来检测心律失常，并且如果基于固有去极化检测到心律失常，则控制向心脏递送电刺激。

IMD还可以提供心脏再同步疗法(CRT)，这是一种起搏形式。CRT涉及向左心室或左右心室两者递送起搏。可以选择向心室递送起搏脉冲的时间和位置以改进心室收缩的协调性和效率。

除了植入式医疗装置本身之外，用于植入医疗装置的系统还可以包括工作站或其他装备。在一些情况下，这些其他装备辅助医师或其他技术人员将心内引线放置在心脏上的特定位置处。在一些情况下，该装备向医师提供关于心脏的电活动和心内引线位置的信息。该装备可执行与医疗装置类似的功能，包括向心脏递送电刺激和感测心脏的去极化。在一些情况下，该装备可包括用于经由患者表面或皮肤上的电极获得心电图(ECG)的装备。更具体地，患者可以具有围绕患者躯干的ECG腰带或背心上的多个电极。在腰带或背心已经固定到躯干后，医师可以执行一系列测试来评估患者的心脏反应。评估过程可包括检测其中没有向心脏组织递送电刺激的基线节律以及在向心脏组织递送电刺激之后的另一个节律。

被放置在患者的身体表面上的ECG电极可以用于各种治疗目的(例如，心脏再同步治疗)，包括基于从由ECG电极捕获的信号中导出的一个或多个度量来优化引线位置、起搏参数等。举例来说，电异质性信息可来自从身体表面上的多个电极计算的电激活时间。

发明内容

本文所述的示例性系统和方法可被配置成帮助用户(例如，医师和/或护士)配置心脏治疗(例如，在植入心脏治疗设备期间和/或之后对患者执行的心脏治疗)。根据各种配置，本文的系统和方法被配置成以至少部分自主或完全自主的方式执行，使得用户(例如，医师和/或患者)可以不参与该过程。系统和方法可以被描述为是无创的。举例来说，系统和方法可能不需要植入式装置，诸如引线、探针、传感器、导管等评估和配置心脏治疗。相反，该系统和方法可以使用利用例如附接到患者躯干周围的患者的皮肤的多个外部电极无创地取得的电测量。

用于心脏评估的一个示例性系统可包括电极设备，该电极设备包括便携式放大器和要安置在患者的皮肤附近的多个外部电极。便携式计算设备可操作地联接到该电极设备。该便携式计算设备被配置成使用该多个外部电极来监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号。该便携式计算设备被配置成执行以下中的至少一项：基于该多个电信号来优化该植入式起搏装置的至少一个参数；以及基于该多个电信号来确定心脏同步。

用于心脏评估的一个示例性方法包括使用多个外部电极监测来自患者的组织的电活动，以生成多个电信号。便携式计算设备可操作地联接到该多个电极。该便携式计算设备被配置成执行以下中的至少一项：基于该多个电信号来优化该植入式起搏装置的至少一个参数；以及基于该多个电信号来确定心脏同步。

用于心脏评估的一个示例性系统包括电极设备，该电极设备包括便携式放大器和要安置在患者的皮肤附近的多个外部电极。便携式计算设备包括处理电路系统，该计算设备可操作地联接到该电极设备并且被配置成可操作地联接到该患者的植入式起搏装置。该便携式计算设备被配置成使用该多个外部电极来监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号。基于该多个电信号来测量该患者的一个或多个参数。基于该一个或多个参数来确定该患者的一个或多个度量。该一个或多个度量被传输到智能装置。根据各种实施方案，该一个或多个传输的度量用于将该植入式装置配置为另一配置。

用于心脏评估的一个示例性方法包括使用多个外部电极监测来自患者的组织的电活动，以生成多个电信号。使用可操作地联接到该多个电极的便携式计算设备，基于该多个电信号来测量该患者的一个或多个参数。基于该一个或多个参数来确定该患者的一个或多个度量。该一个或多个度量被传输到智能装置。

本文所述的实施方案包括ECG带和放大器。利用与小型智能放大器系统集成的可重复使用的带，这可以是外部智能便携式诊断系统，该外部智能便携式诊断系统可以用于对具有或不具有植入式心脏装置的患者进行家庭监测。这种系统与平板电脑、智能电话、智能手表或具有必需量的安全加密的其他智能装置通信，以显示关于心脏不同步和起搏的诊断数据(对于具有植入式心脏起搏装置的患者)，或者可以通过安全医疗介质传送装置以及ECG和电不同步数据。在一些情况下，本文所述的系统可用于临床环境和/或用于医院监测。

附图说明

图1为包括电极设备、显示设备和计算设备的示例性系统的图。

图2至图3为用于测量躯干表面电势的示例性外部电极设备的图。

图4A至图4C示出了具有ECG带和便携式放大器的示例性系统。

图5示出了用于优化起搏参数的示例性方法。

图6展示了用于优化起搏参数的另一示例性方法。

图7示出了确定是否已经在不同的起搏输出下发生捕获的示例。

图8示出了用于使用便携式ECG带和便携式放大器来收集心脏不同步数据的示例性系统。

图9展示了用于使用具有便携式放大器的ECG带来收集心脏不同步数据的示例性方法。

图10展示了QRS波群的示例。

图11是包括说明性植入式医疗装置(IMD)的说明性系统的图。

图12A是图11的说明性IMD的图。

图12B是安置在图12A的左心室上的电引线的远侧末端的放大视图的图。

图13A是例如图11至图12的系统的说明性IMD的框图。

图13B是说明性IMD(例如，植入式脉冲发生器)电路系统以及在图11至图12的系统中采用的相关联的引线的另一框图。

具体实施方式

在说明性实施方案的以下详细说明中，对附图进行了参考，该附图形成该实施方案的一部分，且在附图中通过说明方式示出了可以实践的具体实施方案。应当理解，在不脱离(例如，仍落入)特此呈现的本公开的范围的情况下，可以利用其他实施方案，并且可以进行结构改变。

将参考图1至图12描述说明性系统和方法。对本领域技术人员来说显而易见的是，一个实施方案的元件或过程可以与其他实施方案的元件或过程组合使用，并且使用本文所阐述的特征的组合的此类系统、方法和装置的可能实施方案不限于图中所示和/或本文所述的特定实施方案。进一步地，将认识到本文所描述的实施方案可以包括许多不一定按比例示出的元件。仍进一步地，将认识到，本文中的过程的定时和各个元件的大小和形状可以被修改但仍落入本公开的范围内，但是某些定时、一个或多个形状和/或大小或者元件类型可能优于其他定时、一个或多个形状和/或大小或者元件类型。

可以使用定位在患者的表面或皮肤周围的多个外部电极来测量或监测多个心电图(ECG)信号(例如，躯干表面电势)。ECG信号可以用于评估和配置心脏疗法，诸如例如由执行心脏再同步疗法(CRT)的植入式医疗装置提供的心脏疗法。如本文所述，可以无创地采集或获得ECG信号，因为例如植入式电极可以不被用于测量ECG信号。进一步地，ECG信号可以用于确定心脏电激活时间，该心脏电激活时间可以用于生成可以由用户(例如，医师)用于优化心脏疗法(例如，起搏疗法)(诸如CRT)的一个或多个设置或参数的各种度量(例如，电异质性信息)。

各种说明性系统、方法和图形用户接口可以被配置成使用包括外部电极的电极设备、显示设备和计算设备来无创地辅助用户(例如，医师)评估心脏健康和/或心脏疗法的配置(例如，优化)。图1描绘了包括电极设备110、计算设备140和远程计算装置160的说明性系统100。

如图所示的电极设备110包括多个电极，该多个电极并入或包括在缠绕在患者14的胸部或躯干周围的绑带内。电极设备110可操作地联接到计算设备140(例如，通过一个或有线电连接、无线地等)，以向计算设备140提供来自电极中的每个电极的电信号以供分析、评估等。说明性电极设备可以描述在于2014年3月27日提交的并且于2016年3月26日发布的名称为“生物电传感器装置和方法(Bioelectric Sensor Device and Methods)”的美国专利号9,320,446中。进一步地，将参考图2至图3更详细地描述说明性电极设备110。

尽管在本文中未进行描述，但是说明性系统100可以进一步包括成像设备。成像设备可以是被配置成以无创方式对患者的至少一部分进行成像或提供患者的至少一部分的图像的任何类型的成像设备。例如，除了诸如造影溶液的无创工具之外，成像设备可以不使用可以位于患者体内的任何组件或部件来提供患者的图像。应当理解，本文所述的说明性系统、方法和接口可以进一步使用成像设备来向用户(例如，医师)提供无创辅助，以结合心脏疗法的配置将一个或多个起搏电极定位或放置在患者的心脏附近。

例如，说明性系统和方法可以提供图像引导导航，所述图像引导导航可以用于在患者体内导航包括电极、无引线电极、无线电极、导管等引线，同时还提供无创心脏疗法配置，包括确定有效的或最佳的预激励间隔，诸如A-V间隔和V-V间隔等。使用成像设备和/或电极设备的说明性系统和方法可以在2014年12月18日公布的授予Ghosh的美国专利申请公布号2014/0371832，2014年12月18日公布的授予Ghosh等人的美国专利申请公布号2014/0371833，2014年10月30日公布的授予Ghosh等人的美国专利申请公布号2014/0323892，2014年10月20日公布的授予Ghosh等人的美国专利申请公布号2014/0323882中有所描述。

说明性成像设备可以被配置成捕获x射线图像和/或任何其他替代性成像模态。例如，成像设备可以被配置成使用等中心荧光透视、双平面荧光透视、超声、计算机断层扫描(CT)、多层计算机断层扫描(MSCT)、磁共振成像(MRI)、高频超声(HIFU)、光学相干断层扫描(OCT)、血管内超声(IVUS)、二维(2D)超声、三维(3D)超声、四维(4D)超声、术中CT、术中MRI等来捕获图像或图像数据。进一步地，应当理解，成像设备可以被配置成捕获多个连续图像(例如，连续地)以提供视频帧数据。换句话说，使用成像设备随时间拍摄的多个图像可以提供视频帧，或运动图片，数据。采用超声的示例性系统可见于授予Stadler等人的名称为对心脏再同步疗法的非侵入性评估(NONINVASIVE ASSESSMENT OF CARDIACRESYNCHRONIZATION THERAPY)的美国专利申请公布号2017/0303840，其通过引用整体并入本文。另外，还可以获得这些图像并且以二维、三维或四维进行显示。在更先进的形式中，心脏或身体其他区域的四维表面渲染也可通过结合来自映射图或来自由MRI、CT或超声心动图模态捕获的手术前图像数据的心脏数据或其他软组织数据来实现。来自混合模态的图像数据集，诸如与CT组合的正电子发射断层扫描(PET)或与CT组合的单光子发射计算机断层扫描(SPECT)还可能提供叠加在解剖数据上的，例如以用于将植入式设备导航到心脏或所关注的其他区域内的目标位置的功能图像数据。

可以与本文所述的说明性系统和方法结合使用的系统和/或成像设备在2005年1月13日发布的授予Evron等人的美国专利申请公布号2005/0008210，2006年4月6日发布的授予Zarkh等人的美国专利号2006/0074285，2014年5月20日发布的授予Zarkh等人的美国专利号8,731,642，2014年10月14日发布的授予Brada等人的美国专利号8,861,830，2005年12月27日发布的授予Evron等人的美国专利号6,980,675，2007年10月23日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,286,866，2011年12月11日发布的授予Reddy等人的美国专利号7,308,297，2011年12月11日发布的授予Burrell等人的美国专利号7,308,299，2008年1月22日发布的授予Evron等人的美国专利号7,321,677，2008年3月18日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,346,381，2008年11月18日发布的授予Burrell等人的美国专利号7,454,248，2009年3月3日发布的授予Vass等人的美国专利号7,499,743，2009年7月21日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,565,190，2009年9月8日发布的授予Zarkh等人的美国专利号7,587,074，2009年10月6日发布的授予Hunter等人的美国专利号7,599,730，2009年11月3日发布的授予Vass等人的美国专利号7,613,500，2010年6月22日发布的授予Zarkh等人的美国专利号7,742,629，2010年6月29日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,747,047，2010年8月17日发布的授予Evron等人的美国专利号7,778,685，2010年8月17日发布的授予Vass等人的美国专利号7,778,686，2010年10月12日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,813,785，2011年8月9日发布的授予Vass等人的美国专利号7,996,063，2011年11月15日发布的授予Hunter等人的美国专利号8,060,185，以及2013年3月19日发布的授予Verard等人的美国专利号8,401,616中有所描述。

计算设备140和远程计算装置160可以各自分别包括显示设备130、170，所述显示设备可以被配置成显示和分析数据，诸如例如电信号(例如，心电图数据)、电激活时间、电异质性信息等。例如，可以针对一个或多个度量对由电极设备110收集或监测的电信号表示的多个心动周期或心跳中的一个心动周期或一个心跳进行分析和评估，所述一个或多个度量包括激活时间和电异质性信息，所述电异质性信息可以与涉及心脏疗法的一个或多个参数的治疗性质相关，诸如例如起搏参数、引线位置等。更具体地，例如，可以针对一个或多个度量对单个心动周期的QRS波群进行评估，诸如例如QRS起始、QRS偏移、QRS峰值、电异质性信息(EHI)、称为最早激活时间的电激活时间、电激活时间的左心室或胸部标准偏差(LVED)、激活时间的标准偏差(SDAT)、平均左心室或胸部替代电激活时间(LVAT)、QRS持续时间(例如，QRS起始到QRS偏移之间的间隔)、平均左替代激活时间与平均右替代激活时间之间的差值、相对或绝对QRS形态、激活时间的较高百分位与较低百分位之间的差值(较高百分位可以为90％、80％、75％、70％等，并且较低百分位可以为10％、15％、20％、25％和30％等)、中心趋势(例如，中值或众数)、离差(例如，平均偏差、标准偏差、方差、四分位数间偏差、范围)的其它统计量度等。进一步地，一个或多个度量中的每个度量可以是位置特定的。例如，一些度量可以根据从围绕患者的所选区域(诸如例如，患者的左侧、患者的右侧等)定位的电极记录或监测的信号来计算。

在至少一个实施方案中，计算设备140和远程计算装置160中的一者或两者可以是服务器、个人计算机、平板电脑、移动装置和蜂窝电话。计算设备140可以被配置成从输入设备142(例如，键盘)接收输入并将输出传输到显示设备130，并且远程计算装置160可以被配置成从输入设备162(例如，触摸屏)接收输入并将输出传输到显示设备170。计算设备140和远程计算装置160中的一个或两个可以包括可以允许访问处理程序或例程和/或一个或多个其它类型的数据的数据存储装置，例如用于分析由电极设备110捕获的多个电信号，用于确定QRS起始、QRS偏移、中值、众数、平均值、峰值或最大值、谷值或最小值，用于确定电激活时间，用于驱动图形用户接口，所述图形用户接口被配置成非侵入性地辅助用户配置一个或多个起搏参数或设置，诸如例如起搏速率、心房起搏速率、心室起搏速率、A-V间隔、V-V间隔、起搏脉冲宽度、起搏向量、多点起搏向量(例如，左心室向量四极引线)、起搏电压、起搏配置(例如，双心室起搏、仅右心室起搏、仅左心室起搏等)以及心律失常检测和治疗、速率自适应设置和性能等。

计算设备140可以操作性地联接到输入设备142和显示设备130以例如向输入设备142和显示设备130中的每个者传输数据并从其传输数据，并且远程计算装置160可以操作性地联接到输入设备162和显示设备170以例如向输入设备162和显示设备170中的每者传输数据并从其传输数据。例如，计算设备140和远程计算设备160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来电联接到输入设备142、162和显示设备130、170。如本文进一步描述的，用户可以向输入设备142、162提供输入，以便查看和/或选择与由心脏疗法装置，诸如例如植入式医疗装置递送的心脏疗法相关的一条或多条配置信息。

尽管如所描绘的输入设备142是键盘并且输入设备162是触摸屏，但是应当理解，输入设备142、162可以包括能够向计算设备140和计算装置160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、162可包括键盘、鼠标、跟踪球、触摸屏(例如，电容式触摸屏、电阻式触摸屏、多点触摸式触摸屏等)等。同样，显示设备130、170可包括能够向用户显示信息的任何设备，诸如包括以下的图形用户接口132、172：电极状态信息、电激活的图形图、外部电极在一个或多个心跳上的多个信号、QRS波群、各种心脏疗法方案选择区域、各种心脏疗法方案排名、各种起搏参数、电异质性信息(EHI)、文本指令、人体心脏的解剖结构的图形描绘、患者的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、患者的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、170可包括液晶显示器、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和远程计算装置160存储和/或执行的处理程序或例程可以包括用于计算数学、矩阵数学、分解算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、校准算法、图像构造算法、信号处理算法(例如，各种滤波算法、傅立叶变换、快速傅立叶变换等)、标准化算法、比较算法、向量数学或用来实施本文所描述的一个或多个说明性方法和/或过程的任何其他处理的程序或例程。由计算设备140和远程计算装置160存储和/或使用的数据可以包括例如来自电极设备110的电信号/波形数据(例如，多个QRS波群)、来自电极设备110的电激活时间、来自声学传感器的心音/信号/波形数据、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)、图形用户接口、根据本公开所采用的一个或多个处理程序或例程的结果(例如，电信号、电异质性信息等)或用于执行本文所描述的一个和/或多个过程或方法的任何其它数据。

在一个或多个实施方案中，说明性系统、方法和接口可以使用在可编程计算机(诸如，包括例如处理能力、数据存储装置(例如，易失性或非易失性存储器和/或存储元件)、输入装置和输出装置的计算机)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生成期望的输出信息。可以将输出信息作为输入应用到如本文所描述或将以已知方式应用的一个或多个其他装置和/或方法。

可以使用任何可编程语言(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)来提供用于实施本文所描述的系统、方法和/或接口的一个或多个程序。任何此类程序都可以例如存储在可被在计算机系统(例如，包括处理设备)上运行的通用或专用程序读取的任何合适的装置(例如，存储介质)上，以用于在该合适的装置被读取用于执行本文所述的程序时配置和操作计算机系统。换句话说，至少在一个实施方案中，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说明性系统、方法和接口，其中如此配置的存储介质使计算机以具体且预定义的方式进行操作以执行本文所描述的功能。进一步地，在至少一个实施方案中，可以将说明性系统、方法和/或接口描述为由在一个或多个非暂时性介质中编码的逻辑(例如，目标代码)来实施，该一个或多个非暂时性介质包括用于执行的代码，并且在由处理器或处理电路系统执行时，该代码可操作以执行如本文所描述的方法、过程和/或功能之类的操作。

计算设备140和远程计算装置160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)。计算设备140和远程计算装置160的确切配置不是限制性的，并且可以使用基本上能够提供合适的计算能力和控制能力(例如，信号分析，数学函数诸如中值、众数、平均值，最大值确定，最小值确定，斜率确定，最小斜率确定、最大斜率确定，图形处理等)的任何装置。如本文所描述的，数字文件可以是含有可以由本文中所描述的计算设备140和远程计算装置160可读取和/或可写入的数字位(例如，以二进制、三进制编码)的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、CD-ROM、打孔卡、磁性可记录磁带等)。而且，如本文所描述的，用户可读格式的文件可以是由用户可读取和/或可理解的任何介质(例如，纸、显示器等)上可呈现的数据(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。

鉴于上文，将显而易见的是，可以按照如本领域技术人员已知的任何方式来实施如在根据本公开的一个或多个实施方案中描述的功能。如此，待用于实施本文所述的过程的计算机语言、计算机系统或任何其他软件/硬件不应限于本文所述的系统、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。

说明性电极设备110可以被配置成测量患者14的身体表面电势以及更具体地患者14的躯干表面电势。如图2所示，说明性电极设备110可以包括外部电极112的集合或阵列、条带113和接口/放大器电路系统116。电极112可以附接或联接到条带113，并且条带113可以被配置成缠绕在患者14的躯干周围，使得电极112围绕患者的心脏。如进一步展示的，电极112可以定位在患者14的周长(包括患者14的躯干的后部位置、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置)周围。

说明性电极设备110可以被进一步配置成测量或监测来自患者14的至少一个或两个的声音。如图2所示，说明性电极设备110可以包括附接或联接到条带113的声学传感器120的集合或阵列。条带113可以被配置成缠绕在患者14的躯干周围，使得声学传感器120围绕患者的心脏。如进一步展示的，声学传感器120可以定位在患者14的周长(包括患者14的躯干的后部位置、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置)周围。

进一步地，电极112和声学传感器120可以经由有线连接118电连接到接口/放大器电路系统116。接口/放大器电路系统116可以被配置成放大来自电极112和声学传感器120的信号并将信号提供给计算设备140和远程计算装置160中的一者或两者。其他说明性系统可以使用无线连接(例如，作为数据通道)来将由电极112和声学传感器120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和远程计算装置160中的一者或两者。在一个或多个实施方案中，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、基于因特网的连接等来将接口/放大器电路系统116电联接到计算设备140。

尽管在图2的示例中，电极设备110包括条带113，但是在其他示例中，可以采用多种机制中的任何机制(例如胶带或粘合剂)来辅助电极112和声学传感器120的间隔和放置。在一些示例中，条带113可以包括松紧带、胶带条或布。进一步地，在一些示例中，条带113可以是一件衣服(例如，t恤)的一部分或与一件衣服(例如，t恤)整合在一起。在其他示例中，电极112和声学传感器120可以单独放置在患者14的躯干上。进一步，在其他示例中，电极112(例如，以阵列布置)和声传感器120(例如，也以阵列布置)中的一者或两者可以是贴片、背心和/或将电极112和声传感器120固定到患者14的躯干的其他方式的一部分或位于其内。更进一步，在其他示例中，电极112和声传感器120中的一者或两者可以是两个材料部分或两个贴片的一部分或位于其中。这两个贴片中的一个贴片可以位于患者14的躯干的前侧上(以便例如监测表示患者的心脏的前侧的电信号、测量表示患者的心脏的前侧的替代心脏电激活时间、监测或测量患者的前侧的声音等)，并且另一个贴片可以位于患者14的躯干的后侧上(以便例如监测表示患者的心脏的后侧的电信号、测量表示患者的心脏的后侧的替代心脏电激活时间、监测或测量患者的后侧的声音等)。并且更进一步，在其他示例中，电极112和声传感器120中的一者或两者可布置在从患者14的前侧穿过患者14的左侧延伸到患者14的后侧的顶部行和底部行中。更进一步，在其他示例中，电极112和声传感器120中的一者或两者可布置成围绕腋窝区域的曲线，并且在右胸上的电极/传感器密度可比其他剩余区域的密度低。

电极112可以被配置成围绕患者14的心脏并且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势。接口/放大器电路系统116也可以联接到可以与用于单极感测的每个电极112组合使用的返回电极或无关电极(未示出)。

在一些示例中，在空间上围绕患者的躯干分布的电极112可以有约12个到约50个并且声学传感器120可以有约12个到约50个。其他配置可以具有更多或更少的电极112和更多或更少的声学传感器120。应当理解，电极112和声学传感器120可以不布置或分布在一直围绕或完全围绕患者14延伸的阵列中。相反，电极112和声学传感器120可以布置在仅围绕患者14的一部分或部分地围绕患者延伸的阵列中。例如，电极112和声学传感器120可以分布在患者的前侧、后侧和左侧上，其中在右侧(包括患者的右侧的后部区域和前部区域)附近具有较少或没有电极和声学传感器。

计算设备140可以记录和分析由电极112感测的躯干表面电势信号和由声学传感器120感测的声音信号，该信号被接口/放大器电路系统116放大/调节。计算设备140可以被配置成分析来自电极112的电信号以提供来自患者的心脏的心电图(ECG)信号、信息或数据，如本文将进一步描述的。计算设备140可以被配置成分析来自声学传感器120的电信号以提供来自患者身体和/或植入其中的装置(诸如左心室辅助装置)的声音信号、信息或数据。

另外，计算设备140和远程计算装置160可以被配置成提供图形用户接口132、172，该图形用户接口描绘了与电极设备110相关的各种信息以及使用电极设备110收集或感测的数据。例如，图形用户接口132、172可以描绘包括使用电极设备110获得的QRS波群的ECG和包括使用声学传感器120获得的声波的声音数据以及与此相关的其他信息。说明性系统和方法可以无创地使用利用电极设备110收集的电信息和利用声学传感器120收集的声音信息来评估患者的心脏健康状况并且评估和配置向患者递送的心脏疗法。

进一步地，电极设备110可以进一步包括例如定位在患者14的下躯干周围的参考电极和/或驱动电极，该参考电极和/或驱动电极可以进一步被系统100使用。例如，电极设备110可以包括三个参考电极，并且可以将来自三个参考电极的信号组合以提供参考信号。进一步地，电极设备110可以使用三个尾端参考电极(例如，代替在威尔逊中央终端(WilsonCentral Terminal)中使用的标准参考)来通过对三个尾端定位的参考信号取平均值获得具有较少噪声的“真实”单极信号。

图3展示了包括多个电极112和多个声学传感器120的另一个说明性电极设备110，该多个电极被配置成围绕患者14的心脏并且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，该多个声学传感器被配置成围绕患者14的心脏并且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相关联的声音信号。电极设备110可以包括背心114，多个电极112和多个声学传感器120可以附接在该背心上或者电极112和声学传感器120可以联接到该背心。在至少一个实施方案中，该多个电极112或者该电极的阵列可以用于收集电信息，例如替代电激活时间。类似于图2的电极设备110，图3的电极设备110可以包括接口/放大器电路系统116，该接口/放大器电路系统通过有线连接118电联接到电极112和声学传感器120中的每一者并且被配置成将信号从电极112和声学传感器120发射到计算设备140。如所展示的，电极112和声学传感器120可以分布在患者14的躯干(包括例如患者14的躯干的后部位置、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置)上。

背心114可以由织物形成，其中电极112和声学传感器120附接到织物。背心114可以被配置成维持电极112和声学传感器120在患者14的躯干上的定位和间隔。进一步地，背心114可以被标记成辅助确定电极112和声学传感器120在患者14的躯干的表面上的位置。在一些示例中，在患者14的躯干周围可以分布有约25到约256个电极112和约25到约256个声学传感器120，但是其他配置可以具有更多或更少的电极112和更多或更少的声学传感器120。

说明性系统和方法可以用于在患者的心脏健康的评估和/或当前(例如，通过递送起搏治疗的植入式医疗装置、通过LVAD等)被递送至患者的心脏治疗的评估和配置中向用户提供无创协助。进一步地，应当理解，计算设备140和远程计算装置160可以以多种不同的方式操作性地彼此联接以便进行或执行本文所描述的功能。例如，在所描绘的实施方案中，计算装置140可以可操作地无线联接到远程计算装置160，如由其间发出的无线信号线所描绘的。另外，与无线连接相反，计算设备140和远程计算装置160中的一者或多者可以通过一个或有线电连接可操作地联接。

根据本文所述的实施方案，可称为ECG带系统的说明性系统100可以与心脏疗法系统和装置(例如，CRT起搏装置)一起使用，以跨越一个或多个心动周期(或心跳)并且具体地基于在心动周期(心跳)的每个QRS事件期间收集的激活时间或其他数据来计算与患者的心脏健康相关的各种度量(例如，激活时间(SDAT)的标准偏差))。根据各种实施方案，说明性系统100可用于计算或生成电异质性信息，诸如例如，CRT递送期间心动周期的SDAT(例如，用于在递送CRT起搏的心动周期的SDAT)。例如，说明性系统100可用于计算双心室和/或左心室起搏期间心动周期的电异质性信息。进一步地，本文所述的实施方案可用于评估患者的心脏健康和/或非CRT起搏。如果电异质性信息不准确，则说明性系统100的输出可能产生误导，这可潜在地影响引线放置(例如可植入式引线未放置在最佳位置)和/或最佳装置编程。例如，如果SDAT不准确，则SDAT可以是人为地低，这可能会导致临床医生不重新定位当前定位的引线，而不是重新定位引线以获得更好的响应。

根据各种配置，ECG带和相关联的小型放大器可以是便携式的，使得患者不必在诊所测量电活动并优化植入式医疗装置(IMD)的各种参数。ECG带和便携式放大器系统可以用作外部智能便携式诊断系统，该外部智能便携式诊断系统可以用于在具有或不具有植入式装置的情况下对患者进行家庭监测。在一些情况下，便携式放大器可以能够直接与IMD通信以优化起搏参数和/或检查参数以标记潜在问题用于进一步跟进。便携式放大器可以能够自动地执行任务而不需要编程器。

图4A中示出了具有便携式放大器的示例性系统。在该示例中，患者410具有ECG带430和可选的IMD 420。ECG带具有操作性地联接到ECG带430和IMD 420的相关联的便携式放大器440。便携式放大器440具有可用于优化起搏装置的参数的优化模块。装置检查模块444可以用于检查IMD和ECG带中的一者或多者的装置参数。

图4B和图4C展示了根据本文所述的实施方案的具有便携式放大器的ECG带的另一示例。在该示例中，ECG带460具有带有便携式放大器465的C形设计的背心和/或带。图4B展示了ECG带460的前视图，并且图4C示出了后视图。在该示例中，ECG带460从前面的胸骨到后面的脊柱缠绕在躯干的左侧。根据各种实施方案，背心和/或带由柔性和/或可拉伸材料制成，其中电极462被缝合或通过其它方式(例如，粘合剂)并入。柔性材料允许适合不同形状和/或尺寸的身体。ECG带460可以包括解剖标记(诸如左前、后部、胸骨和/或脊柱)，以帮助患者和/或用户正确地定向带460。

根据各实施方案，ECG带460可以包括至少两排可重复使用的电极462。每排中可以有10个电极(例如，从胸骨到左腋后线的身体前部有五个，从左腋后线到脊柱的身体后部有五个)。内置放大器可以被配置成记录至少5秒的ECG数据并且将该数据传输到云以用于处理左心电不同步(例如，LFAT)或本文所述的其他诊断度量。

图5中示出了根据本文所述的实施方案的用于将ECG带与便携式放大器一起使用的示例性方法500。使用多个外部电极对来自患者的组织的电活动进行监测510以随着时间推移生成多个电信号。多个电极可为配置在带或背心中的外表面电极，类似于本文关于图1至图3所描述的。每个电极可围绕患者的躯干定位或设置，以便从围绕患者躯干的多个不同位置监测电活动(例如，获取躯干电势)。电极所在的不同位置中的每一个可对应于患者心脏的心脏组织的不同部分或区域的电激活。

执行520优化装置参数和确定心脏同步中的至少一者。装置参数可以包括以下起搏参数中的一者或多者，诸如起搏速率、心房起搏速率、心室起搏速率、A-V间隔、V-V间隔、起搏脉冲宽度、起搏向量、多点起搏定时和起搏电压。虽然在该示例中执行优化过程和心脏同步评估，但是应当理解，可以执行其他测试。在一些情况下，便携式放大器系统以预定顺序执行测试。测试可以在预定时间进行。

根据各种配置，在没有编程器的情况下自动地执行确定心脏同步。例如，可以在预定的时间间隔和/或在一天中的预定时间进行心脏同步评估。在一些情况下，基于检测到的生理参数和/或基于患者指示的症状来执行心脏同步评估。生理参数可以包括心率、呼吸速率、体液潴留状态指示(胸阻抗、压力等)、血压、心律失常状态、心音变化、膈神经刺激的指示(例如，经由声学/心音传感器)、可能的跌倒、姿势、呼吸速率和/或活动水平中的一者或多者。

根据各种配置，便携式放大器被配置成在显示装置上传输所有例行测试的发现的概要。显示装置可以包括具有安全加密的智能装置。例如，显示装置可以包括智能电话、平板电脑和/或智能手表。在一些情况下，提供打印出报告的选项。该报告可以包含关于问题(例如电池寿命、引线阻抗和/或捕获的问题)的标志。它还可经由他或她的智能电话、智能手表或具有适当安全加密的其它智能装置向患者提供反馈。使用家用便携式智能放大器系统，可在家中或在各种走动条件期间和/或在锻炼期间周期性地进行此类检查。当相关联的智能装置可用时，该信息可被自动传输，和/或该传输可由用户发起。传输可以经由有线连接和/或经由无线连接发生。在一些情况下，便携式放大器被配置成将信息传输到诊所的显示装置。

图6示出了根据本文所述的实施方案的用于将ECG带与便携式放大器一起使用的更详细方法。监测550来自患者组织的电活动。

如结合图5所描述的，可以基于所监测的电活动来执行优化过程。优化过程可以包括扫描570一个或多个参数的参数值。为每个扫描参数选择580产生最高电同步的值。

心脏同步评估可以包括基于一个或多个测量的参数来自动确定590一个或多个起搏装置度量。起搏装置度量包括起搏阈值、起搏定时、引线阻抗和确定有效捕获中的一者或多者。根据各种配置，使用从ECG带感测的电活动确定的度量可以提供电事件的独立确认，例如像RV/LV引线的基本捕获。可以针对基线/固有节律收集来自多个ECG的QRS模板(基于40个ECG信号中的一些或全部的标准偏差)。可以从连续QRS波群之间的时间间隔确定参数，诸如心室率。

根据各种配置，如果一个或多个起搏度量在阈值范围之外，则便携式放大器可以发出警报和/或提示以跟进。警报和/或后续提示可以被直接传输给患者智能装置和/或相关的医疗机构。取决于度量的值，可以立即向医疗机构发出警报。根据各种配置，如果检测到逐渐恶化的不同步，则可以发送警报，因为这可能是心力衰竭的指示。在一些情况下，如果检测到心律失常的指示，例如QT离散度增加，则可以发送警报。

当起搏期间的QRS模板与先前收集的基线/固有QRS模板高度相关时，ECG带和便携式放大器系统可确定起搏引线的捕获的缺乏。例如，如果来自起搏期间的连续QRS间隔的速率滞后于超速起搏速率，则可以确定起搏捕获的缺乏。这避免了手动测试或利用附加的编程器装置进行测试。

图7示出了确定是否已经在不同的起搏输出下发生捕获的示例。用ECG带测量的固有表面QRS模板显示在610中。当没有起搏治疗时，收集固有表面QRS模板。在不同的起搏输出下确定起搏的表面QRS模板。在该示例中，在2.5V 620、2.0V 630和1.5V 640的起搏输出下确定模板。起搏的模板620、630、640中的每一个起搏的模板与固有模板610比较。如可以观察到的，从2.5V起搏620和2.0V起搏630产生的模板与固有模板610不匹配。因此确定对于2.5V起搏620和2.0V起搏已经发生捕获。由1.5V起搏640产生的模板与固有QRS模板610匹配。确定1.5V起搏640不引起捕获，因为它匹配固有QRS模板610。

根据各种配置，ECG带和便携式放大器系统可以用于收集心脏不同步数据。不同步数据可以被传输到具有必需量的安全加密的智能装置和/或可以被直接传输到医疗机构。

图8中示出了使用便携式ECG带和便携式放大器来收集心脏不同步数据的示例性系统。在该示例中，患者710具有ECG带730和可选的IMD 720。ECG带具有操作性地联接到ECG带730和IMD 720的相关联的便携式放大器740。例如，便携式放大器740可以联接到患者的智能装置760。在一些情况下，便携式放大器740和/或IMD 720被配置成向安全医疗装置750传输所收集的数据。安全医疗装置750可以被配置成存储使用从ECG带收集的数据产生的固有和/或起搏图。730。便携式放大器740和/或安全医疗装置750可以被配置成向医疗机构传输所收集的数据用于跟进。

图9中示出了根据本文所述的实施方案的用于将ECG带与便携式放大器一起使用来收集心脏不同步数据的示例性方法800。使用多个外部电极对来自患者的组织的电活动进行监测810以生成多个电信号。

基于多个电信号来测量820患者的一个或多个参数。这样的参数的示例可以包括基于电激活和复极化时间的离散度量或在接近特定解剖区域的所有电极或电极子集上测量的这样的时间的平均值的与心脏不同步相关的度量或包括QRS持续时间、QRS面积的相关测量。

基于一个或多个参数来确定830患者的一个或多个度量。该一个或多个度量可以包括心脏不同步的一个或多个指示、心律失常风险的一个或多个指示、和/或新传导阻滞和/或障碍的发展的一个或多个指示。可以通过确定所测量的参数中的一个或多个参数是否超过预定阈值和/或在基本上相同的条件下超过先前测量来计算该一个或多个度量。在一些情况下，该一个或多个度量包括激活时间标准偏差(SDAT)、左心室激活时间平均值(LDAT)、左心室激活时间标准偏差、右心室激活时间标准偏差、QT离散度、多个ECG电极上的激活恢复间隔以及恢复时间中的一者或多者。根据各种配置，ECG带和便携式放大器系统被配置成在患者锻炼(例如，爬楼梯)时进行压力测试。在该示例中，系统可以检测局部缺血的标记，例如ST段升高。

便携式放大器可以被配置成如果检测到心脏不同步的指示和/或心律失常的风险，则向智能装置和/或安全医疗装置发出警报。在一些情况下，系统可以被配置成如果触发了预示即将发生的事件的阈值，则向一个或多个最近的诊所发送警报。

在一些情况下，便携式放大器与IMD通信以改变一个或多个装置参数。放大器可以优化一个或多个装置参数以减少和/或最小化电不同步。

可以利用安全加密将一个或多个度量的概要传输840到智能装置。智能装置可以包括一个或多个安全医疗装置。

图10展示了QRS波群的示例。QT间隔920可以由便携式放大器确定以用于诊断目的。类似地，可以确定激活-恢复间隔910。激活时间对应于QRS波群随时间的最小变化。恢复时间对应于在T波期间随时间发生最大变化的时间。这些参数可以由便携式放大器确定以用于诊断目的和/或作为优化过程的一部分。

说明性心脏疗法系统和装置可以在本文中参考图11至图13进一步描述，该图11至图13可以利用本文针对图1至图10描述的说明性系统、接口、方法和过程。

图11为说明说明性疗法系统10的概念图，该疗法系统可以用于向患者14递送起搏疗法。患者14可以但不一定是人。疗法系统10可以包括可以联接到引线18、20、22的植入式医疗装置16(IMD)。IMD 16可以是例如植入式起搏器、心脏复律器和/或除颤器，其经由联接到引线18、20、22中的一个或多个引线的电极向患者14的心脏12递送或提供电信号(例如，起搏等)和/或感测来自该患者的该心脏的电信号。

引线18、20、22延伸到患者14的心脏12中，以感测心脏12的电活动以及/或者向心脏12递送电刺激。在图11所示的示例中，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到达邻近心脏12的左心室32的自由壁的区域。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可以经由联接到引线18、20、22中的至少一个引线的电极来感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号等。在一些示例中，IMD 16基于在心脏12内感测到的电信号来向心脏12提供起搏疗法(例如，起搏脉冲)。IMD 16可以可操作以调整与起搏疗法相关联的一个或多个参数，诸如，例如A-V延迟和其他各种定时、脉冲宽度、振幅、电压、突发长度、起搏向量等。进一步地，IMD 16可以可操作以使用各种电极配置来递送起搏疗法，该电极配置可以是单极的、双极的、四极的或另外的多极的。例如，多极引线可以包括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。起搏向量可以包括至少一个阴极和至少一个阳极，该至少一个阴极可以是位于至少一个引线上的至少一个电极，该至少一个阳极可以是位于至少一个引线(例如，同一引线或不同引线)上和/或IMD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，该起搏向量包括阴极和阳极两者。IMD 16还可以经由位于引线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递送除颤疗法。在一些示例中，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12A至图12B为更详细地说明图11的疗法系统10的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可以经由连接器块34电联接到疗法递送模块(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的任何其他模块。在一些示例中，引线18、20、22的近侧末端可以包括电联接到IMD 16的连接器块34内的相应的电触点的电触点。另外，在一些示例中，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联接机构机械地联接到连接器块34。

引线18、20、22中的每一个引线包括细长绝缘引线体，该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)。在所展示的示例中，双极电极40、42位于引线18的远侧末端附近。另外，双极电极44、45、46、47位于引线20的远侧末端附近，并且双极电极48、50位于引线22的远侧末端附近。

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。在一些情况下，电极42、50是固定螺旋电极和/或被动引线电极。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的每一个电极均可以电联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)中的相应一个导体，并且由此联接到引线18、20、22的近侧末端上的电触点中的相应一个电触点。

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。在一些示例中，IMD 16还可以经由电极40、42、44、45、46、47、48、50递送起搏脉冲，以促使患者的心脏12的心脏组织的去极化。在如图12A所展示的一些示例中，IMD 16包括一个或多个壳体电极(诸如壳体电极58)，该壳体电极可以与IMD 16的壳体60(例如，气密密封壳体)的外表面一体形成或以其他方式联接到壳体60。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的任一个电极都可以与壳体电极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中的任一个电极在未被用于递送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12A进一步详细描述的，壳体60可以封装疗法递送模块，该疗法递送模块可以包括用于生成心脏起搏脉冲和除颤或复律电击的刺激发生器，以及用于监测患者心脏的电信号(例如，患者的心律)的感测模块。引线18、20、22还可以分别包括可以采用线圈形式的细长电极62、64、66。IMD 16可以经由细长电极62、64、66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中的任一个电极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中的任一个电极组合使用。在至少一个实施方案中，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11至图13展示的说明性疗法系统10的配置只是一个示例。在其他示例中，疗法系统可以包括心外膜引线和/或贴片电极来替代图11说明的经静脉引线18、20、22或者作为对图11展示的经静脉引线18、20、22的补充。此外，在其他示例中，疗法系统10可以在不存在经静脉引线(例如，无引线/无线起搏系统)或存在植入(例如，经静脉植入或使用方法)到心脏左腔中的引线(如图11所展示，作为对放置到心脏右腔中的经静脉引线的补充或者替代放置在心脏右腔中的经静脉引线)的情况下植入在心脏间隔区中/周围。进一步地，在一个或多个实施方案中，不需要将IMD 16植入在患者14内。例如，IMD 16可以经由经皮引线向心脏12进行各种心脏疗法，该经皮引线延伸穿过患者14的皮肤到达心脏12内或该心脏外的多个位置。在一个或多个实施方案中，系统10可以利用无线起搏(例如，使用经由超声、电感联接、RF等将能量到(一个或多个)心脏内起搏组件的能量传输)和使用罩壳/壳体上和/或皮下引线上的电极的感测心脏激活。

在向心脏12提供电刺激疗法的疗法系统的其他示例中，此类疗法系统可以包括联接到IMD 16的任何合适数量的引线，并且该引线中的每个引线均可以延伸到心脏12内或附近的任何位置。例如，如图11至图13所展示，疗法系统的其他示例可以包括定位的三个经静脉引线。仍进一步地，其他疗法系统可以包括从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中的相应一者中的两个引线。

图13A是IMD 16的一种说明性配置的功能框图。如所示出的，IMD 16可以包括控制模块81、疗法递送模块84(例如，其可包括刺激发生器)、感测模块86和电源90。

控制模块或设备81可以包括处理器80、存储器82，以及遥测模块或设备88。存储器82可以包括计算机可读指令，该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可以包括任何易失性、非易失性、磁性、光学和/或电介质，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)、闪速存储器和/或任何其他数字介质。说明性捕获管理模块可以是左心室捕获管理(LVCM)模块，如在名称为“(LV阈值测量和捕获管理(LV THRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT)”并在2010年3月23日发布的美国专利号7,684,863中所述。

控制模块81的处理器80可以包括以下中的任何一者或多者：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。在一些示例中，处理器80可以包括多个组件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC和/或一个或多个FPGA的任何组合，以及其他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，诸如起搏的电刺激疗法)。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递送的电刺激的各种参数(诸如，例如A-V延迟，V-V延迟，具有振幅、脉冲宽度、频率或电极极性的起搏脉冲，等)，该参数可以由一个或多个所选疗法程序(例如，A-V和/或V-V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例如经由相应引线18、20、22的导体或在壳体电极58的情况下经由布置在IMD 16的壳体60内的电导体电联接到电极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中的一个或多个电极生成诸如起搏疗法的电刺激疗法并且向心脏12递送该电刺激疗法。

例如，疗法递送模块84可以经由联接到引线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可以经由电极58、62、64、66中的至少两个电极向心脏12递送除颤电击。在一些示例中，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。在其他示例中，疗法递送模块84可以被配置成以其他信号(诸如正弦波、方波和/或其他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刺激。

IMD 16可以进一步包括开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可以使用开关模块85来例如经由数据/地址总线选择可用电极中的哪些电极用于递送疗法，诸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可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测模块86和/或疗法递送模块84选择性地联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可以包括多个起搏输出电路。该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选择性地联接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极(例如，用于向双极或多极起搏向量递送疗法的一对电极)。换句话说，每个电极均可以使用开关模块85选择性地联接到疗法递送模块的起搏输出电路中的一个起搏输出电路。

感测模块86联接(例如，电联接)到感测设备，在另外的感测设备中，该感测设备可以包括电极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活时间(例如，心室激活时间等)、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波间隔(也被称为P-P间隔或A-A间隔)、R波到R波间隔(也被称为R-R间隔或V-V间隔)、P波到QRS波群间隔(也被称为P-R间隔、A-V间隔或P-Q间隔)、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间隔、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的心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何组合的患者的心脏的一个或多个电向量)。同样地，开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择不使用(例如，禁用)可用电极中的哪些电极来，例如，感测患者的心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何组合的患者的心脏的一个或多个电向量)等。在一些示例中，控制模块81可以经由感测模块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。

在一些示例中，感测模块86包括通道，该通道包括具有比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)。在一些示例中，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。

在一些示例中，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隔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，该多个再循环缓冲器能够保持一个或多个系列的测量间隔，该测量间隔可以由例如处理器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可以包括用于与诸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(该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，经由地址/数据总线提供要被上行链路传送到编程器的数据和遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可以经由多路复用器向处理器80提供接收到的数据。

IMD 16的各个组件进一步联接到电源90，该电源可以包括可再充电或不可再充电电池。不可再充电电池可以被选择为持续数年，而可再充电电池可以例如在每天或每周的基础上从外部装置感应地充电。

图13B是IMD 16的功能框图的另一实施方案，其描绘了不具有LA CS起搏/感测电极并且与植入式脉冲发生器(IPG)电路31联接的双极RA引线22、双极RV引线18和双极LV CS引线20，该植入式脉冲发生器电路具有起搏领域已知的可编程模式以及双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路91间接联接到定时电路43，并且经由数据和控制总线联接到微计算机电路系统33。IPG电路31示于功能框图中，该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，以经由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以及晶体振荡器电路89可以与在说明性植入式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)，以导出生理逸搏间隔。例如，逸搏间隔与在所描绘的说明性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联接到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，该电信号由活动电路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可对应于以下美国专利中公开的电路系统：名称为“用于在脉冲发生器内实施活动感测的方法和设备(METHOD AND APPARATUS FOR IMPLEMENTING ACTIVITY SENSING IN A PULSEGENERATOR)”并在1991年10月1日发布的美国专利号5,052,388以及名称为“速率自适应起搏器(RATE ADAPTIVE PACER)”并在1984年1月31日发布的美国专利号4,428,378。类似地，本文所述的说明性系统、设备和方法可以结合替代类型的传感器(诸如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器)来实践，以用于提供速率响应起搏能力。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，本文所描述的说明性实施方案也可以在非速率响应式起搏器中实践。

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，该相关联的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括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，所定义的中断事件可以包括由数字定时器/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超时的间隔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逸搏间隔(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A-V延迟间隔、V-V延迟间隔以及向每个心室和/或心房递送的能量。

在一个实施方案中，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，构想了其他实施方式可能适合于实践本公开。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器或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内的定时和其他功能，并且包括一组定时和相关联的逻辑电路，其中描绘了与本公开相关的某些逻辑电路。所描绘的定时电路包括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间隔或V-EVENT到A-EVENT间隔或V-V传导间隔进行定时的固有间隔定时器83C、用于对A-A、V-A和/或V-V起搏逸搏间隔进行定时的逸搏间隔定时器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A-V延迟间隔定时器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。

A-V延迟间隔定时器83E加载有用于一个心室腔的适当延迟间隔(例如，A-RVp延迟或A-LVp)，以从先前的A-PACE或A-EVENT开始超时。间隔定时器83E触发起搏刺激递送，并且可以根据一个或多个之前的心动周期(或根据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。心室后时间段包括PVARP、心房后心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、心室后心房消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，但是其他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。心房后时间段包括心房不应期(ARP)和心房消隐期(ABP)，在心房不应期期间，A-EVENT出于重置任何A-V延迟的目的被忽略，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A-V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逸搏间隔的开始可以与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还任选地推算A-V延迟、V-V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隔和/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他脉冲发生器。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A-V延迟间隔定时器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在由逸搏间隔定时器83D定时的V-A逸搏间隔结束时生成触发RA-PACE脉冲的输出的RA-TRIG信号(或触发LA-起搏脉冲(如果提供的话)的输出的LA-TRIG信号)。

输出放大器电路51包括开关电路，该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联接到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联接，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联接，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，该消隐电路用于在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联接。感测放大器电路55还包括开关电路，该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联接到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联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信号可能是不应期的或应期的，并且可以不经意地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是由真正的R波或P波触发。

本公开中描述的技术(包括归属于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、固件或它们的任何组合的形式来实施。例如，该技术的各个方面可以在体现为诸如医师或患者编程器的编程器、刺激器、图像处理装置或其他装置的一个或多个处理器内实施，该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”总体可以指代单独前述逻辑电路系统或前述逻辑电路系统与其他逻辑电路系统的组合，或任何其他等效的电路系统中的任何电路。

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。将不同特征描述为模块或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以由单独的硬件或软件组件来执行，或者集成在共同的或单独的硬件或软件组件中。

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诸如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。该指令可以由处理电路系统和/或一个或多个处理器执行，以支持本公开中描述的功能的一个或多个方面。

说明性实施方案

实施方案1.一种用于心脏评估的系统，所述系统包括：

电极设备，所述电极设备包括便携式放大器和要安置在患者的皮肤附近的多个外部电极；

便携式计算设备，所述便携式计算设备包括处理电路系统，所述计算设备可操作地联接到所述电极设备并且被配置成可操作地联接到所述患者的植入式起搏装置，所述便携式计算设备被配置成：

使用所述多个外部电极监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号；

执行以下中的至少一项：

基于所述多个电信号来优化所述植入式起搏装置的至少一个起搏参数；以及

基于所述多个电信号来确定心脏同步。

实施方案2.根据实施方案1所述的系统，其中所述至少一个起搏参数包括起搏速率、心房起搏速率、心室起搏速率、A-V间隔、V-V间隔、起搏脉冲宽度、起搏向量、多点起搏定时和起搏电压中的一者或多者。

实施方案3.根据实施方案1至2中任一项所述的系统，其中优化所述植入式装置的所述至少一个起搏参数包括：

扫描所述至少一个起搏参数的不同值；以及

选择所述至少一个起搏参数的所扫描的值中的提供最高电同步的至少一个值。

实施方案4.根据实施方案1至3中任一项所述的系统，其中确定心脏同步包括自动确定一个或多个起搏装置度量。

实施方案5.根据实施方案4所述的系统，其中所述起搏装置度量包括起搏阈值和引线阻抗中的一者或多者。

实施方案6.根据实施方案4所述的系统，其中所述便携式计算装置被进一步配置成将所述一个或多个起搏装置度量传输至显示装置。

实施方案7.根据实施方案6所述的系统，其中所述显示装置包括智能电话、平板电脑和智能手表中的一者或多者。

实施方案8.根据实施方案1至7中任一项所述的系统，其中所述便携式计算装置包括便携式智能放大器。

实施方案9.根据实施方案1至8中任一项所述的系统，其中所述便携式计算装置被配置成在满足预定条件时自动执行所述心脏同步评估。

实施方案10.根据实施方案9所述的系统，其中所述预定条件包括所述患者的时间、时间间隔和心率中的一者或多者。

实施方案11.一种用于心脏评估的方法，所述方法包括：

使用多个外部电极监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号；以及

使用可操作地联接到所述多个电极的便携式计算设备，执行以下中的至少一项：

基于所述多个电信号来优化所述植入式起搏装置的至少一个起搏参数；以及

基于所述多个电信号来确定心脏同步。

实施方案12.根据实施方案11所述的方法，其中所述至少一个起搏参数包括起搏速率、心房起搏速率、心室起搏速率、A-V间隔、V-V间隔、起搏脉冲宽度、起搏向量、多点起搏定时和起搏电压中的一者或多者。

实施方案13.根据实施方案11至12中任一项所述的方法，其中优化所述植入式装置的所述至少一个起搏参数包括：

扫描所述至少一个起搏参数的不同值；以及

选择所述至少一个起搏参数的所扫描的值中的提供最高电同步的至少一个值。

实施方案14.根据实施方案11至13中任一项所述的方法，其中所述心脏同步评估包括自动确定一个或多个起搏装置度量。

实施方案15.一种用于心脏评估的系统，所述系统包括：

电极设备，所述电极设备包括便携式放大器和要安置在患者的皮肤附近的多个外部电极；

便携式计算设备，所述便携式计算设备包括处理电路系统，所述计算设备可操作地联接到所述电极设备并且被配置成可操作地联接到所述患者的植入式起搏装置，所述便携式计算设备被配置成：

使用所述多个外部电极监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号；

基于所述多个电信号来测量所述患者的一个或多个参数；

基于所述一个或多个参数来确定所述患者的一个或多个度量；以及

将所述一个或多个度量传输给智能装置。

实施方案16.根据实施方案15所述的系统，其中基于所述一个或多个参数来确定所述患者的所述一个或多个度量包括确定所述一个或多个参数是否大于预定阈值。

实施方案17.根据实施方案16所述的系统，其中所述便携式计算设备被配置成基于确定所述一个或多个参数大于所述预定阈值来向所述智能装置传输警报。

实施方案18.根据实施方案15至17中任一项所述的系统，其中所述一个或多个度量包括心脏不同步的一个或多个指示。

实施方案19.根据实施方案15至18中任一项所述的系统，其中所述一个或多个度量包括心律失常风险的一个或多个指示。

实施方案20.根据实施方案15至19中任一项所述的系统，其中所述一个或多个度量包括激活时间标准偏差(SDAT)度量、左心室激活时间平均值(LDAT)度量、左心室激活时间标准偏差度量、右心室激活时间标准偏差度量、QT离散度度量、激活恢复间隔度量和恢复时间度量中的一者或多者。

实施方案21.一种用于心脏评估的方法，所述方法包括：

使用多个外部电极监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号；以及

使用可操作地联接到所述多个电极的便携式计算设备：

基于所述多个电信号来测量所述患者的一个或多个参数；

基于所述一个或多个参数来确定所述患者的一个或多个度量；以及

将所述一个或多个度量传输给智能装置。

Claims (11)

1.一种用于心脏评估的系统，所述系统包括：

电极设备，所述电极设备包括便携式放大器和要安置在患者的皮肤附近的多个外部电极；

便携式计算设备，所述便携式计算设备包括处理电路系统，所述计算设备可操作地联接到所述电极设备并且被配置成可操作地联接到所述患者的植入式起搏装置，所述便携式计算设备被配置成：

使用所述多个外部电极监测来自患者的组织的电活动以随着时间推移生成多个电信号；

执行以下中的至少一项：

基于所述多个电信号来优化所述植入式起搏装置的至少一个起搏参数；以及

基于所述多个电信号来确定心脏同步。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述至少一个起搏参数包括起搏速率、心房起搏速率、心室起搏速率、A-V间隔、V-V间隔、起搏脉冲宽度、起搏向量、多点起搏定时和起搏电压中的一者或多者。

3.根据权利要求1至2中任一项所述的系统，其中优化所述植入式装置的所述至少一个起搏参数包括：

扫描所述至少一个起搏参数的不同值；以及

选择所述至少一个起搏参数的所扫描得值中的提供最高电同步的至少一个值。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的系统，其中确定心脏同步包括自动确定一个或多个起搏装置度量。

5.根据权利要求4所述的系统，其中所述起搏装置度量包括起搏阈值和引线阻抗中的一者或多者。

6.根据权利要求4至5中任一项所述的系统，其中所述便携式计算设备被进一步配置成将所述一个或多个起搏装置度量传输至显示装置。

7.根据权利要求6所述的系统，其中所述显示装置包括智能电话、平板电脑和智能手表中的一者或多者。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的系统，其中所述便携式计算装置包括便携式智能放大器。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的系统，其中所述便携式计算设备被配置成在满足预定条件时自动执行所述心脏同步评估。

10.根据权利要求9所述的系统，其中所述预定条件包括所述患者的时间、时间间隔和心率中的一者或多者。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的电极设备，其中所述多个外部电极安置在C形带上，所述C形带被配置成从前侧的胸骨到后侧的脊柱缠绕在躯干的左侧。

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