用于改进对心脏再同步治疗中左心室起搏相对于固有右心室激动的时间估算的方法及系统

摘要

公开了心脏起搏的方法和系统。确定基线心律，该基线心律包括来自植入的心脏引线或无引线设备的基线心房事件和基线右心室RV事件，从基线心房事件和基线RV事件确定的预激动间期以及从多个体表面电极确定的多个激动时间。关于从心房事件到RV事件所测得的时间间期是否与从心房事件到多个激动时间中的最早RV激动时间所测得的另一时间间期不同做出判断。响应于确定RV事件与最早RV激动时间不同而将校正因子应用于预激动间期以获得经校正的预激动间期。

说明书

技术领域

本公开涉及电生理学，且更具体地涉及响应于获得对最早固有右心室 激动的客观(objective)估算而调节左心室起搏脉冲的递送的定时。

背景技术

心脏的跳动受窦房结、位于上腔静脉入口附近右心房内的一组传导细 胞的控制。由窦房结生成的去极化信号激活房室结。房室结简要地延 迟去极化信号的传播，在使去极化信号传递到心脏的心室之前允许心房进 行引流。两个心室的协调的收缩驱动血液流动通过患者的身体。在特 定情况下，去极化信号从房室结到左心室和右心室的传导可被中断或减慢。 这可致使左心室和右心室的收缩不同步，而这可致使心力衰竭或死亡。

心脏再同步治疗(CRT)可通过经由医疗电引线向一个或两个心室或 心房提供起搏治疗，来鼓励左心室或右心室的较早激动来纠正电不同步的 症状。通过起搏心室的收缩，心室可被控制，使得心室同步收缩。CRT 的一种形式为融合起搏。融合起搏通常涉及与固有右心室(RV)激动协 调的利用LV医疗电引线上的电极的仅左心室(LV)起搏。有效的融合 需要例如LV起搏的定时与RV腔室上的最早激动同步。融合起搏还可涉 及利用RV医疗电引线上的电极与固有LV激动协调地起搏RV；然而，避 免仅RV起搏，因为在一些患者中，仅RV起搏可以是致心律失常性的并且 LV心力衰竭比RV心力衰竭更为普遍。

从CRT中实现积极的临床益处取决于若干治疗控制参数，这些治疗 控制参数包括用于有效地夺获右心室或左心室的所递送的起搏脉冲的相对 定时。目前，CRT算法依赖于预激动间期(例如，50-60毫秒(ms))。 预激动间期是其中起搏脉冲被递送至LV的RV感测之前发生的时间间期。 传统的CRT算法没有将医师可能未针对每个患者将RV引线一致地放置在 相同或类似位置中这一事实考虑在内。因此，在一些情况中，RV感测时 间可显著地不同于激动的开始的时间或最早激动的时间。例如，如果RV 引线处于电学上迟发的区(例如，RVOT)，则激动的开始的时间晚发生(例 如，在去极化开始之后的70-80ms)。LV起搏的递送的定时被计算为 70-80ms减去50-60ms，这意味着可在去极化开始之后的20-30ms递送起 搏刺激。心电图或电描记图上的QRS波群表示通过心室的前进的去极化 波前的总和。进入QRS波群或在QRS波群开始之后起搏对于有效的夺 获不是理想的并且不能给患者提供CRT的全部益处。因此期望开发能够 解决与传统的CRT算法相关联的限制的附加的方法或系统。

附图说明

图1是包括电极设备、成像设备、显示设备、和计算设备的示例性系统 的示图。

图2是描绘了患者的心脏的一部分的机械运动数据的示例性图形用户界 面。

图3A-3B是用于测量躯干表面电势的示例性外部电极设备的示图。

图4是映射至患者的心脏的植入部位区域的患者的示例性表面位置的示 图。

图5是响应于确定从心房事件到RV感测时间所测得的时间间期(T _心房-RV)与另一时间间期(T_{心房–最早RVAT})不同而将校正因子用于预激动间期 的示例性方法的流程图。

图6是响应于确定显著大的偏移存在于从多个表面电极选择的电极 的固有心律激动时间(T2)和固有心律中的最早RV激动时间(T1)之间 而将校正因子用于预激动间期的示例性方法的流程图。

图7是包括示例性可植入医疗设备(IMD)的示例性系统的示图。

图8A是图7的示例性IMD的示图。

图8B是设置在图8A的左心室中的电引线的远端的放大视图的示图。

图9A是示例性IMD(例如，图7-9的IMD)的框图。

图9B是图7-9的系统中所采用的用于提供三个感测通道和相应的起 搏通道的示例性IMD(例如，可植入脉冲发生器)电路和相关联的引线的 另一框图。

具体实施方式

本公开针对优化被称为融合起搏的一种形式的心脏再同步治疗 (CRT)的方法和系统。具体地，本公开响应于获得对最早固有右心室激 动的客观估算来设置融合起搏的左心室起搏的递送的定时。一个或多个 实施例以通过多个体表面电极确定基线心律开始。基线心律可构成仅RV 起搏或心脏的固有心律。当获得基线心律时，不起搏左心室(LV)。通 过一个或多个植入电极和/或表面电极来感测心脏活动。相对于远处的 (distant)电极从单个植入电极获取或感测的信号产生单极电描记图 (EGM)波形，而相对于像Wilson中心电端的中性电极或复合参考 (compositereference)从单个表面电极获取或感测的信号产生单极心电图 (ECG)。在没有左心室(LV)的起搏期间记录EGM信号和/或ECG 信号。

基线心律包括各种数据。示例性数据可包括从植入的医疗引线或无 引线设备获取的基线心房事件时间和基线右心室(RV)感测时间，从基线 心房事件时间、基线RV感测时间确定的预激动间期以及从多个体表面电 极确定的多个电激动时间。RV感测时间包括被感测的诸如RV起搏或固 有RV事件之类的RV事件。关于从心房事件到RV感测时间所测得的时 间间期(T_心房-RV)是否与从心房事件到多个激动时间中的最早RV激动时 间所测得的另一时间间期(T_{心房–最早RVAT})不同而做出判断。不同 (Disparate)被定义成使得最早RV激动时间在最早RV感测时间之前大约 40-300ms。响应于确定T_心房-RV与T_{心房–最早RVAT}不同，随后将校正因子应 用于预激动间期以获得经校正的预激动间期并将其存储到存储器中。处 理器随后被配置成用信号通知脉冲发生器以在RV感测时间之前使用经校 正的预激动间期来向LV递送电刺激。本文中所描述的方法和系统通过 相对于RV感测准确地且可靠地定时LV起搏的递送来改善患者对CRT的 响应。

在以下实施例的详细描述中，对附图进行了参考，附图构成了实施例的 一部分且在其中作为示例示出了可实践本发明的具体实施例。应当理解，可 以采用其它实施例，并且在不背离本发明的范围的情况下(比如仍然落在本发 明的范围之内)可以作出一些结构的改变。

将参照图1-9B描述示例性系统、设备和方法。对于本领域技术人员而 言，很明显，来自一个实施例的元件或过程可被与其他实施例的元件或过程组 合使用，且使用本文中所提出的特征的组合的这些方法、设备和系统的可能的 实施例不限于附图中所示和/或本文中所描述的特定实施例。此外，将认识到， 此处描述的实施例可包括并不一定按比例绘制的很多元件。此外，将理解的 是，此处各个过程的时序以及各元件的大小和形状可被修改但仍落在本发明的 范围内，虽然某些时序、一个或多个形状和/或大小、或元件类型可相比其他更 有利。

根据单极心电图(ECG)记录，可在参考位置(例如，其可以是在植入 期间左心室引线的所选位置)附近检测或估算电激动时间。这样的电激动时 间可通过获取ECG信号并生成电激动(例如，q-LV)时间的度量的系统进行 测量和显示或传送给植入者。

如本文所描述的，各种示例性系统、方法、和界面可被配置成使用包括 外部电极的电极设备、成像设备、显示设备、和计算设备来非侵入地辅助用户 (例如，医师)为一个或多个可植入电极选择接近患者心脏的一个或多个位置 (例如，植入部位区域)和/或将一个或多个可植入电极导航至所选的位置(多 个)。图1中描绘了包括电极设备110、成像设备120、显示设备130和计 算设备140的示例性系统100。

如所示的电极设备110包括多个电极，该多个电极被合并到、或包括在 缠绕在患者14的胸部或躯干周围的带内。电极设备110(例如，通过一个或 多个有线电连接、无线地等)可操作地耦合至计算设备140以将来自电极中的 每一个的电信号提供至计算设备140以供分析。将参考图3A-3B更详细地描 述示例性电极设备110。

成像设备120可以是任何类型的成像设备，其被配置成以非侵入性的方 式对患者的至少一部分成像、或提供患者的至少一部分的图像。例如，除了 非侵入性工具(诸如，造影液)，成像设备120可不使用可位于患者内的任何 部件或零件来提供患者的至少一部分的图像。可理解的是，本文所描述的示 例性系统、方法和界面可非侵入性地辅助用户(例如，医师)为可植入电极选 择接近患者的心脏的位置，并且在示例性系统、方法和界面已提供非侵入性辅 助之后，示例性系统、方法和界面随后可提供辅助以将可植入电极植入或导航 到患者内，例如，接近患者的心脏。

例如，在示例性系统、方法和界面已提供非侵入性辅助之后，示例性系 统、方法和界面随后可提供图像引导导航，该图像引导导航可被用于将包括电 极的引线、无引线电极、无线电极、导管等导航在患者的体内。进一步，虽 然本文中参照患者的心脏描述了示例性系统、方法和界面，但可以理解，示例 性系统、方法和界面可适用于患者身体的任何其他部分。

成像设备120可被配置成捕捉或拍摄患者14的x射线图像(例如，二维 x射线图像、三维x射线图像等)。成像设备120可以(例如，通过一个或 有线电连接、无线地等)可操作地耦合至计算装置140，使得由成像装置120 捕捉的图像可被传输至计算装置140。进一步，计算设备140可被配置成控 制成像设备120，以例如将成像设备120配置成捕捉图像、改变成像设备120 的一个或多个设置等。

将可以认识到，虽然如图1中所示的成像设备120可被配置成捕捉x射 线图像，但本文所描述的示例性系统、方法、和界面还可使用任何其他替代的 成像形态。例如，成像设备120可被配置成利用等中心荧光检查法、双平面 荧光检查法、超声、计算机断层扫描(CT)、多层螺旋计算机断层扫描(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等来捕捉图像或图像数据。进一步，可以理解，成像设备 120可被配置成(例如，连续地)捕捉多个连续图像以提供视频帧数据。换 言之，利用成像设备120随时间拍摄的多个图像可提供运动图像数据。此外， 还可在二维、三维、或四维中获得并显示图像。以更先进的形式，还可通过 合并来自集地图(atlasmap)或来自由MRI、CT、或超声心电图形态捕捉的术 前图像数据的心脏数据或其他软组织数据来实现心脏或身体的其他区域的四 维表面绘制(rendering)。来自混合形态(诸如，与CT结合的正电子发射 断层扫描(PET)、或与CT结合的单光子发射计算机断层显像(SPECT)) 的图像数据集还可提供叠加到解剖数据上的功能图像数据以被用于确信地到 达心脏内的目标位置或其他感兴趣的区。

显示设备130和计算设备140可被配置成显示和分析数据(诸如，例如， 使用电极设备110和成像设备120所聚集或收集的替代电激动数据、图像数据、 机械运动数据等)，以非侵入性地辅助用户进行可植入电极的位置选择。在 至少一个实施例中，计算设备140可以是服务器、个人计算机或平板电脑。计 算设备140可被配置成从输入设备142接收输入并将输出传输至显示设备130。 进一步，计算设备140可包括数据存储，数据存储可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，例如，以用于驱动配置成非侵入性地辅助用 户进行可植入电极的位置选择等的图形用户界面。

计算设备140可以可操作地耦合至输入设备142和显示设备130以例如 将数据传输至输入设备142和显示设备130中的每一个和从输入设备142和显 示设备130中的每一个传输数据。例如，计算设备140可使用例如模拟电连 接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于因特网 的连接等来电耦合至输入设备142和显示设备130中的每一个。如本文进一 步所描述的，用户可向输入设备142提供输入以操纵或修改显示设备130上所 显示的一个或多个图形化描绘以查看和/或选择如本文进一步描述的患者心脏 的部分的一个或多个目标或候选位置。

虽然如所描绘的，输入设备142是键盘，但可以理解，输入设备142可 包括能够向计算设备140提供输入以执行本文所描述的功能、方法和/或逻辑的 任何设备。例如，输入设备142可包括鼠标、轨迹球、触摸屏(例如，电容 式触摸屏、电阻式触摸屏、多点触摸触摸屏等)等。同样地，显示设备130 可包括能够向用户显示信息的任何设备，诸如，图形用户界面132，该图形用 户界面132包括患者心脏的解剖的图形化描绘、患者心脏的图像、一个或多个 电极的位置的图形化描绘、一个或多个目标或候选位置的图形化描绘、一个或 多个值的字母数字表示、植入电极和/或引线的图形化描绘或实际图像等。例 如，显示设备130可包括液晶显示器、有机发光二极管屏、触摸屏、阴极射线 管显示器等。

由显示设备130所显示的图形用户界面132可包括或显示用于显示图形 化描绘、用于显示图像、用于允许对此类图形化描绘和图像的一个或多个区域 或区进行选择等的一个或多个区域。如本文所使用的，图形用户界面132的 “区域(region)”可被定义为其内可显示信息或可执行功能的图形用户界面 132的一部分。这些区域可存在于其他区域内，从而可被单独或同时显示。 例如，较小的区域可位于较大的区域内，这些区域可并排设置等。此外，如 本文所使用的，图形用户界面132的“区(area)”可被定义为图形用户界面 132的位于小于其所位于的区域的区域内的一部分。

由计算设备140存储和/或执行的处理程序或例程可包括：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 建算法、信号处理算法(例如，傅立叶变换、快速傅立叶变换等)、标准化算 法、比较算法、向量数学、或实现本文所描述的一个或多个示例性方法和/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 可包括，例如，来自成像设备120的图像数据、来自电极设备110的电信号数 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)、图形用户界面、来自根据本文的公开内容所采用的 一个或多个处理程序或例程的结果、或用于执行本文所描述的一个和/或多个过 程或方法可能所必需的任何其他数据。

在一个或多个实施例中，示例性系统、方法和界面可利用在可编程计算 机(诸如，包括例如处理能力、数据存储(例如，易失性或非易失性存储器和 /或存储元件)、输入设备和输出设备的计算机)上执行的一个或多个计算机程 序来实现。可应用本文所描述的程序代码和/或逻辑以输入数据以执行本文所 描述的功能并生成期望的输出信息。该输出信息可被应用作为到本文所描述 的一个或多个其他设备和/或方法的输入或将以已知的方式被应用。

可利用任何可编程语言(例如，适合于与计算机系统通信的高级程序和/ 或面向对象编程语言)来提供用于实现本文所描述的系统、方法和/或界面的一 个或多个程序。任何此类程序可例如被存储在任何合适的设备上，例如，可 由在计算机系统(例如，包括处理设备)上运行的通用或专用程序读取的存储 介质，用于在该合适的设备被读取时配置和操作计算机系统以用于执行本文所 描述的过程。换言之，至少在一个实施例中，示例性系统、方法和/或界面 可利用配置有计算机程序的计算机可读存储介质实现，其中如此配置的存储介 质使计算机以特定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，在至少一个实施例中，示例性系统、方法和/或界面可被描述为通过在一个 或多个非瞬态介质中编码的逻辑(例如，目标代码)来实现，该逻辑包括用于 执行的代码并且当由处理器执行时，可操作以执行诸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、迷你计算机、平板电脑等)。计算装置130的精确 配置不是限制性的，并且本质上可使用能够提供合适计算能力和控制能力(例 如，图形处理等)的任何设备。如本文所述，数字文件可以是包含可由本文 所描述的计算设备140可读取和/或可写入的数字位(例如，以二进制、三进制 等编码)的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、CD-ROM、穿孔卡、 磁可记录磁带等)。而且，如本文所描述的，用户可读取格式的文件可以是 可呈现在任何介质(例如，纸、显示器等)上的并且可由用户读取和/或理解的 数据(例如，ASCII文本、二进制数、十六进制数、十进制数，图表表示)的 任何表示。

鉴于上述内容，将显而易见的是，在根据本公开的一个或多个实施例中 所描述的功能可以本领域技术人员已知的任何方式实现。由此，将要被用于 实现本文所描述的过程的计算机语言、计算机系统、或任何其它软件/硬件不应 当限于本文所描述的系统、过程或程序(例如，由此类系统、过程或程序提供 的功能)的范围。

如本文所使用的，机械运动数据可被定义为与患者的心脏的一个或多个 区域(诸如，患者的心脏的壁的部分)的机械运动有关的数据。可期望，患 者的心脏中用于可植入电极布置的目标位置还具有迟发机械运动时序(例如， 比患者的心脏的其他部分迟的运动、比所选阈值或时间迟的运动等)。可利 用示例性成像设备120和计算设备140测量和确定机械运动数据。例如，图 像数据的多个帧可使用成像设备120进行捕捉并通过计算设备进行分析以确定 患者的心脏的一个或多个区域的机械运动信息或数据。

心脏壁的局部3D运动可被分解为两个分量(component)：第一分量 表达在相邻点之间的距离的变化并且被称为应变(例如，当距离减小时的收缩 或当距离增加时的扩张等)并且第二非应变分量可不涉及在相邻点之间的距离 的变化并且可涉及平移和/或旋转。应变可以是各向异性的。具体而言，在 垂直于心脏腔室的长轴的截面(段)改变长度时的圆周应变可与在基本平行于 长轴的线改变长度时的纵向应变区分开。本文中所描述的示例性成像设备 120可被配置成提供图像数据以提供随着血管树的比例的变化，或换言之，随 着在点之间距离的变化的收缩和扩张的图形化描绘，同时在没有距离的变化的 情况下，旋转和平移是可视化的。

成像设备120(其可以是计算机化的X射线机器)可指向患者的心脏并 被激活以产生视场处的心脏区的时间序列的X射线图像。为了暴露视野下的 心脏区处的血管(诸如，冠状血管)，可优选在血管造影过程中通过向患者注 入造影剂来获得X射线图像。其中待检测的血管是冠状静脉的情况下，可在 球囊被插入在静脉(冠状窦)内并被充气之后执行血管造影，以便防止在图像 被拍摄之前血液流动使造影剂分散。

例如，时间序列的二维X射线投影图像可由图1的成像设备进行捕捉并 由计算设备140进行存储。二维图像可以是在患者已被注射有造影剂之后拍 摄的血管造影片。时间序列可包括在患者的心动周期的至少一部分期间在相 同的投射角度下的冠状血管的“快照”(例如，血管造影电影运行(cine-runs))。 进一步，投射方向可被选择成基本上正交于感兴趣的区域处的心脏的表面或基 本上正交于心脏的主要速度分量。

可通过时间序列的图像来跟踪感兴趣的血管，以便标识血管通过心动周 期的至少一部分的运动。可通过对从一帧到下一帧的局部区变换的计算，或 通过跟踪所检测的血管中的所选的控制点来执行通过时间序列的图像对血管 的跟踪。然而，根据一些实施例，可通过这两种方法的混合组合来执行跟踪 血管。

配置成捕捉和确定机械运动信息的系统和/或成像设备的示例可在 2005年1月13日公开的Evron等人的美国专利申请公开No.2005/0008210、 2006年4月6日公开的Zarkh等人的美国专利申请公开No.2006/0074285、 2011年5月12日公开的Zarkh等人的美国专利申请公开No.2011/0112398、 2013年5月9日公开的Brada等人的美国专利申请公开No.2013/0116739、 2005年12月27日授权的Evron等人的美国专利No.6,980,675、2007年10 月23日授权的Okerlund等人的美国专利No.7,286,866、2011年12月11 日授权的Reddy等人的美国专利No.7,308,297、2011年12月11日授权的 Burrell等人的美国专利No.7,308,299、2008年1月22日授权的Evron等 人的美国专利No.7,321,677、2008年3月18日授权的Okerlund等人的美 国专利No.7,346,381、2008年11月18日授权的Burrell等人的美国专利 No.7,454,248、2009年3月3日授权的Vass等人的美国专利No.7,499,743、 2009年7月21日授权的Okerlund等人的美国专利No.7,565,190、2009年 9月8日授权的Zarkh等人的美国专利No.7,587,074、2009年10月6日授 权的Hunter等人的美国专利No.7,599,730、2009年11月3日授权的Vass 等人的美国专利No.7,613,500、2010年6月22日授权的Zarkh等人的美国 专利No.7,742,629、2010年6月29日授权的Okerlund等人的美国专利No. 7,747,047、2010年8月17日授权的Evron等人的美国专利No.7,778,685、 2010年8月17日授权的Vass等人的美国专利No.7,778,686、2010年10 月12日授权的Okerlund等人的美国专利No.7,813,785、2011年8月9日 授权的Vass等人的美国专利No.7,996,063、2011年11月15日授权的Hunter 等人的美国专利No.8,060,185、和2013年3月19日授权的Verard等人的 美国专利No.8,401,616中进行描述，这些专利中的每一个通过引用整体结 合于此。配置成捕捉和确定机械运动信息的系统和/或成像设备的示例可在 转让给本发明的受让人的2013年6月12日提交的美国专利申请S/N. 13/916,353和2012年12月6日提交的美国专利申请S/N.13/707,391中进 行描述，这些专利申请的公开内容通过引用整体结合于此。

机械运动数据、或信息可被提供给用户以辅助用户选择可植入电极的位 置。在图2中示出了描绘患者的心脏的一部分的机械运动信息的示例性图形 用户界面132。图形用户界面132被配置成描绘患者的心脏的血管解剖200 的至少一部分以及相对于血管解剖200的机械运动信息。如所示的，血管解 剖200是位于患者的左心室附近的冠状窦。血管解剖200进一步包括例如冠 状窦的多个分支202。每个分支，以及每个分支内的多个位置可提供可植入 电极的候选部位区域或位置。可植入电极可被植入在具有最迟的机械运动时 间的位置中。如本文中所使用的，机械运动时间可以是收缩的开始和共同基 准点(诸如，例如外部ECG引线上的特定心动周期的QRS去极化波群的开始) 之间的时间。

如所示，可通过根据标度(scale)210对血管解剖200进行色彩/灰度标 定、或编码来表示机械运动时间。如所示，标度210从深灰/深色(其对应于 约40毫秒(ms))延伸至浅白/浅色(其对应于约240ms)。由此，用户可 观察图形用户界面132以查看或确定心脏的不同区域(例如，血管解剖的不同 区域)的机械运动时间。此外，图形用户界面132可字母数字地描绘在血管 解剖200上标识的一个或多个区域204的机械运动时间206。使用图形用户 界面132，用户可选择用于植入的目标、或候选位置208，该位置208可具有 最迟的、或接近最迟的机械运动时间。如所示，目标位置208可具有240ms 的机械运动时间。

可期望，除迟发机械运动时间之外，可植入电极布置的目标或候选部位 区域或位置也具有迟发电激动时间。然而，所选的区域或位置(诸如区域208) 可不具有迟发电激动时间(例如，指示该部位可能不是期望的，即使机械运动 时间指示出其作为植入部位的合意性(desirability))。由此，具有关于与 目标或候选部位区域相关联的电激动时间和机械运动时间的信息以确定其对 于植入的适合性是有益的。

可使用如图1和图3A-3B中所示的电极设备110来确定患者的心脏的一 个或多个区域的电激动数据。示例性电极设备110可被配置成测量患者14 的体表面电势，并且更具体地测量患者14的躯干表面电势。如图3A中所示， 示例性系统110包括：一组电极112或电极116的阵列、条带(strap)113、 接口/放大器电路103和计算设备106。电极112可被附连至或耦合至条带 113，并且条带113可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。如进一步所示，电极112可围绕患者14的周边(包括患者14 的躯干的后位置、侧位置、后外侧位置和前位置)定位。

进一步，电极112可经由有线连接118电连接至接口/放大器电路116。 接口/放大器电路116可被配置成放大来自电极112的信号并将这些信号提供至 计算设备140。其他示例性系统可使用无线连接来将由电极112所感测的信 号传输至接口/放大器电路116并且进而例如随着数据的通道传输至计算设备 140。

尽管在图3A的示例中，电极设备110包括条带113，但在其它示例中， 可采用例如带(tape)或粘合剂的各种机构中的任一个来辅助电极112的间距 和布置。在某些示例中，条带113可包括弹性带、带条(stripoftape)或布。 在其它示例中，电极112可被分别放置在患者14的躯干上。进一步，在其 他示例中，电极112(例如，以阵列排列的)可以是补丁、背心和/或将电极112 固定至患者14的躯干的其他装置的一部分，或可位于补丁、背心和/或将电极 112固定至患者14的躯干的其他装置内。

电极112可被配置成围绕患者14的心脏并在信号已传播通过患者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 的每一个可被用在单极配置中来感测反映心脏信号的躯干表面电势。接口/ 放大器电路116还可被耦合到可与每一个电极112结合用于单极感测的返回或 中性(indifferent)电极(未示出)。在某些示例中，可存在围绕患者的躯干 空间地分布的大约12个至大约50个电极112。其他配置可具有更多或更少 的电极112。

计算设备140可记录并分析由电极112感测的并由接口/放大器电路116 放大/调节的躯干表面电势信号。计算设备140可被配置成分析来自电极112 的信号以提供替代(surrogate)电激动数据，诸如，例如表示患者的心脏的一 个或多个区域的实际或局部电激动时间的替代电激动时间，如将在本文中进一 步描述的。可通过挑选合适的基准点(例如，近场EGM或远场EGM的峰 值、最小值、最小斜率、最大斜率、零交叉、阈值交叉等)并测量心脏去极化 的开始(例如，QRS波群的开始)和(例如，在电活动内)该合适的基准点之 间的时间来执行对激动时间的测量。在QRS波群(或峰值Q波)的开始到 基准点之间的激动时间可被称为q-LV时间。

此外，计算设备140可被配置成提供图形用户界面，该图形用户界面描 绘使用电极设备110获得的替代电激动时间。示例性系统、方法、和/或界面 可非侵入性地使用利用电极设备110收集的电信息来标识、选择、和/或确定患 者的心脏的一个或多个区域对于可植入电极布置是否可以是最佳的、或期望 的。

图3B示出了另一示例性电极设备110，该电极设备110包括多个电极 112，该多个电极112被配置成围绕患者14的心脏并且在信号已传播通过患者 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。电极系 统110可包括其上附连多个电极的或耦合该多个电极的背心114。在至少一 个实施例中，多个电极112或电极112的阵列可被用于收集电信息，诸如，例 如，替代电激动时间。类似于图3A的电极设备110，图3B的电极设备110 可包括接口/放大器电路116，该接口/放大器电路116通过有线连接118电耦 合至电极112中的每一个并被配置成将来自电极112的信号传输至计算设备 140。如所示的，电极112可被分布在患者的躯干上，包括例如患者的躯干 的前表面、侧表面和后表面。

背心114可由织物形成，其中电极112附连至该织物。背心114可被 配置成维持电极112在患者14的躯干上的位置和间距。进一步，可标记背 心114以辅助确定电极112在患者14的躯干的表面上的位置。在某些示例 中，可存在围绕患者14的躯干分布的大约25个至大约256个电极112，但其 它配置可具有更多或更少的电极112。

如本文所描述的，电极设备110可被配置成测量表示患者的心脏的不同 区域的电信息(例如，电信号)。更具体地，患者的心脏的不同区域的激动 时间可从使用接近于与患者的心脏的不同区域对应的表面区处的表面电极所 测得的表面心电图(ECG)激动时间逼近。

图4中示出了映射至待使用外部电极设备测量的患者的心脏12的区域的 患者14的示例性表面位置的示图(也被称为体表面电势图(BSPM))。技 术人员理解到诸如图4中所例示的示图之类的一系列示图可在进行方法300时 向计算设备140的用户显示。如所示，左前表面位置220可对应于患者的心 脏12的左前左心室区域230，左侧表面位置222可对应于患者的心脏12的左 侧左心室区域232，左后外侧表面位置224可对应于患者的心脏12的后外侧左 心室区域234，并且后表面位置226可对应于患者的心脏12的后左心室区域 236。因此，在左前表面位置220处测得的电信号可以是左前左心室区域230 的电信号的代表或替代、在左侧表面位置222处测得的电信号可以是左侧左心 室区域232的电信号的代表或替代、在左后外侧表面位置224处测得的电信号 可以是后外侧左心室区域234的电信号的代表或替代、并且在后表面位置226 处测得的电信号可以是后左心室区域236的电信号的代表或替代。

从诸如例如在图3A-3B中所描绘的电极设备110收集的单极ECG数据 可被用于推导心室激动的序列。可通过查看对应于特定解剖区域的激动时间 来推断关于区域性的、或局部的心室激动的信息。

图5描绘了用于改进对心脏再同步治疗中左心室起搏相对于固有右心 室激动的时间的估算的方法300。方法300用于优化被称为融合起搏(即， 仅LV起搏，仅RV起搏)的一种形式的CRT。具体地，方法300被配 置成基于响应于获得对最早固有右心室激动的客观估算而评估左心室起搏 的递送的定时来确定是否针对CRT治疗优化预激动间期。为了本文中所 描述的方法的目的，预激动间期为在其中感测RV事件的时间之前其中电 刺激被递送至左心室(LV)的时间所限定的时间间期。RV事件包括感 测的RV起搏或固有RV事件。

方法300以确定基线心律开始。可在仅RV起搏期间获得基线心律。 替代地，仅仅从心脏的固有心律中获取基线心律。当获得基线心律时，不 起搏LV。通过一个或多个植入电极和/或表面电极来感测心脏活动。相对 于远处的电极从单个植入电极获取或感测的信号产生单极电描记图(EGM)波 形，而相对于像Wilson中心电端的中性电极或复合参考从单个表面电极获取 或感测的信号产生单极心电图(ECG)。在没有左心室(LV)的起搏期间 记录EGM信号和/或ECG信号。

基线心律包括各种数据。示例性数据可包括从植入的医疗电引线或 无引线设备感测的基线心房事件和基线右心室(RV)事件，基于像P-波的 持续时间、固有房室(A-V)定时等的固有心律参数所确定的预激动间期以 及从多个体表面电极确定的多个激动时间。心房事件包括从植入的心脏 引线或无引线设备获取的心房起搏或固有心房事件(即，去极化)。此 外或替代地，基线心律包括通过一个或多个表面ECG电极获取的去极化 (QRS波群)的开始。

该多个激动时间由来自多个表面电极中的每一个的单极ECG信号上 的最陡的负斜率的定时和共同基准点确定。共同基准点可以是从表面 ECG电极测得的去极化(Q-点)的开始或如由IMD16感测的心房事件的 定时。根据从多个体表面电极112获取的多个信号，体表面电势图 (BSPM)可被生成并被显示在图形用户界面上。用户能够查阅在设定时 间周期上的多个BSPM。BSPM可图形地显示该多个电极112的最早体 表面激动时间。例如，可在CRT患者中的短的AV延迟下的仅RV起搏 期间显示最早体表面激动时间。图形用户界面上的图像还可显示来自多 个体表面电极112中的对应于仅RV起搏心律中的最早激动的电极。

在一个或多个实施例中，通过在从躯干表面上的多个ECG电极112 测得的多个激动时间之中的位于右侧电极上的最早激动时间来限定最早 RV激动时间。在一个或多个实施例中，最早RV激动时间是从设备16 测得的远场RV电描记图的开始的定时。

随后在框304处关于从心房事件(T_心房)到RV感测时间所测得的时 间间期(T_心房-RV)是否与从心房事件到多个激动时间中的最早RV激动时 间所测得的另一时间间期(T_{心房–最早RVAT})不同做出判断。不同被定义成 使得最早RV激动时间在如由植入的RV电极感测的RV感测时间之前大约 40-300ms。如果时间间期被视为不同，则可另外确定RV引线被定位在 在激动方面为电学上迟发的区中。电学上迟发的区在去极化开始之后晚 40-60ms激动。

响应于确定T_心房-RV与T_{心房–最早RVAT}不同，随后将校正因子应用于预 激动间期以获得经校正的预激动间期并将其存储到IMD16的存储器82(图 9A-9B所示)中。校正因子是基于RV感测时间(即，RV事件)和最早 RV激动时间之间的差。校正因子的优选范围可以是0-10ms、0-20ms、 0-30ms、0-40ms、0-50ms、0-60ms、0-70ms、0-80ms、0-90ms、0-100ms、 0-110ms、0-120ms、0-130ms、0-140ms、0-150ms。如果通过早前描述 的标准发现最早RV激动和RV感测时间不同，则可通过添加至最早RV激 动和RV感测时间之间的时间差的从0ms到80ms的范围的特定时间延迟 来确定新的预激动间期。例如，如果此添加的延迟的值为20ms、最早 RV激动和RV感测时间之间的差刚好为100ms并且最初确定的预激动间 期为60ms，则在校正之后的新的预激动间期将是60+(100-60)+20ms＝120 ms。在此情况中，校正因子为60ms，意味着附加的60ms被添加至60ms 的最初确定的预激动间期，使得在校正之后的新的预激动间期为120ms。 因此，在此示例中，在校正之后，LV将在RV感测时间之前120ms起搏。

处理器80随后被配置成用信号通知脉冲发生器以在RV感测时间之 前使用经校正的预激动间期来向左心室(LV)递送电刺激。在一个或多 个实施例中，LV起搏脉冲的递送典型地被定时成在RV感测时间之前50-60 ms发生。在一个或多个其它实施例中，LV起搏脉冲的递送被定时成在 RV感测时间之前40-70ms发生。虽然相对于仅LV起搏描述方法300， 但技术人员理解到融合起搏可被应用于RV。

本公开的另一实施例涉及图6中所描绘的方法400。框402，以及框 406到框408与图3的框302，以及框306到框308类似或相同。对图3 的框302，以及框306到框308的描述并入此处。参照框404，确定偏移 存在。

偏移被定义为来自多个表面电极112的电极的固有心律激动时间 (T2)与固有心律(即，基线心律)中的最早RV激动时间(T1)之间的 差。可从根据施加在覆盖前躯干和后躯干的上部区和/或中间区的体表面 上的多个ECG电极所确定的激动时间中确定最早固有RV激动时间(T1)。 激动时间可以参考像ECG引线上的QRS波群的开始的共同时间原点。在 躯干的右前区上的最早激动时间将是最早RV激动时间。可从以同一时间 原点为基准的由电极所记录的近场或远场RVEGM确定植入的感测RV电 极的固有心律激动时间(T2)。偏移等同于T2-T1。当偏移大于从20ms 到50ms的范围的值时，该偏移被视为显著大的。当偏移被视为显著大的 时，随后在框406处基于T2-T1的偏移将校正因子应用于预激动间期以获 得经校正的预激动间期以用于仅LV起搏。基于偏移T2-T1的相对于RV 感测电极的LV起搏的定时可导致LV起搏被递送。方法300和400连同 执行本文中所描述的方法的系统通过相对于RV感测准确地且可靠地定时 LV起搏的递送来改善患者对CRT的响应。

图7为示出了可被用于向患者14递送起搏治疗的示例性治疗系统10的 概念图。患者14可以是但并不一定是人类。治疗系统10可包括可植入医 疗设备16(IMD)，该可植入医疗设备16可被耦合至引线18、20、22。IMD 16可以是例如可植入起搏器、复律器、和/或除颤器，其经由耦合至引线18、 20、22中的一个或多个的电极(例如，可根据本文中的描述(诸如，借助于植 入部位区域的非侵入性选择)植入的电极)将电信号提供至患者14的心脏12。

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7所示的示例中，右心室(RV)引线18 延伸通过一条或多条静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)、和右心房26并 进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一条或多条静脉、腔 静脉、右心房26，并进入冠状窦30以到达与心脏12的左心室32的游离壁相 邻的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一条或多条静脉和腔静脉，并进 入心脏12的右心房26。

IMD16可经由耦合至引线18、20、22中的至少一个的电极来感测，除 其他方面之外，伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号。IMD16可被配 置成利用本文所描述的示例性方法和过程来确定或标识位于引线18、20、22 上的有效电极。在一些示例中，IMD16基于在心脏12内感测到的电信号来 将起搏治疗(例如，起搏脉冲)提供至心脏12。IMD16可操作以调节与起 搏治疗相关联的一个或多个参数，诸如，例如，AV延迟和其它各种时序、脉 冲宽、幅度、电压、脉冲串长度等。进一步，IMD16可操作以使用各种电 极配置来递送起搏治疗，这些电极配置可以是单极的、双极的、四极的、或进 一步多级的。例如，多极引线可包括可被用于递送起搏治疗的若干电极。因 此，多极引线系统可提供或供应从中起搏的多个电向量。起搏向量可包括至 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的套管(casing)或罐(can)上的至少一个电极。虽 然作为起搏治疗的结果的心脏功能的改善可主要取决于阴极，但如阻抗、起搏 阈值电压、漏电流、寿命等的电参数可更依赖于包括阴极和阳极两者的起搏向 量。IMD16还可经由位于引线18、20、22中的至少一个引线上的电极来 提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。进一步，IMD16可检测心脏12的心律失 常，诸如心室28、32的纤颤，并以电脉冲的方式将除颤治疗递送至心脏12。在 一些示例中，IMD16可被编程成递送进阶的治疗(例如，具有增加的能量级 的脉冲)直到心脏12的纤颤停止为止。

图8A-8B是更详细地示出了图15的治疗系统10的IMD16以及引线18、 20、22的概念图。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合至治疗递送模 块(例如，用于递送起搏治疗)、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IMD16的任何其他模块。在一些示例中， 引线18、20、22的近端可包括电触头，这些电触头电耦合至IMD16的连接器 块34内的相应的电触头。此外，在一些示例中，引线18、20、22可借助于 定位螺丝、连接销、或另一合适的机械耦合机构机械地耦合至连接器块34。

引线18、20、22中的每一个包括细长绝缘引线体，该细长绝缘引线体可 携带通过绝缘(例如，管状绝缘护套)彼此分开的多个导体(例如，同心盘绕 (coiled)导体，直导体等)。在所示的示例中，双极电极40和42位于紧 邻引线18的远端处。此外，双极电极44、45、46、47位于紧邻引线20的 远端处，且双极电极48、50位于紧邻引线22的远端处。

电极40、44、44、45、46、47、48可采用环形电极的形式，并且电极 42、50可采用分别可伸缩地安装在绝缘电极头52、54、56内的可延伸螺旋尖 端电极的形式。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的每一个可电耦 合至其相关联的引线18、20、22的引线体内的导体(例如，盘绕的和/或直的) 中的相应一个，并藉此耦合至引线18、20、22的近端上的电触头中的相应一 个。

此外，电极44、45、46和47可具有大约5.3mm²至大约5.8mm²的电 极表面积。电极44、45、46和47还可分别被称为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)可以可变的距离间 隔开。例如，电极44可远离电极45例如，大约21毫米(mm)的距离，电 极45和46可彼此远离间隔例如，大约1.3mm至大约1.5mm的距离，并且电 极46和47可彼此远离间隔例如，20mm至大约21mm的距离。

电极40、42、44、45、46、47、48、50可进一步被用于感测伴随于心脏 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)。所 感测的电信号可被用于确定电极40、42、44、45、46、47、48、50中的哪些 电极在改善心脏功能方面是最有效的。这些电信号经由相应的引线18、20、 22被传导至IMD16。在一些示例中，IMD16还可以经由电极40、42、44、 45、46、47、48、50递送起搏脉冲，以引起患者的心脏12的心脏组织的去极 化。在一些示例中，如图8A中所示，IMD16包括一个或多个外壳电极，诸 如外壳电极58，其可与IMD16的外壳60(例如，气密密封的外壳)的外表面 一体地形成或以其他方式耦合至该外壳60。电极40、42、44、45、46、47、 48、和50中的任一个可与外壳电极58相组合用于单极感测或起搏。换言之， 电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个可结合用于形成感测 向量，例如，可被用于评估和/或分析起搏治疗的有效性的感测向量。本领域 技术人员一般可理解，其他电极也可被选择来定义，或也可被用于起搏和感测 向量。进一步，不被用于递送起搏治疗的电极40、42、44、45、46、47、 48、50、58中的任一个可被用于在起搏治疗期间感测电活动。

如参照图8A更详细地描述的，外壳60可封围治疗递送模块以及用于监 测患者的心律的感测模块，该治疗递送模块可包括用于生成心脏起搏脉冲和除 颤或心脏复律电击的刺激发生器。引线18、20、22还可分别包括细长电极 62、64、66，它们可采取线圈的形式。IMD16可经由细长电极62、64、66 和外壳电极58的任意组合来将除颤电击递送至心脏12。电极58、62、64、 66还可被用于将心脏复律脉冲递送至心脏12。进一步，电极62、64、66可 由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于，铂、铂合金、和/或已知可用于可 植入除颤电极中的其他材料。由于电极62、64、66一般不被配置成递送起 搏治疗，因而电极62、64、66中的任一个可被用于感测电活动(例如，用在 确定电极有效性中，用在分析起搏治疗有效性中等)并且可与电极40、42、44、 45、46、47、48、50、58中的任一个结合使用。在至少一个实施例中，RV 细长电极62可被用于在起搏治疗的递送期间感测患者的心脏的电活动(例如， 与外壳电极58结合，形成RV细长线圈、或除颤电极至外壳电极的向量)。

图7-9中所示的示例性治疗系统10的配置仅是一个示例。在其他示例 中，代替图7中所示的经静脉引线18、20、22或除了图1中所示的经静脉引 线18、20、22外，治疗系统可包括心外膜引线和/或贴片电极。进一步，在 一个或多个实施例中，IMD16不需要被植入在患者14体内。例如，IMD16 可经由经皮肤的引线将各种心脏治疗递送到心脏12，这些经皮肤的引线穿透患 者14的皮肤延伸至心脏12内或外的各种位置。在一个或多个实施例中，系 统10可利用无线起搏(例如，使用经由超声、感应耦合、RF等的到心内的起 搏部件(多个)的能量传输)并使用在罐/外壳和/或皮下的引线上的电极来感 测心脏激动。

在将电刺激治疗提供至心脏12的治疗系统的其他示例中，这样的治疗系 统可包括耦合至IMD16的任何合适数量的引线，且每一个引线可延伸至心脏 12内或紧邻心脏12的任何位置。例如，治疗系统的其他示例可包括如图 15-17中所示定位的三个经静脉的引线。又进一步，其他治疗系统可包括从 IMD16延伸至右心房26或右心室28中的单条引线、或延伸至右心房26和右 心室28中的相应的一个中的两条引线。

图9A是IMD16的一个示例性配置的功能框图。如图所示，IMD16 可包括控制模块81、治疗递送模块84(例如，其可包括刺激发生器)、感测 模块86、以及电源90。

控制模块81可包括处理器80、存储器82以及遥测模块88。存储器 82可包括计算机可读指令，当例如由处理器80执行这些计算机可读指令时， 使IMD16和/或控制模块81执行归属于本文所描述的IMD16和/或控制模块 81的各种功能。进一步，存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁、光、 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)、闪存、和/或任何其他数 字介质。示例性夺获管理模块可以是在题为“LVTHRESHOLD MEASUREMENTANDCAPTUREMANAGEMENT(LV阈值测量和夺获管 理)”且2010年3月23日授权的美国专利No.7,684,863中描述的左心室夺获 管理(LVCM)模块，该专利通过引用整体结合于此。

控制模块81的处理器80可包括微处理器、控制器、数字信号处理器 (DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、和/或等效的分立 或集成逻辑电路中的任意一个或多个。在一些示例中，处理器80可包括多 个部件，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、以及其他分立或集成逻辑电路的任 何组合。归属于本文中的处理器80的功能可体现为软件、固件、硬件、或 它们的任意组合。

控制模块81可被用于根据所选的一个或多个程序使用本文所描述的示 例性方法和/或过程来确定电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、 64、66的有效性，该一个或多个程序可被存储在存储器82中。进一步，控 制模块81可控制治疗递送模块84根据可被存储在存储器82中的所选择的一 个或多个治疗程序来向心脏12递送治疗(比如，诸如起搏之类的电刺激治疗)。 更具体地，控制模块81(例如，处理器80)可控制由治疗递送模块84所递送 的电刺激的各种参数，诸如，例如，AV延迟、具有可由一个或多个所选择的 治疗程序(例如，AV延迟调节程序、起搏治疗程序、起搏恢复程序、夺获管 理程序等等)指定的幅度、脉冲宽度、频率、或电极极性的起搏脉冲。如所 示的，治疗递送模块84例如经由相应的引线18、20、22的导体或者在外壳电 极58的情况中经由设置在IMD16的外壳60内的电导体，电耦合至电极40、 42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。治疗递送模块84可被配 置成使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个 或多个电极生成并向心脏12递送诸如起搏治疗之类的电刺激治疗。

例如，治疗递送模块84可经由分别耦合至引线18、20和22的环形电极 40、44、45、46、47、48，和/或引线18和22的螺旋形尖端电极42和50，来 递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。进一步，例如，治疗递送模块84可经 由电极58、62、64、66中的至少两个电极来将除颤电击递送至心脏12。在 一些示例中，治疗递送模块84可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，治疗递送模块84可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)的形式来递送这些 类型的刺激中的一种或多种。

IMD16可进一步包括开关模块85，且控制模块81(例如，处理器80) 可使用该开关模块85来例如，经由数据/地址总线来选择可用电极中的哪些被 用于递送治疗(诸如，用于起搏治疗的起搏脉冲)、或可用电极中的哪些被用 于感测。开关模块85可包括开关阵列、开关矩阵、复用器、或适合于选择 性地将感测模块86和/或治疗递送模块84耦合至一个或多个所选择的电极的任 何其他类型的开关设备。更具体地，治疗递送模块84可包括多个起搏输出 电路。该多个起搏输出电路中的每一个起搏输出电路可，例如，使用开关模 块85，来选择性地耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、 64、66中的一个或多个(例如，用于将治疗递送至起搏向量的一对电极)。换 言之，每个电极可使用开关模块85选择性地耦合至治疗递送模块的起搏输出 电路中的一个。

感测模块86被耦合(例如，电耦合)至感测设备，感测设备可包括，除 附加的感测设备外，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66， 来监测心脏12的电活动，例如，心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号等。 ECG/EGM信号可被用于测量或监测激动时间(例如，心室激动时间等)、心 率(HR)、心率变异性(HRV)、心率震荡(HRT)、减速/加速能力、减速 序列发生率、T波交替(TWA)、P波到P波间期(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 段(即，连接QRS波群和T波的段)、T波变化、QT间期、电向量等。

开关模块85还可与感测模块86一起使用以选择可用电极中的哪些被使 用或启用以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的任意组合的患者心脏的一个或多个电向量)。 同样地，开关模块85还可与感测模块86一起使用以选择可用电极中的哪些不 被用于(例如，被禁用)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的任意组合的患者心脏的一个 或多个电向量)。在一些示例中，控制模块81可，例如，通过经由数据/地 址总线提供信号，来经由感测模块86内的开关模块来选择用作感测电极的电 极。

在一些示例中，感测模块86包括通道，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。来自所选的感测电极的信号可被提供至复 用器，并且之后通过模数转换器被转换成多位数字信号以存储在存储器82中， 例如，作为电描记图(EGM)。在一些示例中，这样的EGM在存储器82 中的存储可处于直接存储器存取电路的控制下。

在一些示例中，控制模块81可作为中断驱动设备而运行，并且可对来自 起搏器定时和控制模块的中断作出响应，其中中断可对应于所感测的P波和R 波的发生和心脏起搏脉冲的生成。可通过处理器80执行任何必要的数学计 算，且由起搏器定时和控制模块所控制的值或间期的任何更新可跟随此类中断 而发生。存储器82的一部分可被配置作为多个再循环的缓冲器，其能够保 持一个或多个系列的测得的间期，可例如通过处理器80响应于起搏或感测中 断的发生来分析这些间期以确定患者的心脏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可包括用于与另一设备编程器(诸如在通过 引用整体结合的可在http://manuals.medtronic.com/manuals/main/as/en/manual处 获得的美敦力Vitatron参考手册CARELINKENCORE^TM(2013)中描述的编程 器)通信的任何合适的硬件、固件、软件、或它们的任何组合。例如，在处 理器80的控制下，遥测模块88可借助于天线(可以是内部天线和/或外部天线) 接收来自编程器的下行链路遥测以及将上行链路遥测发送至编程器。例如， 经由地址/数据总线，处理器80可提供要被上行链路传输至编程器的数据以及 用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可经 由复用器将所接收的数据提供至处理器80。

IMD16的各种部件被进一步耦合至电源90，电源90可包括可再充电电 池和非可再充电电池。可选择用以维持达数年的非可再充电电池，而可再充 电电池可例如，每天或每周感应地从外部设备充电。

图9B是IMD16的功能框图的另一实施例。图17B描绘了没有LACS 起搏/感测电极且与可植入脉冲发生器(IPG)电路31耦合的双极RA引线22、 双极RV引线18、和双极LVCS引线20，该IPG电路31具有可编程模式和 起搏领域已知的双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路91 间接耦合至定时电路83并经由数据和控制总线间接耦合至微计算机电路33。 IPG电路31以一般分成微计算机电路33和起搏电路21的功能框图示出。起 搏电路21包括数字控制器/定时器电路83、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以及以下描述的多个其他电路 和部件。

晶体振荡器电路89为起搏电路21提供基础定时时钟，而电池29提供功 率。上电复位电路87响应于电路到电池的初始连接以用于定义初始操作条 件，并且类似地响应于低电池条件的检测而重置设备的操作状态。参考模式 电路37为起搏电路21内的模拟电路生成稳定的电压参考和电流，而模数转换 器ADC和复用器电路39(如果有心脏信号来自感测放大器55的话)数字化 模拟信号和电压以为经由RF发射机和接收机电路41的上行链路传输提供实时 遥测。电压参考和偏置电路37、ADC和复用器39、上电复位电路87和晶 体振荡器电路89可对应于目前在当前销售的可植入心脏起搏器中使用的那些 中的任一个。

如果IPG被编程为速率响应(rateresponsive)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)以推导出生理逸搏(escape) 间期。例如，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中获得的患者的活动水平成比例地调节逸搏间期。患者活动传感器 27耦合至IPG外壳并且可采取本领域所公知的压电晶体换能器的形式，并且 其输出信号被处理并用作RCP。响应于由活动电路35处理并被提供至数字 控制器/定时器电路83的所感测的身体活动，传感器27生成电信号。活动电 路35和相关联的传感器27可对应于在题为“METHODANDAPPARATUS FORIMPLEMENTINGACTIVITYSENSINGINAPULSEGENERATOR(用于 在脉冲发生器中执行活动感测的方法和设备)”且1991年10月1日授权的美 国专利No.5,052,388和题为“RATEADAPTIVEPACER(速率自适应起搏器)” 且1984年1月31授权的美国专利No.4,428,378中公开的电路，这些专利中的 每一个通过引用整体结合于此。类似地，可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)来实践本文所描述的示 例性系统、设备和方法，所有这些传感器都公知地用于提供速率响应起搏能力。 替代地，QT时间可被用作速率指示参数，在这种情况下，不需要额外的传感 器。类似地，还可在非速率响应起搏器中实践本文所描述的示例性实施例。

借助于遥测天线57和相关联的RF收发器41完成去往和来自外部编程 器的数据传输，该RF收发器41用于解调所接收的下行链路遥测和传输上行链 路遥测两者。如起搏领域所公知的，上行链路遥测能力将通常包括用于传输 所存储的数字信息(例如，操作模式和参数、EGM直方图、和其他事件、以 及指示心房和心室中的所感测和被起搏的去极化的发生的心房和/或心室电活 动的实时EGM和标记通道脉冲)的能力。

微计算机33分别包含微处理器80和相关联的系统时钟和处理器上RAM 和ROM芯片82A和82B。此外，微计算机电路33包括单独的RAM/ROM 芯片82C以提供附加的存储器容量。微处理器80通常以降低的功耗模式进 行操作并且是中断驱动的。响应于所定义的中断事件，微处理器80被唤醒， 所定义的中断事件可包括由数字定时器/控制器电路83中的定时器生成的A- 触发(-TRIG)、RV-触发、LV-触发信号，和由感测放大器电路55生成的A- 事件(-EVENT)、RV-事件和LV-事件信号，及其他信号。通过微计算机电 路33借助于数据和控制总线根据所编程(programmed-in)的参数值和操作模 式来控制由数字控制器/定时器电路83超时(timeout)的间期和延迟的特定值。 此外，如果被编程成作为速率响应起搏器进行操作，则可提供例如，每周期或 每两秒的定时的中断以允许微处理器分析活动传感器数据并更新基础A-A、 V-A、或V-V逸搏间期(如果适用)。此外，微处理器80还可用于定义可 变的(variable)、起作用的(operative)AV延迟间期和递送至每个心室的能 量。

在一个实施例中，微处理器80是适配成以常规方式获取并执行存储在 RAM/ROM单元82中的指令的定制微处理器。然而，可以构想，其他实现 可适合于实践本发明。例如，现成的、市售的微处理器或微控制器，或定制 专用的、硬连线逻辑、或状态机类型电路可执行微处理器80的功能。

数字控制器/定时器电路83在微计算机33的通用控制下运行以控制起搏 电路320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，这些 电路中与本发明有关的某些被予以描绘。所描绘的定时电路包括URI/LRI 定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于计时所过去的V-事件到V-事件间期 或V-事件到A-事件间期或V-V传导间期的固有间期定时器83C、用于计时 A-A、V-A、和/或V-V起搏逸搏间期的逸搏间期定时器83D、用于计时从在前 的A-事件或A-触发开始的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)的AV延迟间期定 时器83E、用于计时心室后时间周期的心室后定时器83F、和日期/时间时钟 83G。

AV延迟间期定时器83E被加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(例 如，如使用已知方法所确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)，以使从在前的 A-起搏(-PACE)或A-事件开始超时。间期定时器83E触发起搏刺激递送， 并且可基于一个或多个在前的心动周期(或是根据针对给定患者经验地推导的 数据集)。

事件后定时器83F使跟随RV-事件或LV-事件或RV-触发或LV-触发的 心室后时间周期或跟随A-事件或A-触发的心房后时间周期超时。事件后时 间周期的持续时间还可被选择作为存储在微计算机33中的可编程参数。心 室后时间周期包括PVARP、心房后心室消隐周期(PAVBP)、心室消隐周期 (VBP)、心室心房后消隐周期(PVARP)和心室不应期(VRP)，尽管还可 至少部分地取决于起搏引擎中使用的操作电路而适当地定义其他周期。心房 后时间周期包括其间为了重置任意AV延迟而忽略A-事件的心房不应期 (ARP)，和其间心房感测被禁用的心房消隐期间(ABP)。应当注意，心房后时 间周期和AV延迟的开始可与每个A-事件或A-TRIG的开始或结束基本同时地 开始，或在后一种情况下，在可跟随A-触发的A-起搏结束时开始。类似地， 心室后时间周期和V-A逸搏间期的开始可与V-事件或V-触发的开始或结束基 本同时地开始，或在后一种情况下，在可跟随V-触发的V-起搏结束时开始。 微处理器80还任选地计算AV延迟、心室后时间周期和心房后时间周期，它 们随着响应于RCP(多个)建立的基于传感器的逸搏间期而变化，和/或随着 固有心房速率而变化。

输出放大器电路51包含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、和LV起搏脉冲发生器或对 应于提供心房和心室起搏的商业上销售的心脏起搏器中目前采用的那些中的 任一个。为了触发RV-起搏或LV-起搏脉冲的生成，数字控制器/定时器电路 83在A-RVp延迟(在RV预激的情况下)超时(time-out)时生成RV-触发信 号，或在由AV延迟间期定时器83E(或V-V延迟定时器83B)提供的A-LVp 延迟(在LV预激的情况下)超时时生成LV-触发。类似地，数字控制器/ 定时器电路83在由逸搏间期定时器83D计时的V-A逸搏间期结束时生成触发 RA-起搏脉冲的输出的RA-触发信号(或触发LA-起搏脉冲的输出的LA-触发 信号(如果LA-起搏脉冲被提供的话))。

输出放大器电路51包括开关电路，用于将来自引线导体之中的所选择的 起搏电极对和IND_CAN电极20耦合至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选择要与输出放大器电路51内的心房和心室 输出放大器相耦合的引线导体和相关联的起搏电极对，以用于完成RA、LA、 RV和LV起搏。

感测放大器电路55包含感测放大器，其对应于用于心房和心室起搏和感 测的当代心脏起搏器中目前使用的那些感测放大器中的任一个。高阻抗P波 和R波感测放大器可被用于放大由心脏去极化波前的通过而在感测电极对之 间生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低幅度信号并且 依靠带通滤波器、时域滤波和幅度阈值比较以将P波或R波与背景电噪声区分。 数字控制器/定时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。

感测放大器通常在将起搏脉冲递送至起搏系统的起搏电极中的任意电极 之前、期间和之后的消隐周期期间从感测电极解耦，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，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从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。感测放大 器电路55还包括用于将所选择的感测电极引线导体和IND-CAN电极20耦合 至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感测放大器的开关电路。再次，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相耦合 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完成 RA、LA、RV和LV感测。

由RA感测放大器所感测的RA-感测(-SENSE)信号中的右心房去极化 或P波产生被传递至数字控制器/定时器电路83的RA-事件信号。类似地， 由LA感测放大器(如果提供的话)所感测的LA-感测信号中的左心房去极化 或P波产生被传递至数字控制器/定时器电路83的LA-事件信号。由心室感 测放大器所感测的RV-感测信号中的心室去极化或R波产生被传递至数字控制 器/定时器电路83的RV-事件信号。类似地，由心室感测放大器所感测的LV- 感测信号中的心室去极化或R波产生被传递至数字控制器/定时器电路83的 LV-事件信号。RV-事件、LV-事件和RA-事件、LA-感测信号可以是不应的 (refractory)或非不应的，并且可通过电噪声信号或异常传导的去极化波而不 是真实的R波或P波来无意地触发。

本公开中所描述的技术(包括归属于IMD16、计算设备140、和/或各构 成部件的那些技术)可至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实 现。例如，这些技术的各方面可在一个或多个处理器(包括一个或多个微处 理器、DSP、ASIC、FPGA)，或任何其他等效的集成或分立逻辑电路，以及 这些组件的任意组合中实现，其具体化在编程器(诸如医生或患者的编程器)、 刺激器、图像处理设备或其他设备中。术语“模块”、“处理器”或“处理电路” 一般可指独立的或结合其他逻辑电路的任何前述逻辑电路、或任何其他等效电 路。

这些硬件、软件、和/或固件可在同一设备内实现，或在单独的设备内实 现，以支持本公开中所描述的各种操作和功能。另外，所述单元、模块或部 件中的任意可一起实现，或作为分立但可互操作的逻辑设备单独地实现。将 不同的特征描绘为模块或单元是为了凸显不同的功能方面，而不一定暗示这样 的模块或单元必须通过单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个 模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件组件来执行，或集成在共同或 单独的硬件或软件组件之内。

当以软件实现时，归属于本公开中描述的系统、设备和技术的功能可具 体化为计算机可读介质(诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储 器、磁数据存储介质、光数据存储介质等等)上的指令。可由一个或多个处 理器执行这些指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。

技术人员将理解，可在医疗设备的植入器件或植入后(诸如随访时)执 行本文中所描述的方法以确保IMD16正常运行。此外，可在患者休息(例 如，睡觉)时执行本文中所描述的方法。已经参照说明性实施例提供了本公 开，并且本公开不旨在以限制的意思进行解释。如先前所述，本领域技术人 员将会认识到，其他各种说明性应用都可以使用本文所描述的技术以利用本文 所描述的装置和方法的有益特性。说明性实施例的各种修改以及本公开的附 加实施例在参照本说明书时将会是显而易见的。