CN117042839A - 用于植入式脉冲发生器的引线定位 - Google Patents

Abstract

一种心脏信号处理方法，包括：从定位于所述心脏内的至少两个电极接收测量值；使用所述测量值来确定所述至少两个电极相对于彼此的相对定位；评估用于测量值心脏活动的所述至少两个电极的相对定位的适用性，以确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激。

Description

用于植入式脉冲发生器的引线定位

相关申请的交叉引用

本申请基于119(e)要求于2021年3月29日提交且题目为“LEAD POSITIONING FORAN IMPLANTABLE PULSE GENERATOR”的美国临时申请序列号63/167,192的美国临时申请的优先权，其公开内容通过引用并入本文。

技术领域

在其一些实施例中，本发明涉及一种用于心脏刺激的装置，并且更具体地但非排他地涉及用于心脏刺激的装置的电极的定位。

背景技术

背景技术包括国际专利申请公开号WO2020/152619。此申请的内容以引用的方式并入，如同其全部内容在本文中被完全阐述一样。

发明内容

以下是包括本发明的示例的一些示例的非排他性列表。如果下面没有明确列出的话，本发明还包括了包括少于示例中所有特征的实施例以及使用来自多个示例的特征的实施例。

示例1.一种心脏刺激方法，包括：

从定位于所述心脏内的至少两个电极接收测量值；

根据所述测量值指定所述至少两个电极的第一电极和所述至少两个电极的第二电极；

如果在所述第一电极处且然后在适当的时间延迟之后在所述第二电极处检测到心室事件，则对所述心脏施加心脏收缩性调节刺激。

还可使用适当配置以执行这些方法的控制器(例如，使用电路和/或软件)来执行该方法和以下方法。

示例2.根据示例1的方法，其中所述指定包括监测多个心动周期的所述测量值，并将所述第一电极指定为所述至少两个电极中在所述心动周期的超过一半上首先感测到心室事件的电极。

示例3.根据示例1-2中任一项的方法，其中所述测量值包括来自定位在右心室隔膜处的所述至少两个电极的心脏电测量值信号。

示例4.根据示例1-3中任一项所述的方法，其中所述指定包括根据所述测量值来识别心脏动作电势波前到达所述至少两个电极的时间。

示例5.根据示例1-3中任一项所述的方法，包括，其中，所述至少两个电极包括定位于隔膜处的第一电极和第二电极以及至少一个附加电极，其中所述测量值包括在所述第一电极和所述第二电极处的电势分别相对于所述附加电极的测量值。

示例6.根据示例1-5中任一项所述的方法，其中，所述延迟为至少1ms且至多4ms。

在任何上述示例中，所述方法可包括如果所述延迟不在期望范围内则生成警报。

在任何上述示例中，所述方法可包括在所述两个电极处和/或之间执行阻抗测量。

在任何上述示例中，所述方法可包括时间重叠地在两个所述电极处执行所述施加。

在任何上述示例中，所述方法可包括在同一心动周期中至少部分地时间不重叠地在两个所述电极处执行所述施加。

示例7.一种监测方法，包括：

在时间上，监测心脏动作电势波前到达两个电极之间的时间差，每个电极定位于心脏上的不同点；

基于所述监测进行以下的一个或多个：

基于所述时间差指定所述两个电极的相对位置，用于确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激；以及

可选地但不是必须地诊断心脏状况。

示例8.根据示例7所述的方法，其中所述两个电极各自定位在心脏隔膜上的不同点处。

示例9.根据示例7-8中任一项所述的方法，其中，对于多个心动周期，所述监测包括：

从所述两个电极接收心脏电测量值信号；

根据所述测量值信号识别心脏动作电势波前到达所述两个电极中的每一个的时刻；

对于多个心动周期，确定所述心脏动作电势波前到达所述两个电极之间的时间差；以及

根据为所述多个心动周期确定的时间差生成所述时间差的统计表示。

示例10.根据示例7所述的方法，其中所述确定包括确定所述时间差的符号。

示例11.根据示例9的方法，其中所述统计表示包括所述两个电极中的哪个电极首先感测到所述心脏动作电势波前的倾向。

示例12.根据示例7-11中任一项所述的方法，其中所述指定包括将首先感测到超过一半波前的电极指定为更靠近房室结。

示例13.根据示例9的方法，其中所述诊断包括将所述统计表示与阈值进行比较。

示例14.根据示例9-13中任一项的方法，包括接收所述多个心动周期的心率测量值；以及

其中所述生成包括生成所述时间差相对于心率的统计表示。

示例15.根据示例14所述的方法，其中，如果所述统计表示指示时间差的变化随着心率的增加而增加，则所述诊断包括诊断潜在诱发的局部缺血。

示例16.根据示例15所述的方法，其中，所述增加心率包括心率超过阈值速率的所述时间差的统计表示。

示例17.根据示例14所述的方法，其中，如果所述统计表示指示一个或多个心率的时间差的变化增加，则所述诊断包括诊断潜在的心律失常。

示例18.根据示例9-17中任一项的方法，其中所述时间差的所述统计表示是在一时间段内所述时间差的中值。

示例19.根据示例18所述的方法，其中，如果所述中值在小于一分钟的时间段内偏离超过阈值，则识别出引线移位。

示例20.一种选择性地预先定位延伸到心脏中的电极的心脏信号处理方法，包括：

从定位于所述心脏内的至少两个电极接收测量值；

使用所述测量值确定所述至少两个电极相对于彼此的相对定位；

评估所述至少两个电极的所述相对定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接受心脏收缩性调节刺激。

示例21.根据示例20所述的方法，其中，所述评估包括生成指示所述电极中的一个或多个是否应当重新定位或锚定就位的信号。

示例22.根据示例20的方法，其中所述测量值包括来自定位在右心室隔膜处的所述至少两个电极的心脏电测量值信号。

示例23.根据示例20-22中任一项所述的方法，其中所述确定包括根据所述测量值信号识别心脏动作电势波前通过的时间。

示例24.根据示例23的方法，其中所述波前是隔膜内心脏动作电势波前。

示例25.根据示例24的方法，其中所述至少两个电极包括第一电极和第二电极；且

其中所述确定包括确定在所述第一电极处的所述波前的检测和在所述第二电极处的检测之间的延迟。

例26.根据示例25所述的方法，其中所述评估包括评估所述延迟，其中当所述延迟为至少1ms且至多4ms时，所述延迟被认为指示合适的定位。

示例27.根据示例20-26中任一项所述的方法，其中，对于所述相对定位，所述评估包括确定有适合接收心脏收缩性调节刺激的心动周期的比例。

示例28.根据示例20-27中任一项所述的方法，其中所述评估包括评估被确定为适合心脏收缩性调节刺激的异常心动周期的比例。

示例29.根据示例28所述的方法，其中，如果被确定为适合心脏收缩性调节刺激的异常心动周期的比例超过心动周期的5％，则所述信号指示应当重新定位所述电极。

示例30.根据示例20-29中任一项的方法，其中所述评估包括评估被确定为不适合心脏收缩性调节刺激的正常心动周期的比例。

示例31.根据示例30所述的方法，其中，如果未被确定为适合心脏收缩性调节刺激的正常心动周期的所述比例超过心动周期的20％，则所述信号指示应当重新定位所述电极。

示例32.根据示例27-31中任一项的方法，其中所述确定适合接受心脏收缩性调节的心动周期的比例是基于所述测量值的。

示例33.根据示例20-32中任一项所述的方法，其中所述至少两个电极包括定位于隔膜处的第一电极和第二电极以及至少一个附加电极，其中，所述测量值包括在所述第一电极和所述第二电极处的电势分别相对于所述附加电极的测量值。

示例34.根据示例20-33中任一项的方法，其中所述测量值用于多个心动周期。

示例35.根据示例20-34中任一项所述的方法，其中所述测量值包括刺激心脏期间的测量值。

示例36.根据示例20-35中任一项的方法，包括：

基于所述评估，执行以下中的一个或多个：

重新定位所述至少两个电极中的一个或多个；以及

锚定所述至少两个电极中的所述一个或多个。

示例37.根据示例36的方法，其中，所述接收被执行多次以确定多个延迟；以及

其中，所述评估包括确定所述延迟的统计表示。

示例38.根据示例37的方法，其中，所述延迟的所述统计表示是所述多个延迟的中值。

示例39.根据示例37-38中任一项所述的方法，其中，所述评估包括将所述统计表示与阈值进行比较。

示例40.根据示例20-39中任一项所述的方法，其中，所述确定包括确定所述至少两个电极之间的组织阻抗。

示例41.根据示例20-40中任一项所述的方法，其中，所述确定包括注入电刺激脉冲；

其中，所述测量值包括受所述刺激脉冲影响的电信号；以及

其中，所述确定包括从受所述刺激脉冲影响的所述电信号中确定一个或多个参数。

示例42.根据示例41的方法，其中，所述注射在所述心脏的心动周期的不应期期间。

示例43.根据示例41-42中任一项的方法，其中，所述注入在所述至少两个电极之间。

示例44.一种用于向心脏施加心脏收缩性调节刺激的装置，包括：

至少两个电极；以及

被配置为以下中的一个或多个的电路：

使用利用所述电极收集的测量值来确定所述电极的相对定位；以及

基于所述位置确定何时在所述电极处施加心脏收缩性调节刺激。

示例45.根据示例44所述的装置，包括：

第一引线；和

第二引线；

其中，所述至少两个电极包括四个电极，其包括：

由所述第一引线承载的第一电极和第二电极；

由所述第二引线承载的第三电极和第四电极。

示例46.根据示例45所述的装置，其中，所述第一电极和第三电极被配置为附接到所述心脏的隔膜。

示例47.一种用于心脏刺激的系统，包括：

根据示例44的装置；

电路，其被配置为评估所述至少两个电极的所述相对定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激；

用户接口，其连接到被配置为向用户发送所述适用性的所述电路。

示例48.一种心脏信号处理的方法，包括：

从可选地预先定位在所述心脏内的至少两个电极接收测量值；

使用所述测量值确定所述至少两个电极在所述心脏内的位置；

评估所述至少两个电极的所述定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激。

示例49.根据示例48所述的方法，其中，所述确定包括从所述测量值信号识别心脏动作电势波前通过的时间。

示例50.根据示例49所述的方法，其中，所述确定包括确定所述至少两个电极中的第一电极与所述至少两个电极中的第二电极之间的所述心脏动作电势波前的检测之间的延迟。

示例51.根据示例50的方法，其中，所述评估包括评估所述延迟。

示例52.一种监测方法，包括：

在时间上，监测心脏动作电势波前到达两个电极之间的时间差，每个电极定位于心脏上的不同点；

基于所述监测来识别电极移位。

例53.一种心脏信号处理方法，其可选地使用具有电路(可选地植入式)和心脏中的至少两个电极并且被配置为执行该方法的系统来执行，包括：

在定位于心脏内的第一电极处注入电刺激脉冲；

从定位于所述心脏内的第二电极接收受所述刺激脉冲影响的电信号的测量值；

使用所述测量值确定所述第一电极和所述第二电极的相对定位。

示例54.根据示例53所述的心脏信号处理方法，包括：

评估所述第一电极和所述第二电极的所述相对定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接受心脏收缩性调节刺激。

示例55.根据示例54的方法，其中所述测量值包括测量脉冲；且

其中，所述确定包括确定所述注射脉冲和所述测量脉冲之间的幅度变化。

示例56.根据示例53-55中任一项的方法，其中，所述注入在心动周期的不应期期间。

例57.根据示例53-54中任一项所述的方法，其中，所述注入在心动周期除了不应期的不同部分期间。

示例58.根据示例57所述的方法，其中，所述确定包括确定注射所述脉冲与测量所述脉冲之间的延迟。

除非另有定义，否则本文中使用的所有技术和/或科学术语具有与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的含义相同的含义。尽管在本发明的示例的实践或测试中可使用与本文所述的方法和材料类似或等效的方法和材料，但下文将描述示例性方法和/或材料。在发生冲突的情况下，以包括定义在内的专利说明书为准。此外，所述材料、方法和示例仅为说明性的，且并非旨在必然进行限制。

本发明的实施例的方法和/或系统的实施方式可涉及手动、自动或其组合执行或完成所选择的任务。此外，根据本发明的方法和/或系统的实施例的实际仪器和设备，可使用操作系统通过硬件、软件或固件或者通过它们的组合来实现若干选择的任务。

例如，根据本发明的实施例的用于执行所选任务的硬件可被实现为芯片或电路。作为软件，根据本发明的实施例的所选任务可被实现为由计算机使用任何合适的操作系统执行的多个软件指令。在本发明的示例性实施例中，根据本文所述的方法和/或系统的示例性实施例的一个或多个任务由诸如用于执行多个指令的计算平台这样的数据处理器执行。可选地，数据处理器包括用于存储指令和/或数据的易失性存储器和/或非易失性存储装置，例如，用于存储指令或数据的磁硬盘和/或可移动介质。可选地，还提供了网络连接。还可选地提供显示器和/或诸如键盘或鼠标这样的用户输入设备。

如本领域技术人员将理解的，本发明的一些实施例可体现为系统、方法或计算机程序产品。因此，本发明的一些实施例可采取如下的形式：完全硬件示例、完全软件示例(包括固件、常驻软件、微代码等)、或组合在本文中通常被称为“电路”、“模块”或“系统”的软件和硬件方面的实施例。此外，本发明的一些实施例可采取计算机程序产品的形式，该计算机程序产品体现在其上体现有计算机可读程序代码的一个或多个计算机可读介质中。本发明的一些实施例的方法和/或系统的实施方式可涉及手动、自动或其组合来执行和/或完成所选择的任务。此外，根据本发明的方法和/或系统的一些实施例的实际仪器和设备，可例如使用操作系统通过硬件、软件或固件和/或其组合，来实现若干选择的任务。

例如，根据本发明的一些实施例的用于执行所选任务的硬件可被实现为芯片或电路。作为软件，根据本发明的一些实施例的选定任务可被实现为由计算机使用任何合适的操作系统来执行的多个软件指令。在本发明的示例性示例中，根据本文所述的方法和/或系统的一些实施例性实施例的一个或多个任务由数据处理器，诸如用于执行多个指令的计算平台，来执行。可选地，数据处理器包括用于存储指令和/或数据的易失性存储器和/或例如用于存储指令或数据的磁硬盘和/或可移动介质这样的非易失性存储装置。可选地，还提供了网络连接。还可选地提供显示器和/或诸如键盘或鼠标这样的用户输入设备。

一个或多个计算机可读介质的任何组合可被用于本发明的一些实施例。计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。计算机可读存储介质可以是例如但不限于电子的、磁性的、光学的、电磁的、红外的或半导体的系统、装置或设备，或前述的任何合适的组合。计算机可读存储介质的更具体示例(非穷举列表)将包括以下：具有一个或多个线的电连接、便携式计算机软盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM或闪存)、光纤、便携式光盘只读存储器(CD-ROM)、光存储设备、磁存储设备或上述的任何合适的组合。在本文档的上下文中，计算机可读存储介质可以是任何有形介质，其可包含或存储程序以供指令执行系统、装置或设备使用或与之结合使用。

计算机可读信号介质可包括传播的数据信号，其具有例如以基带或作为载波的部分体现于其中的计算机可读程序代码。这样的传播的信号可采取多种形式中的任何一种，包括但不限于电磁、光学或其任何合适的组合。计算机可读信号介质可以是如下任何计算机可读介质：不是计算机可读存储介质，并且可通信、传播或传输由指令执行系统、装置或设备使用或与之结合使用的程序。

体现在计算机可读介质上的程序代码和/或由此使用的数据可使用包括但不限于无线、有线、光纤缆线、RF等、或上述的任何适当组合的任何适当的介质来发射。

用于执行本发明的一些实施例的操作的计算机程序代码可用一个或多个编程语言的任何组合，包括面向对象的编程语言诸如Java、Smalltalk、C++等，以及传统的过程编程语言诸如“C”编程语言或类似的编程语言，来编写。程序代码可完全在用户的计算机上执行，作为独立的软件包部分在用户的计算机上执行，部分在用户的计算机上且部分在远程计算机上执行，或完全在远程计算机或服务器上执行。在后一种情况下，远程计算机可通过包括局域网(LAN)或广域网(WAN)在内的任何类型的网络连接到用户的计算机，或者可(例如，通过使用互联网服务提供商的互联网)连接到外部计算机。

下面可参考根据本发明的实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品的流程图和/或框图来描述本发明的一些实施例。应当理解，流程图图示和/或框图的每个块以及流程图图示中的块和/或框图中的块的组合可通过计算机程序指令来实现。这些计算机程序指令可被提供给通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生机器，使得经由计算机或其他编程数据处理装置的处理器执行的指令，创建用于实现流程图和/或框图块或框中指定的功能/动作的装置。

这些计算机程序指令也可存储在计算机可读介质中，该计算机可读介质可指导计算机、其他可编程数据处理设备或其他装置以特定方式工作，使得存储在计算机可读介质中的指令产生制造品，其包括实现流程图和/或框图块或框中指定的功能/动作的指令。

计算机程序指令也可加载到计算机、其他可编程数据处理设备或其他装置上，以使得在计算机、其他可编程设备或其他装置上执行一系列操作步骤，以产生计算机实现的过程，使得在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现流程图和/或框图或框中指定的功能/动作的过程。

本文描述的一些方法通常仅被设计为用于计算机，并且对于由人类专家纯手动执行可能不可行或不实用。可能期望想要手动执行类似任务，诸如收集心脏测量值的人类专家使用完全不同的方法，例如，利用专家知识和/或人脑的模式识别能力，这将比手动执行本文所述方法的步骤高效得多。

附图说明

本文仅通过示例的方式，参考附图描述本发明的一些实施例。现在具体参考附图的细节，强调所示的细节是通过示例的方式并且是为了说明性地讨论本发明的示例的目的。在这方面，结合附图进行的描述使得可如何实践本发明的示例对于本领域的技术人员来说显而易见。

在图中：

图1是根据本发明的一些实施例的用于心脏刺激的系统的简化示意图；

图2是根据本发明的一些实施例的评估电极位置的方法；

图3A是根据本发明的一些实施例的控制植入式脉冲发生器的方法；

图3B是根据本发明的一些实施例的控制植入式脉冲发生器的方法的操作的示意图；

图4是根据本发明的一些实施例的施加心脏收缩性调节刺激的方法；

图5A是根据本发明的一些实施例的用于实现控制植入式脉冲发生器的方法的电极选择方法；

图5B是根据本发明的一些实施例的监测方法；

图6A-D是根据本发明的一些实施例的辨别经过心室隔膜636的传导模式的示意图；

图7A-D是根据本发明的一些实施例的感测心脏传导波前的简化示意图；

图7E是根据本发明的一些实施例的感测到的心室事件的时间线的简化示意图；

图8A-D是根据本发明的一些实施例的感测心脏传导波前的简化示意图；

图8E是根据本发明的一些实施例的感测到的心室事件的时序的简化示意图；

图9是根据本发明的一些实施例的三传感器辨别通过心室隔膜的传导模式的示意图；以及

图10是显示根据本发明的一些实施例的刺激信号和测量值信号的简化示意图。

具体实施方式

在其一些实施例中，本发明涉及一种用于心脏刺激的装置，并且更具体地但非排他地涉及用于心脏刺激的装置的电极的定位。

概览

本发明的一些实施例的广泛方面涉及使用了使用电极本身所收集的测量值来确定用于感测心脏内的心脏电活动的电极的定位。

在一些实施例中，利用电极感测心脏电活动被用于确定哪个心动周期(例如，在每个周期的基础上)接收心脏收缩性调节(心脏收缩性调节)刺激。其中，在一些实施例中，心脏收缩性调节被施加到隔膜，例如，在定位(例如锚定)在隔膜处的两个电极之间。附加地并且可选地，在一些实施例中，利用电极感测心脏电活动被用于确定何时应用植入式心律转复除颤器(ICD)模拟和/或心脏再同步治疗(CRT)刺激。

在一些实施例中，正常(例如非心律失常)心动周期的假定和/或确定的心脏电信号传播与利用电极收集的心脏电活动的测量值一起使用，以确定电极的位置。

其中，在一些实施例中，心脏电活动的测量值包括心脏传导波前到达第一测量位置和第二测量位置之间的相对定时。

其中，在一些实施例中，使用第一电极对收集在第一测量位置处的测量值，其中第一电极对的第一电极定位于第一测量位置，并且第一电极对中的第二电极定位于距第一电极一距离处。其中，在一些实施例中，使用第二电极对收集在第二测量位置处的测量值，其中第二电极对中的第一电极定位在第二测量位置处，并且第二电极对中的第二电极定位在距第二电极对的第一电极一距离处。

在一些实施例中，两对电极中的第一电极与心脏隔膜接触，例如连接(例如锚定)到隔膜。在一些实施例中，两对的第一电极各自由不同的心脏引线承载。在一些实施例中，这些第二电极由一个或多个引线承载，与第一电极相距一距离，这些第二电极例如定位在心脏腔室例如右心室(RV)内。

在一些实施例中，存在单个第二电极，其中例如，在第一对的第一电极处的测量和在第二对的第一电极处的测量都相对于单个第二电极。在一些实施例中，每个引线承载第二电极，其中，在一些实施例中，在每个相应的第一电极处的测量相对于由与第一电极相同的引线承载的第二电极。

在一些实施例中，当在第一电极处检测到且然后在第二电极处检测到心脏传导波前时，对心脏施加心脏收缩性调节刺激。在一些实施例中，当在第一电极和第二电极处的检测之间存在足够的延迟时，施加刺激。

本发明的一些实施例的一个方面涉及，一旦两个电极定位在心脏内，就使用在电极本身收集的测量值来指定哪个电极被看作是第一电极和哪个电极被看作是第二电极。例如，在一些实施例中，一旦定位，检测心脏传导波前的第一电极就被指定为第一电极，并且只有在第一电极之后(例如以适当的时间延迟)在第二电极处检测到其心脏传导波前的那些心动周期会接收心脏收缩性调节刺激。

在一些实施例中，基于哪个电极首先感测心脏传导波前的统计分析来给出电极的名称。例如，在一些实施例中，对于给定时间段，在给定时间段中在超过一半的心动周期中首先检测到心脏传导波前的电极被指定为所述第一电极。

在一些实施例中，使用这些电极来确定正常心动周期的心脏电信号传播的特征。其中，在一些实施例中，使用多个测量值来提供对什么构成正常传播和/或正常心动周期的预期占优度(prevalence)的统计理解。

在一些实施例中，使用利用电极收集的单个测量值集来确定电极的位置和受试者的心动周期特征两者。

在一些实施例中，通过在电极处(和/或在电极对之间)提供的电刺激来确定电极和/或引线位置，而在另一电极处(和/或在另一个电极对之间)感测刺激的效果。可选地，在一些实施例中，在阻抗测量值中使用用于感测心脏传导波前的相同电极。

例如，在一些实施例中，从组织阻抗测量值来确定电极之间的距离，其中在一些实施例中，组织阻抗是在靠近和/或耦接到和/或锚定和/或嵌入心脏组织中的电极之间(例如，两个电极之间)测量的。

在一些实施例中，刺激和测量使用单个电极对，其中在电极之一处注入刺激并在另一个电极处进行测量。在一些实施例中，使用两对电极收集组织阻抗测量值，其中在第一对电极之间提供电刺激，并且在第二对电极之间进行测量。在一些实施例中，测量的电极对由靠近(例如附接到，例如锚定到)例如隔膜组织这样的心脏组织的电极形成。在一些实施例中，测量的电极对对由两个引线承载，每个引线承载例如在引线尖端处的测量电极。

在一些实施例中，通过在刺激电极对的电极之间注入电刺激脉冲并测量脉冲的幅度减小来收集阻抗测量值。

在一些实施例中，通过测量电极之间的动作电势行进时间，例如通过刺激心脏组织且然后测量与由此在一个或多个其他电极处检测的心室收缩相关联的电活动的时间，来确定电极之间的距离。可选地，在一些实施例中，在动作电势测量中使用用于感测心脏传导波前和/或阻抗的相同电极。

例如，在一些实施例中，在刺激电极对之间提供刺激，并且在测量电极对之间测量动作电势。其中，在一些实施例中，测量电极对的每个电极连接到隔膜的不同区域。

在一些实施例中，使用相同的施加刺激(例如刺激脉冲)来收集组织阻抗和动作电势行进速度测量值。例如，利用电势组织传导速度快于心脏组织的细胞间激活动作电势的行进。例如，在一些实施例中，在刺激脉冲之后，在测量电极对处检测到的第一脉冲被用于确定组织阻抗，并且检测到的第二脉冲被用于指示动作电势行进时间。本发明的一些实施例的一个方面涉及定位电极，用于例如当安装心脏刺激装置时，使用根据电极测量值确定的位置反馈，来感测心脏内的心脏电活动。在一些实施例中，电极的定位是通过定位承载电极的引线来实现的。

在一些实施例中，将电极引线引入心脏中，使用电极测量值来确定电极的位置，且然后评估所确定的位置，评估指示应当重新定位引线和/或应当例如通过锚定来保持它们的位置。

在一些实施例中，使用测量值反馈来定位电极引线，使得例如指示在心动周期异常和/或未能检测到心脏传导波前到达一个或多个电极的情况下，使用引线收集的心电测量值产生最小数量的应当抑制心脏收缩性调节刺激的指示。

例如，在示例性示例中，选择第一和第二电极的位置以在两个电极处提供对心脏传导波前的感测，并且其中两个电极中的一个在另一个之前感测到波前，并且在感测波前之间具有足够的延迟。

在一些实施例中，例如在引线的安装期间对电极的定位是一个迭代过程，其中重复地进行电极定位，和/或进行测量，例如直到达到期望的位置。其中，在一些实施例中，期望的位置由感测心脏波前的时间和/或心脏收缩性调节刺激应该被抑制的指示的发生率来定义。

在一些实施例中，电极被定位和重新定位，直到最大延迟的位置被定位。在一些实施例中，电极被重新定位，直到延迟高于阈值持续时间(和/或在允许的范围内)。

本发明的一些实施例的一个方面涉及使用利用引线收集的测量值来监测电极引线的定位和/或心脏健康。

在一些实施例中，例如监测心动周期测量值例如随着时间的变化。在一些实施例中，然后评估变化以提供心脏行为变化和/或引线定位变化(例如移位)的指示。在一些实施例中，评估包括收集额外的测量值。

在一些实施例中，监测检测到的心脏波前到达不同电极位置之间的相对定时(例如，之间的延迟)。在一些实施例中，通过心率来监测延迟。

在一些实施例中，监测延迟的一个或多个统计表示(例如平均值)。在一些实施例中，

在一些实施例中，如果延迟和/或延迟的统计表示在正常范围之外，则诊断出引线移位和/或心脏状况。在一些实施例中，正常范围是针对特定患者定制的，例如，在存在心脏功能障碍的受试者的情况下，潜在地能够跟踪心脏行为和/或健康的变化。

在一些实施例中，监测检测到的心脏波前之间的中值延迟。在一些实施例中，在例如阈值和/或允许范围之外的中值延迟的变化被用于诊断受试者心脏健康的变化。中位数延迟可被用于证明心脏行为的变化。例如，即使在患有心律失常的受试者中，预期的心律失常周期的发生率也低于20％。

在一些实施例中，监测时间延迟的变化速度(和/或时间延迟的统计表示)。例如，在一些实施例中，使用时间延迟的快速变化和/或时间延迟的统计表示(例如，平均时间延迟)来识别引线移位。然而，在一些实施例中，使用更平缓的变化来预测心脏行为的变化。

在一些实施例中，延迟本身被可选地用于识别引线移位和/或诊断心脏行为，其中延迟(和/或延迟的统计表示)是利用心率(例如，不同范围或心率的平均延迟)来评估的。可替换地或附加地，在一些实施例中，延迟的变化程度被用于识别引线移位和/或诊断心脏行为。

在一些实施例中，当心率增加例如高于阈值时，诱发的局部缺血与检测到的心脏波前之间的延迟变化的增加有关。

在示例性实施例中，如果检测到的心脏传导波前之间的时间差(例如，中值时间差)的统计表示随着心率而增加(例如，高于阈值)，则诊断潜在诱发的局部缺血。

本发明的一些实施例的一个方面涉及通过在电极之间注入刺激脉冲来确定位于心脏内的电极之间的距离，例如电极之间的相对距离。在一些实施例中，电极被定位在(例如锚定到)心脏的隔膜处。在一些实施例中，刺激脉冲在第一电极处施加，并在第二电极处测量。在一些实施例中，在心脏的心动周期的不应期期间施加脉冲，例如以(例如在第二电极处)产生测量脉冲，其中振幅的减小被用于确定电极之间的距离。可替换地或附加地，不是在心动周期的不应期期间施加刺激脉冲，以刺激电极之间的组织中的刺激心脏动作电势的第二测量脉冲，在一些实施例中，其测量值(例如，测量脉冲的刺激和检测之间的延迟)被用于确定电极(例如刺激电极和测量电极)之间的距离和/或电极的相对位置。

在详细解释本发明的至少一个示例之前，应当理解，本发明的应用不一定局限于以下描述和/或附图和/或示例中所述的部件和/或方法的构造和布置的细节。本发明能够具有其他示例，或者能够以各种方式实践或实施。

示例性系统

图1是根据本发明的一些实施例的用于心脏刺激的系统100的简化示意图。

在一些实施例中，系统100是用于施加收缩性调节的系统。附加地或可替换地，在一些实施例中，系统100被配置为施加其他类型的心脏刺激，例如起搏。

在一些实施例中，系统100被配置为从心脏116内例如心脏116的右心室RV内的至少两个点收集心脏传导波前测量值。在示例性示例中，收集经过隔膜136的心脏波前的测量值。

在一些实施例中，使用至少两个电极来收集测量值。在示例性示例中，使用至少两个电极组来收集双极测量值。其中，例如，对于每个组，测量在第一电极和第二电极之间。在一些实施例中，每个组分别具有单独的第一电极103、105和单独的第二电极106、110。其中，在示例性实施例中，第一引线102承载第一电极组的第一电极103和第二电极106，且第二引线104承载第二电极组的第一电极105和第二电极110。可替换地，在一些实施例中，存在比第一电极更少的第二电极。

在一些实施例中，“双极电极”被用于收集测量值，其中双极电极包括第一电极和第二电极，例如，如本文其他地方所述。例如，在单个引线上，例如其中一个电极(例如“第一电极”)与待测量的组织接触，而另一电极(例如，“第二电极”)距离待测量的组织一定距离。

在示例性示例中，电极103、105是环形电极。

在示例性示例中，一个或多个电极组包括与隔膜136接触和/或紧邻隔膜136的第一电极106、110，并且该组的第二电极103、105与第一电极相距一距离，例如定位于右心室内。在一些实施例中，引线102、104中的一个或两个通过相同的血管(例如，上腔静脉)延伸到右心室中。在一些实施例中，一组或多组的第一电极106、110定位于第一引线102和第二引线104的尖端部分。在一些实施例中，一组或多组的第二电极103、105分别被承载在引线102、104的主体部分中。

可选地，在一些实施例中，电极103、105、106、110中的一个或多个被配置为将电能递送到心脏(例如用于测量电极之间的距离，该电极例如包括如图4的步骤406、407、408中的一个或多个中所示和/或如关于其所描述的一个或者多个特征)。

在一些实施例中，右心室引线102、104中的一个或两个分别包括锚固件106a、110a。其中，在一些实施例中，锚固件106、110被设计成将引线102、104保持到心脏组织并将电极103、105定位在RV内。锚固件106a、110a例如被配置为将引线102、104锚定到心脏116的隔膜136。在一些实施例中，引线102、104中的一个或多个的远端和/或锚固件105、110包括导电材料。在一些实施例中，这些导电材料被用作测量电极106、110(例如，如关于图4的步骤412所描述的)。

在一些实施例中，在心脏内的一个或多个电极处施加治疗性电流递送(例如，心脏收缩性调节)。例如，在定位(例如锚定)在隔膜136处的一个或多个电极106、110处(例如在电极之间)。应注意的是，治疗性电流递送可选地在相对和/或绝对不应期期间提供。可选地或附加地，该电流被配置为例如通过修改和/或逆转患有心力衰竭的心脏的胎儿基因程序(fetal gene program)引起心脏的重塑。例如，可使用美国新泽西州Marlton的ImpulseDynamics股份有限公司出售的植入式设备来施加这样的治疗信号。

在一些实施例中，在心脏内的一个或多个引线处施加治疗性电流递送(例如，心脏收缩性调节)。例如，在一个或多个引线102、104处通过一个或多个双极电极组，例如包括电极103和电极106的组和/或包括电极105和电极110的组。

可替换地或附加地，在一些实施例中，系统100包括一个或多个元件108，其用于到心脏116(例如电击线圈108)的治疗电流递送(例如，植入式心律转复除颤器(ICD)刺激和/或心脏再同步治疗(CRT)刺激)。在示例性示例中，电击线圈108由第二引线104承载。在一些实施例中，电击线圈108被定位在第二引线104上，使得当第二电极105被定位在期望位置时和/或当第二引线被锚定到隔膜136时，电击线圈106至少部分地被定位在RV内。在一些实施例中，例如，如图1所示，电击线圈108足够长，使得在一些实施例中，电击线圈108延伸到右心房(RA)中。

可选地，在一些实施例中，系统包括一个或多个用于测量心脏电活动和/或递送电刺激的附加电极。例如，一个或多个心房电极142、144和/或一个或多个左心室壁电极140。

在一些实施例中，系统100包括一个或多个附加引线132、134。例如，在一些实施例中，系统100包括右心房(RA)引线132，在一些实施例中，其承载一个或多个心房电极142、144。

例如，在一些实施例中，系统100包括左心室(LV)引线134，在一些实施例中，其承载一个或多个电极140。在一些实施例中，LV引线134延伸到LV的血管例如静脉中。在一些实施例中，引线134包括沿着引线设置的多个电极，例如四个电极。在一些实施例中，引线134承载至少两个电极140。在示例性示例中，引线134承载四个电极140。在一些实施例中，在电极140的一个或多个电极对之间提供电刺激。其中例如，刺激是ICD和/或CRT中的一个或多个。

在一些实施例中，系统100包括植入式脉冲发生器(IPG)120。在一些实施例中，IPG120包括壳体122，其被配置为用于植入，例如尺寸和/或形状为皮下植入和/或包括生物相容性材料，例如生物相容性涂层。

在一些实施例中，IPG 120包括被配置为生成和/或发射控制信号的控制器126。

可选地，在一些实施例中，IPG包括例如被配置为向接收器发送所收集的消息的发射器128。例如，患者身体外部的接收器。在一些实施例中，外部接收器连接到用户接口，用于向用户(患者自身和/或医疗保健专业人员)发出警报。在一些实施例中，发射器128包括接收器，其例如被配置为接收例如用于控制器126，例如用于改变IPG的操作的控制指令。

在一些实施例中，IPG 120包括电源124，其被配置为向系统100的一个或多个部分提供电力。例如，到电击线圈108、控制器126、发射器128和存储器130中的一个或多个。例如，在一些实施例中，电源124向电击线圈108提供电力。在一些实施例中，控制器126从一个或多个传感器(例如，引线电极103、105、106、110、142、144、140)接收测量值数据。

评估电极位置的示例性方法

图2是根据本发明的一些实施例的评估电极位置的方法。

在200处，在一些实施例中，测量心脏的心脏电活动。例如，使用定位于心脏内的一个或多个电极。在示例性实施例中，使用至少两个电极组，例如图1中的电极组103、106和电极组105、110，来测量经过隔膜的心脏传导波前的通过。

在202，在一些实施例中，在步骤200中收集的测量值被用于评估定位在心脏内的一个或多个电极的位置。其中，在一些实施例中，评估包括如图4的步骤412和/或步骤422所示和/或关于其描述的一个或多个特征。

心脏收缩性调节刺激的示例性方法

图3A是根据本发明的一些实施例的控制植入式脉冲发生器的方法。

在300，在一些实施例中，根据由被指定为RV电极对的电极对收集的测量值来确定心脏电活动波前(也称为“心脏传导波前”，且本文中也称为“心室事件”)的到达。在一些实施例中，心室事件是心脏心电图(ECG)的R波分量的到达时间。R波分量对于这种用途具有潜在的优点，因为它的幅度相对较大并且相对较快；然而，正在进行的循环心脏电活动波形的任何其他分量对R波被附加地或替代地检测。在一些实施例中，通过识别R波的峰值来确定心室事件的时间。可替换地或附加地，或者使用模板相关性来识别R波。

在302，可选地，在一些实施例中，在检测到心室事件之后引入延迟时间(例如，图3B中的延迟302)。

在一些实施例中，延迟时间在约0-100毫秒之间或在约0-50毫秒之间，或更低或更高或中间持续时间或范围。

在304，在一些实施例中，开始辨别窗口(例如，图3B中的辨别窗口304)。

在一些实施例中，辨别窗口在其开始约1-75毫秒之后，或在其开始约1-40毫秒，或更低或更高或中间范围或持续时间之后关闭。

在306，在一些实施例中，如果在辨别窗口期间，在LS指定的电极组处检测到心室事件(本文中也称为“本地感测(LS)事件”)，则可选地，引入延迟时间(例如图3B中的延迟306)。例如，延迟时间是在检测到LS事件时实现的。

在308，在一些实施例中，直接在检测到LS事件之后(或者，在步骤306的延迟时间的情况下，在延迟时间之后)施加心脏收缩性调节。在一些实施例中，如果在辨别窗口内未检测到LS事件，则例如在心动周期期间不施加心脏收缩性调节。附加地或可替换地，在一些实施例中，如果在辨别窗口内未检测到LS事件，则在一个或多个后续心动周期期间不施加心脏收缩性调节。

在一些实施例中；延迟时间302、辨别窗口304、延迟时间306和心脏收缩性调节刺激持续时间308中的一个或多个的持续时间是可调节的和/或可变的。例如，一个或多个持续时间取决于心率。例如，在一些实施例中，一个或多个持续时间被确定为心率的百分比。例如，其中心率是根据在持续时间和/或周期的数量内的心率测量值来确定的。例如，2-100个周期、2-50个周期或1-30秒、或更低或更高或中等数量的心动周期或持续时间。在一些实施例中，利用近期数据连续地调整心率。在一些实施例中，根据近期数据周期性地确定心率，其中使用所确定的值直到确定新的值。

在一些实施例中，当心律频率例如在允许的范围内高于最小阈值和/或低于最大阈值时，执行心脏收缩性调节。

例如，在一些实施例中，在运动期间提供心脏收缩性调节。例如，对于高达上阈值的心率。其中，在一些实施例中，个体的上阈值是最大运动心率(以每分钟心跳为单位，BBM)。其中，在一些实施例中，对于个体年龄A的最大运动心率M被确定为：M＝220-A。

在一些实施例中，个体的上阈值是最大运动心率的60％、或70％、或80％、或85％、或90％、或95％、或更低或更高或中间范围或百分比。

在一些实施例中，为高于下阈值的心率提供心脏收缩性调节。其中，在一些实施例中，下阈值是大约100BPM、或大约110BPM、或约120BPM、或更低或更高或中间心率或范围。

例如，心脏收缩性调节的允许范围在例如如上所述的下阈值和上阈值之间。

为了说明的目的，本文解释了加窗算法。它具有可利用最少的计算资源来进行计算和/或由模拟时序电路实现的潜在优势。在一些实施例中，以另一种方式获得相同的心脏电刺激(例如，心脏收缩性调节刺激)和/或刺激结果的抑制。例如，在一些实施例中，明确地确定心脏传导矢量(例如图6A-D中615)的表观速度和方向，并且使用落在其速度和/或方向的特定参数范围内的传导矢量来确定是否应用心脏收缩性调节。

图3B是根据本发明的一些实施例的控制植入式脉冲发生器的方法的操作的示意图。

图3B中示出的是心动周期轨迹300，其显示了心动周期的P、Q、R和T部分。

在一些实施例中，例如在心动周期的Q和R部分之间的转换时检测到右心室事件(也称为RV事件)。其中，在一些实施例中，RV事件检测来自被指定为RV电极的电极(例如，图1中的第一电极103)所测量的电信号。然后在辨别窗口304开始之前引入延迟302。如果在辨别窗口304期间(例如，由图1中的第二电极105测量的电信号)检测到本地感测LS事件，则在一些实施例中，优选地，在LS事件检测时引入延迟306(如果已经实施了被称为“第一延迟”的延迟302，则称为“第二延迟”)，在其之后在一些实施例中施加心脏收缩性调节刺激308。

心脏收缩性调节刺激的示例性详细方法

图4是根据本发明的一些实施例的施加心脏收缩性调节刺激的方法。

在400处，在一些实施例中，心脏装置的(例如，由一个或多个引线承载的)一个或多个电极被定位在心脏内的初始位置。

在一些实施例中一个或多个引线、以及在示例性示例中多个引线被递送到心脏的内腔。其中一个或多个引线承载一个或多个电极。其中每个电极被配置为感测心脏的电活动和/或被配置为递送心脏收缩性调节。

在示例性示例中，至少第一电极和第二电极被配置为检测穿过心脏隔膜的电心脏波前的通过。在一些实施例中，第一电极和第二电极在定位在隔膜附近时检测波前。例如，如本文其他地方所述，根据第一电极和第二电极的测量值信号来识别心脏波前(例如，通过隔膜)的到达时间，特别是第一电极与第二电极之间的心脏波前的检测之间的延迟(本文称为“延迟”)。

在一些实施例中，引线递送是通过导管插入术进行的，其可选地通过例如超声、x射线(例如荧光透视)中的一个或多个这样的成像来辅助。在一些实施例中，使用导管插入术将引线推进到心脏中，其中在一些实施例中，将压力施加到引线的远端部分以将引线的近端部分推进到心脏中和/或将张力施加到引线的远端部分以使近端部分从心脏抽回。

在一些实施例中，(例如，在定位引线之前)选择用于一个或多个引线部分的位置。

例如，在一些实施例中，例如，当医学从业者准备植入心脏刺激系统和/或定位和/或重新定位植入系统的部分时，医学从业者选择引线部分定位(例如，该系统包括在图1的系统100中示出和/或就其描述的一个或多个特征)。

可替换地或附加地，在一些实施例中，引线部分定位的选择基于患者数据。其中，患者数据包括例如患者诊断、患者成像、患者年龄、患者体重、来自测量患者的植入设备(例如IPG)的数据中的一个或多个。

可替换地或附加地，在一些实施例中，引线部分定位的选择是自动的，例如，基于患者数据自动确定。其中，在一些实施例中，自动选择建议被呈现给用户(例如，医疗从业者)，然后用户在选择引线位置时使用该建议。

在一些实施例中，一个或多个引线被定位成延伸到心室例如心脏的RV中。在示例性示例中，两个引线被定位在RV内。在一些实施例中，一个或多个引线从IPG(例如，IPG包括如图1中IPG 120所示和/或关于其所述的一个或多个特征)的附着处延伸。可替换地或附加地，在一些实施例中，一个或多个引线不连接到IPG(例如，电源和/或控制器电路)，并且例如，稍后连接。

在一些实施例中，位置的选择包括例如相对于一个或多个地标，例如解剖和/或标记，的一个或多个尺寸。在一些实施例中，位置的选择包括患者外部的一个或多个装置的尺寸，例如引线从例如患者外部插入患者体内的距离。

在一些实施例中，引线沿着上下轴线布置(例如，布置成间隔至少0.5cm、或1cm、或2cm、或更低或更高或中间距离)。在一些实施例中，该轴线对应于当传输穿过隔膜时，心室上开始的传输通常沿着其行进的轴线。

可选地，定位一个或多个附加引线。例如，延伸到心房(例如图1中的引线132)和/或左心室LV(例如图中的引线134)中的一个或多个引线。

在一些实施例中，引线(例如，至少两个引线)被定位在心脏内的初始位置(例如，在右心室内，例如，如图1中的引线102、104所示)。可选地，在一些实施例中，使用一个或多个测量值来辅助定位。例如，在定位过程期间使用成像。例如，使用由第一引线的电极收集(例如心脏电信号)的测量值和/或由身体和/或心脏内的其他电极和/或例如与受试者的皮肤表面接触的外部放置的感测电极收集的测量值。

在一些实施例中，定位第一引线，然后在定位第二引线之前确定第一引线的位置(例如，使用一个或多个类型的测量值，例如，如在步骤402-409中的一个或多个中所描述的)，其中，在一些实施例中，基于所确定的第一引线的定位来调整第二引线的选定和/或计划定位。或者，在一些实施例中，第一和第二右心室引线(例如，图1中的引线102、104)两者同时定位。

在402处，使用引线电极来收集测量值。在一些实施例中，针对多个心动周期收集一个或多个类型的测量值(例如，在步骤404-409中描述的一个或多个测量值)。

在404，在一些实施例中，测量心脏传导波前到达不同电极的时间。

在一些实施例中，收集未刺激的心动周期的测量值。可替换地或附加地，在一些实施例中，在心脏例如以不同的心率受到刺激(例如，起搏，例如心房起搏)的情况下，收集测量值。例如，心脏受到药物刺激。

在一些实施例中，测量心脏的一个或多个部分内的电波传播。在一些实施例中，测量例如通过隔膜的组织的心室波传播。在一些实施例中，收集多个心动周期的测量值，以提供例如个体心脏的电波传播的统计变化的细节。可选地，针对不同的心率测量电波传播。

在一些实施例中，经刺激的(例如起搏的，例如心房起搏的)心动周期的测量值被用于提供“正常”心跳的数据。在一些实施例中，未经刺激的心动周期的测量值被用于提供心律失常发生率的数据。其中，在一些实施例中，心律失常被定义为传导波前穿过隔膜而不是起源于房室结(AV结)。

可替换地或附加地，在一些实施例中，使用先前收集的数据，例如所关注患者和/或其他受试者的数据，来确定正常的心脏传播，其中这些数据可选地针对患者(例如，根据年龄和/或性别和/或体重和/或病史)进行定制。

在一些实施例中，评估心脏电活动波前(在本文中也称为“心室事件”)到达第一电极和第二电极的相对时间。在一些实施例中，针对多个心动周期测量传导波前到达之间的延迟，例如，以使得能够计算电极植入位点处的波前行进的统计表示。

可选地，统计表示包括平均延迟和/或该延迟的标准差。可选地，在多个心率下执行相对延迟的测量。

在示例性实施例中，心室事件是心脏心电图(ECG)的R波分量的到达时间。R波分量对于这种用途具有潜在的优点，这是因为它的幅度相对较大并且相对较快；然而对R波正在进行的循环心脏电活动波形的任何其他分量被附加地或替代地检测。

在一些实施例中，电极之间心室事件的检测顺序被用于确定电极到AV结的相对距离。例如，为了将电极指定为RV和LS以实现图3A-B的方法。在一些实施例中，确定两个电极中的哪个电极更靠近AV结(例如，图1中的AV结138)。在一些实施例中，使用如图5A中所示和/或关于其所描述的一个或多个特征来确定两个电极相对于AV结的位置。

在一些实施例中，将电极指定为RV和LS(例如，为了实现图3A-B的方法的目的)是基于电极的定位(例如，确定的定位)和/或规则心动周期的电传播。在一些实施例中，指定是手动的，例如由医生选择和/或基于使用引线电极和/或其他测量设备收集的初步测量值(例如外部ECG传感器测量值)自动进行。

可替换地或附加地，在一些实施例中，在406处，测量两个电极之间的组织阻抗。在一些实施例中，使用电极之间的心脏组织的组织阻抗来确定电极之间的距离。例如，为了确定靠近隔膜和/或与隔膜接触和/或锚定到隔膜的电极，例如图1中的电极106、110、隔膜136之间，的距离。在一些实施例中，通过在电极之间注入电流并测量电极之间的电势来测量电极之间(例如隔膜)的组织阻抗。

在示例性实施例中，在心动周期的不应期期间收集阻抗测量值。例如，在监测心动周期的情况下，根据周期的测量值来确定周期的不应期和/或使用先前心动周期的测量值来确定不应期。然后在心动周期的被识别为不应期的部分中收集阻抗测量值。

可替换地或附加地，在407，在一些实施例中，通过在第一电极和第二电极之一处施加电刺激(例如刺激脉冲，例如电流或电压刺激，例如电流或电压刺激脉冲)以及测量脉冲在另一个电极处的幅度(和/或到达时间)的减小来测量第一电极和第二电极之间的距离。其中测量值被用于确定第一电极和第二电极之间的距离。

可替换地或附加地，在408，在一些实施例中，通过(例如在电极之一处)刺激心脏组织和测量由刺激引起的(例如在另一电极处)心脏组织动作电势的行进时间来测量值第一电极和第二电极之间的距离。例如，在电极之一处提供电刺激并且在另一电极处测量心室收缩性的情况下，心室收缩性特性(例如延迟和/或振幅)被用于确定第一电极和第二电极之间的距离。

在一些实施例中，相同的刺激脉冲被用于测量组织阻抗(例如，如步骤406中所述)和例如如在步骤408中所述诱发心脏组织动作电势。在一些实施例中，相同的刺激脉冲被用于进行步骤406、407和408中描述的一个或多个测量。

在一些实施例中，参考图10进一步描述步骤406、407和408中的一个或多个。

可选地，在409，在一些实施例中，例如结合一个或多个其他测量值，例如在404、406、407、408收集的一个或多个测量值，来收集心率测量值。例如，来提供心率对测量值的影响。在一些实施例中，在测量过程期间，例如通过起搏，例如过度起搏和/或使个体焦虑(例如通过物理和/或化学焦虑)，来诱发不同的心率。

可选地，在410，使用一个或多个其他测量模态，例如成像，例如外部ECG测量值，来测量引线和/或电极位置。

在412，在一些实施例中，使用在步骤404-410中的一个或多个步骤中与引线一起收集的测量值来评估引线定位。

在一些实施例中，基于关于正常心脏活动的数据(例如在步骤402处假设和/或测量的)以及改变图3A-B的窗口算法的一个或多个参数的值的能力，来评估电极和/或引线的位置。

例如，在一些实施例中，执行优化过程，其中，给定心脏活动测量值和窗口算法内可用的灵活性，为电极位置确认应用心脏收缩性调节刺激的心动周期的预计发生率。在一些实施例中，例如对于不同的心率，确定多个预计发生率。

其中，在一些实施例中，图3A-B的方法的延迟时间302、辨别窗口304、延迟时间306和心脏收缩性调节刺激持续时间308中的一个或多个的持续时间是可调节的。

在一些实施例中，优化过程包括改变心室事件的检测作为对窗口算法的输入。其中，例如，用于识别心动周期的R波的参数被改变。例如，在识别R波的峰值的情况下，改变峰值检测算法的参数。

例如，在一些实施例中，基于在步骤404收集的波前延迟测量值来选择图3A-B的方法的辨别窗口。例如，在一些实施例中(例如，对于相对延迟的一般高斯分布)，辨别窗口持续时间被选择为平均延迟的±2、±3、±4或其他数量的标准差内的延迟范围。可选地，窗口持续时间(例如，图3A-B中的窗口304)和/或偏移(图3A-B中的延迟302)被选择为包括相对到达时间的所有测量值，或者至少绝大多数测量值，例如，至少99％的测量值，或至少99.9％的测量值。

可选地，所选择的辨别窗口是动态的，例如取决于心率，和/或根据当前心率来选择；例如考虑作为心率的函数的波前速度的潜在差异。窗口的心率调节可选地基于不同心率下的延迟的测量值来执行。可选地，基于从患者群体观察得出的标准来执行窗口的心率调节。

在一些实施例中，优化包括一个或多个要求。例如，在一些实施例中，需要在第一电极和第二电极处检测到的心室事件之间的最小延迟。在一些实施例中，阈值是固定时间，其中例如，要求延迟的平均值和/或百分比高于阈值。在一些实施例中，阈值为1-8ms、或2-5ms、或1-4ms、或3-4ms、或约3ms、或更低或更高或中间持续时间或范围。

在一些实施例中，要求在第一和第二电极处检测到的事件之间的延迟在允许的时间范围内，例如，0.5-8ms、或0.5-5ms、或1-5ms、或2-5ms、或2-8ms、或更低或更高或中间持续时间或范围。

在414处，在一些实施例中，基于412处的评估，重新定位一个或多个引线。例如，通过推进和/或抽回引线。

在一些实施例中，例如，在需要延迟高于阈值和/或在阈值范围内的情况下，引线被重新定位，直到达到期望的延迟。

在一些实施例中，步骤402-414被重复多次。例如，(在步骤402-410中的一个或多个处)收集测量值，且然后在第一方向上移动引线。在移动之后，再次收集测量值，并且，如果(例如，在步骤412的)评估指示测量值随着引线的移动而改善，则引线再次在第一方向上移动。在一些实施例中，相反地，如果测量值随着引线的移动而劣化，则引线随后在不同的方向上移动。

在416，在一些实施例中，基于在步骤412的评估，维持引线定位。例如，通过例如将引线锚定到隔膜上。在一些实施例中，然后收回用于引线递送和/或定位的装置和/或连接和/或植入IPG。

例如，在一些实施例中，被配置为向一个或多个引线的一个或多个电极例如皮下地递送电刺激的IPG被植入。例如，IPG包括如图1中IPG 120所示和/或关于其所描述的一个或多个特征。在一些实施例中，IPG连接到先前定位的延伸到心脏中的一个或多个引线。在一些实施例中，IPG连接到引线，但不皮下植入，例如利用延伸穿过皮肤表面的引线例如外部连接到患者。

在420，在一些实施例中，所确定的电极位置被用于确定是否例如在每个心动周期的基础上施加心脏收缩性调节刺激。例如，所确定的位置被用作对图3A和图3B中描述的方法的一个或多个特征的输入。例如，基于电极位置来选择延迟时间302、辨别窗口304、延迟时间306和心脏收缩性调节刺激持续时间308的持续时间中的一个或多个。

在422处，在一些实施例中，评估在步骤420处收集的测量值。例如，周期性地。例如，其中一个或多个评估参数被连续更新。

在一些实施例中，在第一电极和第二电极处检测到的波前之间的时间差的持续时间是评估参数。在一些实施例中，评估参数包括时间差的中值、平均值和可变性中的一个或多个。

在一些实施例中，针对一个或多个心动周期评估心室事件的定时。在一些实施例中，例如，对于评估时间段，评估感测到的心室事件的一个或多个定时参数的中值和/或平均值和/或可变性。其中，在一些实施例中，定时参数包括心室事件的感测之间的延迟和/或心室事件的感测顺序(例如，延迟的符号)。

在一些实施例中，基于与所测量的心室事件相关联的心率来评估心室事件的定时。例如，每个心动周期的心率和/或时间段内的心率。在一些实施例中，心率时间段与评估时间段相同或不同。

例如，在一些实施例中，在第一电极和第二电极处检测到的波前之间的测量值时间差与测量时间处的心率一起保存。

在一些实施例中，评估包括确定评估参数的变化是否与心脏功能的变化和/或与心脏内测量电极和/或引线位置的变化相关联。

在一些实施例中，根据时序数据识别电极的移动和/或引线移位。例如，在一些实施例中，定时在一个或多个阈值之外变化，其中变化包括心室事件的顺序和/或心室事件之间随时间的延迟，可选地随心率发出指示潜在电极和/或引线定位错误和/或移位的警报。在示例性实施例中，如果平均延迟和中值延迟中的一个或多个在预期范围之外变化，则识别引线移动(例如移位)。其中，在一些实施例中，如果平均延迟变化超过阈值，例如变化超过10％、或超过20％、或超过30％、或超过40％、或更低或更高或中等百分比或范围变化，则识别引线移动。可替换地或附加地，在一些实施例中，如果中值延迟改变以例如超过10％、或超过20％、或超过30％、或超过40％、或更低或更高或中间百分比或范围超过阈值，则识别引线移动。

可选地，在一些实施例中，使用引线电极测量值来更新和/或重新确定规则的心动周期波前传播。

在424处，在一些实施例中，例如为了递送心脏收缩性调节刺激的目的，更新引线位置。

例如，在一些实施例中，来自步骤424的反馈是对步骤420的输入。其中，在一些实施例中，基于引线位置(例如，如在步骤424中更新的)来调整如下方法的一个或多个部分：图3A-B的确定哪些心动周期应当接受心脏收缩性调节。例如，调整图3A-B中的延迟302、辨别窗口304、延迟306中的一个或多个。例如，对于图3A-B的方法，将引线的指定改变为rv和ls，该指定基于引线位置，其中，在一些实施例中，例如根据图5A的方法中示出和/或描述的一个或多个特征来改变该指定。调整可能会增加接受心脏收缩性调节刺激的心动周期的比例。

在一些实施例中，评估引线和/或电极的位置。例如，使用电极测量值(以及可选的附加测量值，例如成像)。在一些实施例中，电极的移动和/或引线移位是根据测量值，例如根据由电极测量值的事件的定时数据中识别的。可选地，基于识别启动警报，例如引线移位警报。

在426，在一些实施例中，基于在步骤422的评估来诊断患者。例如，在一些实施例中，使用评估来诊断心脏状况。其中，在一些实施例中，诊断包括如图5B中所示和/或关于其所描述的一个或多个特征。可选地，在一些实施例中，例如通过图1的发射器128将诊断传送给用户，例如传送给用户接口。

当施加图4的动作420等时，可基于测量值生成警报。在一个示例中，如果两个电极之间的延迟不在期望范围内，例如不在1-4ms内，则发射警报。在一些实施例中，每次都生成警报。可选地或附加地，基于事件的数量或频率生成警报。可选地或附加地，周期性生成报告，例如，每周生成一次。

在本发明的一些实施例中，例如，使用无线连接将警报发射到远程监控站点(例如，或云位置)。可选地或附加地，发射到本地设备，诸如蜂窝电话(例如，使用蓝牙或其他本地无线连接)，其可在处理之后可选地发送接收到的数据。可选地或附加地，使用本地设备例如设备程序员下载关于这样的警报的数据，可选地作为报告和/或摘要。

在本发明的一些实施例中，测量值包括在一个或两个电极处和/或在电极之间的延迟测量值和/或阻抗测量值。这样的阻抗测量值可用于指示电极和心脏组织之间的接触质量(例如移位)和/或对电极和/或引线的损伤。

具体参考动作420，在本发明的一些实施例中，心脏收缩性调节刺激可选地在相同或重叠时间(例如，在相同心动周期和心动周期内的相同或重叠时间窗口中)施加到两个电极，该重叠时间例如具有在10％和99％之间的重叠，例如，在10％和30％、30％和70％和/或70％和99％之间的重叠。

示例性引线选择

图5A是根据本发明的一些实施例的用于实现控制植入式脉冲发生器的方法的电极选择方法。

在500，在一些实施例中，识别通过第一电极和第二电极(例如图1中的电极106、110)的心室事件。其中，在一些实施例中，识别是根据如关于图4的步骤404所描述的一个或多个特征。

在一些实施例中，根据测量值来确定所识别的心室事件之间的时间差。在一些实施例中，使用电极测量值数据来确定第一电极和第二电极之间感测到的心室事件的顺序。在一些实施例中，例如在心动周期中，根据在不同电极处感测到的心室事件之间的延迟的符号来确定顺序。在一些实施例中，确定是针对从多个(n个)心动周期收集的测量值。

在502处，在一些实施例中，例如对于n个心动周期，确定心室事件顺序占优度(prevalence)。其中，在一些实施例中，对于一时间段，顺序占优度是哪个电极在大部分时间上首先检测到心室事件。

可替换地或附加地，在500处，测量n个心动周期并确定n个周期的顺序占优度，在一些实施例中，例如当测量值被收集时，顺序的确定是连续的和/或顺序占优度是连续更新的。

在504，基于所确定的心室事件顺序占优度，指定RV和LS。例如，为了例如根据图3A和/或图3B所示和/或所述的一个或多个特征来确定何时应该施加心脏收缩性调节刺激。

在一些实施例中，RV和LS电极被周期性地指定。例如，周期性地重复步骤500-504，例如持续设定数量的心动周期和/或持续时间。例如，每小时一次、每天1-5次、每天一次、每隔一天一次、或步骤500-504的较低或较高或中等频率或重复频率范围。

附加地或可替换地，在一些实施例中，在用户输入时重复步骤500-504，其中用户请求评估和/或手动指定电极顺序。

附加地或可替换地，在一些实施例中，步骤500和502是连续执行的，并且步骤504是在检测到变化时执行的。例如，在一时间段内(例如，预先确定的时间段)，在多数顺序占优度发生变化时。例如，在顺序占优度的可变性发生变化时(例如，高于阈值)。

示例性监控

图5B是根据本发明的一些实施例的监测方法。

在501处，在一些实施例中，例如如本文中其他地方所描述的，根据利用电极收集的测量值来确定在不同电极处的传导波形的检测之间的相对定时(例如时间差)。在一些实施例中，测量多个心动周期的时间差。可选地，在一些实施例中，测量心率。

在503处，可选地，在一些实施例中可选地伴随心率，使用在501处收集的测量值来确定正常时间差和/或正常时间差的值的界限。其中，例如，使用在时间上和/或用心率测量的时间差来提供特定受试者的预期值和/或范围。在一些实施例中，通过测量的正常时间差的统计表示来提供正常时间差值。例如，均值、中值、标准差、方差、偏斜、峰度、极值、最大值、最小值、范围、二阶矩中的一个或多个。

或者，在一些实施例中，使用患者数据(例如年龄、诊断)来固定和/或估计统计表示值和/或正常边界。

在一些实施例中，使用固定的或估计的值来确定正常范围和/或期望的平均值和/或统计表示值，然后使用测量值来调整这些值。

在一些实施例中，使用测量值来周期性地更新(例如统计表示的)正常范围和/或值。

在一些实施例中，来自被确定为不符合心脏收缩性调节(和/或其他治疗和/或刺激)心动周期的条件的测量值，例如，如本文中其他地方所描述的，被排除在用于确定正常范围和/或值(例如统计表示)的测量值之外。

在一些实施例中，统计表示是描述时间差在时间段上的变化的统计表示。

在505，在一些实施例中，将测量的时间差与正常值和/或范围进行比较。在一些实施例中，比较是针对单个心动周期。可替换地或附加地，在一些实施例中，比较是某一时间段测量的时间差的统计表示值。例如，在一些实施例中，比较是时间段内的平均值(例如中值)。其中，在一些实施例中，使用相同心率的时间差值来确定平均值。

在507，在一些实施例中，基于在步骤505执行的比较，对受试者进行诊断。

在一些实施例中，如果时间差的变化随着心率而增加，则诊断出潜在的诱发缺血和/或心律失常风险增加。

在一些实施方案中，如果在高心率下，时间差的可变性增加，则诊断出潜在诱发的缺血和/或心律失常风险增加。其中，在一些实施例中，如果在这些升高的心率下，时间差的统计表示指示时间差的变化增加(例如，高于阈值)，则针对超过100bpm、超过110bpm、或超过120bpm、或者更低或更高或中等的心率来诊断潜在诱发的缺血。

如图4所示，这样的测量值和/或分析可从植入的设备或其控制器例如作为警报和/或报告和/或原始或处理的数据来输出。

心脏传导模式的示例性辨别

现在返回参考图3A-B。在一些实施例中，图6A-D示出了例如关于图3A-B所描述和/或图3A-B中所示的算法如何用于区分正常窦性心律和心律失常，以例如仅为正常心动周期提供心脏收缩性调节。

图6A-D是根据本发明的一些实施例的通过心室隔膜636的传导模式的辨别的示意图。

图6A至8D中的每一个都显示了定位于心脏616内的引线602、604以及感测(电极)位置611A、612A。还示出了隔膜内传导矢量615的不同估计，其在方向和长度上取决于感测位置611A和612A之间波前传导的表观方向和速度而变化。

在图6A-6D的每一个底部的时间线中，标记611、612分别表示传导波前到达感测位置611A和612A的时间。在一些实施例中，时间范围613表示辨别窗口(在一些实施例中，其包括图3A-B的辨别窗口的一个或多个特征)。

在本发明的一些实施例中，正常窦性心律和异常窦性心律的第一划分可包括通过心室隔膜的顺向传导(例如，图6A、6C)和逆向传导(如，图6B、6D)。

参考图6A，正常窦性心律以及一些室上性心动过速(SVT)具有心脏传导波前矢量，其通过心室隔膜内的正常传导装置(His和Purkinje纤维束)在正交方向上(即，从波前位置610A向波前位置610B的传导矢量615)行进到心室。其中具有正交方向的SVT可能包括以下中的一个或多个：心房性心动过速、心房扑动、心房颤动、房室结折返性心动过缓(AVNRT)和正交Wolf-Parkinson-White房室折返性心动速(正交WPW-AVRT)。

另一方面，真正的室性心动过速是通过传导系统以反方向传导的，和/或在传导系统本身内产生干扰。例如，在图6B中，传导是从波前位置610C朝向波前位置610D的反向传导。在图6D中，当波前在波前位置610H和波前位置610G之间移动时，传导包括反向分量。图6C中的传导是正交的，但从波前位置610E向波前位置610F移动，而不是起源于心室上。

图6A至6D的时间线表示在本发明的一些实施例中如何实现图3A-B的方法的示例。

在图6A-6D的每一个中，标记611落入辨别窗口613内(图6A)或辨别窗口外(图6B-6D)。

在一些实施例中，当标记611落在辨别窗口613内时，这被认为是应当施加心脏收缩性调节刺激的指示。

图7A-E和图8A-E示出了针对不同传导矢量的心室事件检测的定时和相对于传导矢量的不同电极位置。在一些实施例中，一个或多个图示出了如何使用窗口算法和/或电极位置的优化来优化心脏收缩性调节的应用。

图7A-D是根据本发明的一些实施例的心脏传导波前的感测的简化示意图。

在一些实施例中，由拱形虚线示出的波前穿过间隔组织750。其中，正常波前起源于AV结738，并且在远离AV结738的向下方向上行进穿过间隔组织736。

在一些实施例中，图7A-C示出了对于第一电极空间配置的不同波前的通过。

在图7A中，传播是从AV结738发出的“正常”传导波前750的传播，其在向下方向上传播通过隔膜组织736。

图7B还示出了，在一些实施例中的正常传导波前，但是其中波前752的行进方向与连接电极703、704的矢量760成微小角度。

图7C示出了在一些实施例中，心律失常的波前，例如其中，波前不起源于AV结738处。

图7D示出了在一些实施例中的正常波前，但是为与图7A-D中所示不同的电极空间配置。

图7E是根据本发明的一些实施例的感测到的心室事件的时间线的简化示意图。

在一些实施例中，图7E示出了用于图7A-D的示意性图示的时序。

值得注意的是，如图7C中所示的感测到的心律失常的时间线如何与图7E的时间线相同，其中一个电极已经移动，例如从图7A-C所示位置移位。

图8A-D是根据本发明的一些实施例的心脏传导波前的感测的简化示意图。

图8E是根据本发明的一些实施例的感测到的心室事件的时序的简化示意图。

在一些实施例中，图8A-D示出了对于第二电极空间配置以不同方向传播的心电波的感测。在一些实施例中，图8E示出了与图8A-D的图示相对应的感测到的心室事件的时间线。

如果心脏波前在穿过隔膜的方向上，例如朝向隔膜836的左侧(本文的方向指的是关于图8A-D的方向)，更频繁地通过，则在一些实施例中，例如，如图8A-D所示，电极被相应地定位。潜在地，将电极定位到对应于更多波前的配置可能会增加应用心脏收缩性调节刺激的正常波前(和心动周期)的比例。

然而，参考图8C，如图8A-C中所示的成角度电极配置提供了比例如图7A-D的电极配置更小的正常心动周期的延迟之间的时间差。

然而，参考图8D，成角度的电极配置潜在地降低了与被识别为更普遍的方向不同方向上的心动周期的比例。

图9是根据本发明的一些实施例的通过心室隔膜的传导模式的三传感器辨别的示意图。

在一些实施例中，当使用超过两个电极来感测心脏传导波形时，使用定位电极和/或调整窗口算法以产生最佳心脏收缩性调节刺激的方法(例如，如本文中其他地方所述)。

剩下的两种心律失常形式——反型Wolf-Parkinson-White房室折返性心动过速(反型WPW-AVRT)和Wolf-Parkenson-White心房颤动(WPW-AF)——包括SVT，，可能无法通过只分析扫过心室隔膜的去极化波前的传导速度和方向将其与真正的室性心动过快区分开来。

图9中所示的除了定位于心脏间隔916中的引线102、104之外，还有定位于另一心室区域中的第三引线103。引线103显示为通过与引线104、102相同的血管(例如上腔静脉)进入心脏916；然而，它可选地从另一个方向经过。从而在感测(电极)位置911A、912A外增加了对应于引线103的电极的位置的第三感测位置914A。在一些实施例中，引线103是例如用于心脏再同步治疗(RCT)的LV引线；例如沿着冠状窦通过的引线。在一些实施例中，引线103是放置在左心房的顶点中的引线。

在这种情况下，隔膜内(intraseptal)传导矢量915的估计看起来与正常的正交传导不可区分，并且实际上图9的时间线上的标记911落在辨别窗口913内。这可能会导致确定任何并发心动过速都是起源于室上性心动过速。

然而，在一些实施例中，对通过感测位置914A的传导波前的检测导致预定抑制窗口913B的激活。抑制窗口913B抑制辨别窗口913的除颤辨别功能，结果是即使标记911落在要不然将导致除颤电击的递送被阻止的时段内，除颤也不被抑制。

在一些实施例中，抑制窗口913B足够长以覆盖传导在波前位置910J和波前位置910K之间迂回通过所需的时间，但不长到潜在地抑制SVT的辨别(例如，约100–250毫秒，或另一合适的持续时间)。可选地，抑制窗口913B在延迟913A(例如，大约1-50毫秒)之后开始。在一些实施例中，延迟913A被设置为足够长，例如，使得首先到达感测位置914A，然后在几毫秒后到达例如感测位置912A的心房起始波前不会与波前起始的心室来源相混淆。在一些实施例中，例如，如果在波前通过位置915A之前或之后足够短的时间段内检测到传导波前通过感测位置912A，则抑制窗口913B本身可被抑制。使用电刺激的电极位置的示例性测量值

图10是显示根据本发明的一些实施例的刺激信号1046和测量值信号1048的简化示意图。

在一些实施例中，电刺激脉冲1050被施加在心脏内，例如(例如，在图1中的电极106、110之一处)施加到心脏组织。

在一些实施例中，使用脉冲1050的测量值来确定电极之间的距离。例如，使用例如在另一隔膜电极(例如两个隔膜电极中的第二个隔膜电极)处测量的电测量值信号，例如如果刺激脉冲施加在电极106处，则在电极110处测量测量值信号(参见图1中的电极106、110)。

在一些实施例中，测量值是例如其中不发生第二脉冲1054的单个产生的脉冲1052的。

例如，当在不应期期间施加刺激脉冲时，其中在一些实施例中，与心脏组织中的心脏收缩性模拟相关联的第二脉冲不会产生结果或产生最小程度的结果。

在一些实施例中，在脉冲1052之后，观察到第二测量脉冲1054。例如，当不是在心动周期的不应期期间施加刺激脉冲1050时。测量脉冲1052、1054之间的延迟，和/或在一些实施例中脉冲1050和1054之间的延迟，与电脉冲通过组织的行进速度的差异相关联，这与脉冲1050刺激的行进速度心脏收缩性相反。在一些实施例中，使用第二脉冲1054的测量值来附加地或替代地确定电极(例如图1中的106、110)的位置。

在一些实施例中，脉冲1052、1054中的一个或两个的定时被用于确定电极的位置。可替换地或附加地，在一些实施例中，脉冲1052、1054中的一个或两个的幅度，可选地相对于施加的脉冲1050的幅度，被用于确定电极的位置。

在一些实施例中，例如，由于在一些实施例中脉冲1052几乎是在脉冲1050的注入的瞬间测量的，所以脉冲1052的幅度(例如脉冲1050和脉冲1052之间的幅度差)被用于确定电极之间的距离。

在一些实施例中，脉冲1050和/或脉冲1042与脉冲1054之间的延迟被用于确定电极之间的距离。

总则

预计在从该申请成熟的专利的使用寿命期间，将开发许多相关的心脏刺激技术，并且术语心脏刺激的范围旨在先验地包括所有这样的新技术。

此处使用的术语“大约”是指±20％。

术语“包括”、“包括了”、“包含”、“包含了”、“具有”及其相关词的意思是“包括但不限于”。

术语“由……构成”是指“包括并限于”。

术语“基本上由……构成”是指组合物、方法或结构可包括额外的成分、步骤和/或部分，但前提是额外的成分、步骤和/或者部分不会实质性地改变所要求保护的组合物、方法或者结构的基本和新颖特性。

如本文中所使用的，单数形式“一”、“一个”和“所述”包括复数形式，除非上下文另有明确规定。例如，术语“化合物”或“至少一种化合物”可包括包括它们的混合物在内的多种化合物。

在整个申请中，本发明的各种示例可以以范围形式呈现。应当理解，范围形式的描述仅仅是为了方便和简洁，不应当被解释为对本发明范围的非柔性限制。因此，对范围的描述应该被认为已经具体公开了所有可能的子范围以及该范围内的各个数值。例如，对诸如1至6的范围的描述应当被认为已经具体公开了诸如1至3、1至4、1至5、2至4、2至6、3至6等的子范围，以及该范围内的单个数字，例如1、2、3、4、5和6。这适用于范围的宽度。

无论何时在本文中指示数字范围，都意味着包括所指示范围内的任何引用数字(分数或整数)。短语“在”第一指示数字和第二指示数字之间的范围和“从”第一指示数字“到”第二指示数字“的范围”在本文中可互换地使用，并且意在包括第一指示数字和第二指示数字以及其间的所有小数和整数。

如本文中所使用的，术语“方法”是指用于完成给定任务的方式、手段、技术和程序，包括但不限于化学、药理学、生物学、生物化学和医学领域的从业者已知的或容易从已知的方式、手段、技术和程序发展而来的那些方式、手段、技术和程序。

如本文所使用的，术语“治疗”包括消除、实质上抑制、减缓或逆转疾病的进展、实质上改善疾病的临床或美学症状、或实质上防止疾病的临床和美学症状的出现。

应当理解，为了清楚起见，在单独示例的上下文中描述的本发明的某些特征也可在单个示例中组合提供。相反，为了简洁起见，在单个示例的上下文中描述的本发明的各种特征也可单独提供，或者以任何合适的子组合提供，或者在本发明的任何其他描述的示例中适当地提供。在各种示例的上下文中描述的某些特征不被认为是那些示例的基本特征，除非该示例在没有这些元件的情况下是不起作用的。

尽管已经结合本发明的具体示例描述了本发明，但是很明显，许多替代方案、修改和变化对于本领域的技术人员来说是显而易见的。因此，旨在包括落入所附权利要求的精神和广泛范围内的所有这些替代方案、修改和变化。

申请人的意图是，本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请都将通过引用整体并入本说明书中，就好像每个单独的出版物、专利或专利申请在引用时都被特别和单独地指出，它将通过引用并入本文一样。此外，在本申请中引用或识别任何参考文献不应被解释为承认该参考文献可作为本发明的现有技术获得。在使用章节标题的范围内，不应将其解释为必然的限制。此外，本申请的任何优先权文件通过引用的方式全部并入本文。

Claims (62)

1.一种用于心脏刺激的系统，包括：

植入式控制器，所述控制器被配置为执行以下方法：

从定位于心脏内的至少两个电极接收测量值；

根据所述测量值指定所述至少两个电极中的第一电极和所述至少两个电极的第二电极；

如果在所述第一电极处且然后在适当的时间延迟之后在所述第二电极处检测到心室事件，则对所述心脏施加心脏收缩性调节刺激。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述指定包括：监测对于多个心动周期的所述测量，并且将所述第一电极指定为所述至少两个电极中的在超过所述心动周期的一半上首先感测到心室事件的电极。

3.根据权利要求1-2中任一项所述的系统，其中，所述测量值包括来自定位于右心室隔膜处的所述至少两个电极的心脏电测量值信号。

4.根据权利要求1-3中任一项所述的系统，其中，所述指定包括根据所述测量值来识别心脏动作电势波前到达所述至少两个电极的时间。

5.根据权利要求1-3中任一项所述的系统，其中，所述至少两个电极包括定位在隔膜处的第一电极和第二电极以及至少一个附加电极，其中所述测量值包括分别相对于所述附加电极在所述第一电极和所述第二电极处的电势的测量值。

6.根据权利要求1-5中任一项所述的系统，其中，所述延迟为至少1ms且至多4ms。

7.根据权利要求1-6中任一项所述的系统，其被配置为如果所述延迟不在期望范围内则生成警报。

8.根据权利要求1-7中任一项所述的系统，其被配置为在所述两个电极处和/或之间执行阻抗测量。

9.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，其中，所述系统被配置为在时间上重叠地在两个所述电极处执行所述施加。

10.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，其中，所述系统被配置为在同一心动周期中至少部分地在时间上不重叠地在两个所述电极处执行所述施加。

11.一种监测方法，包括：

在时间上，监测心脏动作电势波前到达两个电极之间的时间差，每个电极定位于心脏上的不同点处；

基于所述监测进行以下的一个或多个：

基于所述时间差指定所述两个电极的相对位置，用于确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激。

12.根据权利要求11所述的方法，其中，所述两个电极各自定位在心脏隔膜上的不同点处。

13.根据权利要求11-12中任一项所述的方法，其中，对于多个心动周期，所述监测包括：

从所述两个电极接收心脏电测量值信号；

根据所述测量值信号识别心脏动作电势波前到达所述两个电极中的每一个的时间；

对于多个心动周期，确定所述心脏动作电势波前到达所述两个电极之间的时间差；以及

从对于所述多个心动周期确定的时间差来生成所述时间差的统计表示。

14.根据权利要求11所述的方法，其中，所述确定包括确定所述时间差的符号。

15.根据权利要求13所述的方法，其中，所述统计表示包括所述两个电极中的哪个电极首先感测到所述心脏动作电势波前的倾向。

16.根据权利要求11-15中任一项所述的方法，其中，所述指定包括将首先感测到超过一半所述波前的电极指定为更靠近房室结。

17.根据权利要求13所述的方法，其中，所述诊断包括将所述统计表示与阈值进行比较。

18.根据权利要求13-17中任一项所述的方法，包括接收对于所述多个心动周期的心率测量值；以及

其中，所述生成包括生成所述时间差相对于心率的统计表示。

19.根据权利要求18所述的方法，其中，如果所述统计表示指示时间差的变化随着心率的增加而增加，则诊断潜在诱发局部缺血。

20.根据权利要求19所述的方法，其中，所述心率增加包括心率超过阈值心率的所述时间差的统计表示。

21.根据权利要求18所述的方法，其中，如果所述统计表示指示一个或多个心率的时间差的变化增加，则诊断潜在心律失常。

22.根据权利要求13-21中任一项所述的方法，其中，所述时间差的所述统计表示是在一时间段上的所述时间差的中值。

23.根据权利要求22所述的方法，其中，如果所述中值在小于一分钟的时间段内偏离超过阈值，则识别出引线移位。

24.一种对先前定位延伸到心脏中的电极进行心脏信号处理的方法，包括：

从定位于所述心脏内的至少两个电极接收测量值；

使用所述测量值确定所述至少两个电极相对于彼此的相对定位；

评估所述至少两个电极的所述相对定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接受心脏收缩性调节刺激。

25.根据权利要求24所述的方法，其中，所述评估包括生成指示所述电极中的一个或多个是否应当重新定位或锚定就位的信号。

26.根据权利要求24所述的方法，其中，所述测量值包括来自定位在右心室隔膜处的所述至少两个电极的心脏电测量值信号。

27.根据权利要求24-26中任一项所述的方法，其中，所述确定包括根据所述测量值信号识别心脏动作电势波前通过的时间。

28.根据权利要求27所述的方法，其中，所述波前是隔膜内心脏动作电势波前。

29.根据权利要求28所述的方法，其中，所述至少两个电极包括第一电极和第二电极；且

其中，所述确定包括确定在所述第一电极处的所述波前的检测和在所述第二电极处的检测之间的延迟。

30.根据权利要求29所述的方法，其中，所述评估包括评估所述延迟，其中，当所述延迟为至少1ms且至多4ms时，所述延迟被认为指示合适的定位。

31.根据权利要求24-30中任一项所述的方法，其中，对于所述相对定位，所述评估包括确定有适合接收心脏收缩性调节刺激的心动周期的比例。

32.根据权利要求24-31中任一项所述的方法，其中，所述评估包括评估被确定为适合进行心脏收缩性调节刺激的异常心动周期的比例。

33.根据权利要求32所述的方法，其中，如果被确定为适合进行心脏收缩性调节刺激的异常心动周期的所述比例超过心动周期的5％，则所述信号指示应当重新定位所述电极。

34.根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述评估包括评估被确定为不适合进行心脏收缩性调节刺激的正常心动周期的比例。

35.根据权利要求34所述的方法，其中，如果未被确定为适合进行心脏收缩性调节刺激的正常心动周期的所述比例超过所述心动周期的20％，则所述信号指示应当重新定位所述电极。

36.根据权利要求31-35中任一项所述的方法，其中，所述确定适合进行心脏收缩性调节的心动周期的比例是基于所述测量值。

37.根据权利要求24-36中任一项所述的方法，其中，所述至少两个电极包括定位于隔膜处的第一电极和第二电极以及至少一个附加电极，其中所述测量值包括在所述第一电极和所述第二电极处各自相对于所述附加电极的电势的测量值。

38.根据权利要求24-37中任一项所述的方法，其中，所述测量值是对于多个心动周期。

39.根据权利要求24-38中任一项所述的方法，其中，所述测量值包括对心脏进行刺激期间的测量值。

40.根据权利要求24-39中任一项所述的方法，包括：

基于所述评估，执行以下中的一个或多个：

重新定位所述至少两个电极中的一个或多个；以及

锚定所述至少两个电极中的所述一个或多个。

41.根据权利要求40所述的方法，其中，所述接收被执行多次以确定多个延迟；以及

其中所述评估包括确定所述延迟的统计表示。

42.根据权利要求41所述的方法，其中，所述延迟的所述统计表示是所述多个延迟的中值。

43.根据权利要求41-42中任一项所述的方法，其中，所述评估包括将所述统计表示与阈值进行比较。

44.根据权利要求24-43中任一项所述的方法，其中，所述确定包括确定所述至少两个电极之间的组织阻抗。

45.根据权利要求24-44中任一项所述的方法，其中，所述确定包括注入电刺激脉冲；

其中，所述测量值包括受所述刺激脉冲影响的电信号；以及

其中，所述确定包括从受所述刺激脉冲影响的所述电信号中确定一个或多个参数。

46.根据权利要求45所述的方法，其中，所述注入在所述心脏的心动周期的不应期期间。

47.根据权利要求45-46中任一项所述的方法，其中，所述注入在所述至少两个电极之间。

48.一种用于向心脏施加心脏收缩性调节刺激的装置，包括：

至少两个电极；以及

被配置为以下中的一个或多个的电路：

使用利用所述电极收集的测量值来确定所述电极的相对定位；以及

基于所述位置确定何时在所述电极处施加心脏收缩性调节刺激。

49.根据权利要求48所述的装置，包括：

第一引线；以及

第二引线；

其中，所述至少两个电极包括四个电极，其包括：

由所述第一引线承载的第一电极和第二电极；

由所述第二引线承载的第三电极和第四电极。

50.根据权利要求49所述的装置，其中，所述第一电极和第三电极被配置为附接到心脏的隔膜。

51.一种用于心脏刺激的系统，包括：

根据权利要求48所述的装置；

电路，其被配置为评估所述至少两个电极的所述相对定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激；

用户接口，其连接到被配置为向用户发射所述适用性的所述电路。

52.一种心脏信号处理方法，包括：

从先前定位在所述心脏内的至少两个电极接收测量值；

使用所述测量值确定所述至少两个电极在所述心脏内的位置；

评估所述至少两个电极的所述定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激。

53.根据权利要求52所述的方法，其中，所述确定包括从所述测量值信号识别心脏动作电势波前通过的时间。

54.根据权利要求53所述的方法，其中，所述确定包括确定在所述至少两个电极中的第一电极和所述至少两个电极的第二电极之间的所述心脏动作电势波前的检测之间的延迟。

55.根据权利要求54所述的方法，其中，所述评估包括评估所述延迟。

56.一种监测方法，包括：

在时间上，监测心脏动作电势波前到达两个电极之间的时间差，每个电极定位于心脏上的不同点；

基于所述监测来识别电极移位。

57.一种用于心脏信号处理的系统，包括：

至少两个适于定位在心脏内的电极；

被配置为用于执行以下方法的电路：

在定位于心脏内的所述两个电极中的第一电极处注入电刺激脉冲；

从定位于所述心脏内的所述两个电极中的第二电极接收受所述刺激脉冲影响的电信号的测量值；

使用所述测量值来确定所述第一电极和所述第二电极的相对定位。

58.根据权利要求57所述的用于心脏信号处理的系统，其中，所述电路被配置为评估所述第一电极和所述第二电极的所述相对定位对于测量心脏活动的适用性，以确定哪些心动周期应当接收心脏收缩性调节刺激。

59.根据权利要求58所述的系统，其中，所述测量值包括测量脉冲；且

其中，所述确定包括确定所述注入脉冲和所述测量脉冲之间的幅度变化。

60.根据权利要求57-59中任一项所述的系统，其中，所述注入在心动周期的不应期期间。

61.根据权利要求57-58中任一项所述的系统，其中，所述注入是在心动周期除不应期期间的不同部分。

62.根据权利要求61所述的系统，其中，所述确定包括确定注入所述脉冲和测量所述脉冲之间的延迟。