基于心内阻抗的心脏再同步治疗优化

摘要

通过基于选择数据设定装置参数来优化在基于多个装置参数(例如A‑V延迟、V‑V延迟等)递送心脏再同步治疗中使用的方法和/或装置。这些选择数据可以通过以下方式来获取：针对多个电极向量配置中的每一个获取与至少一个心动周期的收缩部分的至少一部分相关联的时间基准点(例如心音)和/或与该至少一个心动周期的舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点，并且基于这些时间基准点从针对多个电极向量配置中的每一个所获取的心内阻抗信号提取测量值。可以将这些获取的选择数据评定并且用于优化该装置参数。

说明书

在此的披露涉及用于例如使用心内阻抗信号、心音等优化装置参数以向患者心脏递送治疗(例如，起搏AV和VV延迟以用于心脏再同步治疗(CRT))的方法，并且进一步涉及用于进行此类过程的仪器。

心脏再同步治疗已经在临床上证实可改善遭受各种心脏病症例如充血性心力衰竭的患者的心脏功能。CRT可以将电刺激或起搏应用到一个或两个心室和/或心房以改善心脏腔室协调，这进而可以改进心搏量、泵送效率等。在起搏心房和心室之间的时间间期可以称作AV延迟，并且在起搏心室的每个之间的时间间期可以称作VV延迟。

例如，用于心力衰竭(HF)患者的CRT已经显示改善血液动力学参数、体力、长期生活质量，并且降低死亡率和发病率。为了使成功的再同步发生，可以优化房室延迟(AV延迟)以及室间延迟(VV延迟)。已经以各种感测机制例如心电描记法(ECG)、电描记图(EGM)、动脉血压以及皮肤阻抗开发了用以优化这些参数延迟的方法，并且随后将这些方法与超声心动描记术(例如超声)优化方法进行比较。然而，用于CRT的回声优化方法通常是主观性的并且示出高的个体内和个体间变异性。

存在无需临床医师介入的具有AV和VV延迟的自动化选择的CRT系统。例如，自动调节AV和VV延迟的系统可以总体上披露于属于巴克尔(Bakels)等人的美国专利号6,223,082、属于基翁(Chinchoy)的美国专利号7,548,784、以及属于伯恩奇(Burnes)等人的美国专利号7,228,174中，将这些专利中的每者通过引用以其全文结合于此。

阻抗传感器已经用于起搏系统中以获得与心脏功能相关联的信息。例如，属于普利斯基(Plicchi)等人的美国专利号5,501,702、以及属于杰林斯基(Zielinski)等人的美国申请公开号2009/0275854A1(将其各自通过引用以其全文结合于此)披露了使用各种电极组合测量阻抗。

发明内容

在此的披露涉及结合用以辅助CRT优化的心脏听诊，用使用了传感器的植入装置测量血液动力学参数(例如像心内阻抗)的方法。例如，基于与心动周期的收缩和/或舒张部分相关联的时间基准点(例如，使用心音、阻抗最小值和最大值、R-R间期等获取的基准点)进行的心内阻抗测量可以用于优化一个或多个装置参数(例如AV延迟、VV延迟等)。

在此披露的用于将CRT递送至患者心脏的一种示例性可植入医疗装置(其中心脏再同步治疗是基于多个装置参数来递送)可以包括感测模块、治疗递送模块、以及控制模块，该感测模块被配置成至少监测在至少两个电极之间的心内阻抗以提供心内阻抗信号，该治疗递送模块被配置成将心脏治疗递送至该患者心脏，该控制模块联接至该感测模块和该治疗递送模块并且被配置成：以这些装置参数中的至少一个的多个选项(例如，多个起搏A-V延迟、多个起搏V-V延迟、多个起搏部位、多个起搏向量、引线放置的多个位置等)将心脏再同步治疗递送至患者，并且针对至少一个心动周期获取与该至少一个装置参数的该多个选项中的每一个相关的选择数据。获取该装置参数的多个选项中的每一个下的选择数据可以包括：针对多个电极向量配置中的每一个，获取与至少一个心动周期的收缩部分的至少一部分相关联的时间基准点以及与该至少一个心动周期的舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点；以该多个电极向量配置中的每一个并且与所获取的基准点大约同时来获取心内阻抗信号；基于与至少一个心动周期的收缩部分相关联以及与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点，从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值；并且基于所提取的测量值，针对该多个电极向量配置中的每一个确定选择数据。该控制模块可以被进一步配置为使用与该装置参数的该多个选项中的每一个相关的、所获取的选择数据来设定该多个选项中的一个选项以用于将心脏再同步治疗递送至该患者心脏。

用于将心脏再同步治疗递送至患者心脏的一种示例性可植入医疗装置方法(例如其中心脏再同步治疗是基于多个装置参数来递送)可以包括以这些装置参数中的至少一个的多个选项将心脏再同步治疗递送至患者；针对至少一个心动周期获取与该至少一个装置参数的多个选项中的每一个相关的选择数据(例如其中获取该装置参数的多个选项中的每一个下的选择数据可以包括针对多个电极向量配置中的每一个，获取与至少一个心动周期的收缩部分的至少一部分相关联的时间基准点以及与该至少一个心动周期的舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点，以该多个电极向量配置中的每一个并且与所获取的至少一个心动周期的收缩部分和舒张部分的基准点大约同时来获取心内阻抗信号，基于与至少一个心动周期的收缩部分相关联以及与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点，从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值，并且基于所提取的测量值，针对该多个电极向量配置中的每一个确定选择数据)；并且使用与该装置参数的该多个选项中的每一个相关的、所获取的选择数据来设定该多个选项中的一个选项以用于将心脏再同步治疗递送至该患者。

另一种用于在将治疗递送至患者心脏中使用的示例性可植入医疗装置可以包括感测模块，该感测模块被配置成监测至少两个电极之间的心内阻抗以提供心内阻抗信号，并且监测患者的心音(例如，感测的心音可以代表二尖瓣关闭和主动脉瓣关闭)；治疗递送模块，该治疗递送模块被配置成将心脏再同步治疗递送至该患者心脏；以及控制模块，该控制模块联接至该感测模块和该治疗递送模块，并且被配置成针对至少一个心动周期获取与多个起搏传导延迟(例如，多个起搏A-V延迟和多个起搏V-V延迟中的至少一个)中的每一个相关的选择数据(例如，其中以每一个起搏传导延迟获取这些选择数据可以包括针对多个电极向量配置中的每一个，感测限定了与该至少一个心动周期的至少舒张部分相关联的时间基准点的心音，以该多个电极向量配置中的每一个并且与所感测的心音大约同时来获取心内阻抗信号，至少部分地基于所限定的与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值，并且基于所提取的测量值，针对该多个电极向量配置中的每一个确定选择数据)；并且使用所获取的与该多个传导延迟中的每一个相关的选择数据，以设定该多个传导延迟中的一个传导延迟以用于将心脏再同步治疗递送至该患者。

另一种示例性可植入医疗装置方法可以包括以多个起搏传导延迟将心脏再同步治疗递送至患者；针对至少一个心动周期获取与该多个起搏传导延迟中的每一个相关的选择数据(例如，其中以每一个起搏传导延迟获取这些选择数据可以包括针对多个电极向量配置中的每一个，感测限定了与该至少一个心动周期的至少舒张部分相关联的时间基准点的心音，以该多个电极向量配置中的每一个并且与所感测的心音大约同时来获取心内阻抗信号，至少部分地基于所限定的与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值，并且基于心内阻抗测量值，针对该多个电极向量配置中的每一个确定选择数据)；并且使用所获取的与该多个传导延迟中的每一个相关的选择数据，以设定该多个传导延迟中的一个传导延迟以用于将心脏再同步治疗递送至该患者。

另一种用于在将治疗递送至患者心脏中使用的示例性可植入医疗装置可以包括感测模块，该感测模块被配置成监测至少两个电极之间的心内阻抗以提供心内阻抗信号，并且监测患者的心音；治疗递送模块，该治疗递送模块被配置成将心脏治疗递送至该患者心脏；以及控制模块，该控制模块联接至该感测模块和该治疗递送模块，并且被配置成控制将心脏再同步治疗以多个起搏传导延迟递送至患者，针对至少一个心动周期获取与该多个起搏传导延迟中的每一个相关的选择数据(例如，其中获取选择数据可以包括针对多个电极向量配置中的每一个，感测限定了与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点并限定了与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点的心音，以该多个电极向量配置中的每一个并且与所感测的心音大约同时来获取心内阻抗信号，至少部分地基于所限定的与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点以及所限定的与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值，并且基于所提取的测量值，针对该多个电极向量配置中的每一个确定选择数据)，并且使用所获取的与该多个传导延迟中的每一个相关的选择数据，以设定该多个传导延迟中的一个传导延迟以用于将心脏再同步治疗递送至该患者。

另一种示例性可植入医疗装置方法可以包括以多个起搏传导延迟将心脏再同步治疗递送至患者；针对至少一个心动周期获取与该多个起搏传导延迟中的每一个相关的选择数据(例如，其中以每一个起搏传导延迟获取这些选择数据可以包括针对多个电极向量配置中的每一个，感测限定了与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点并限定了与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点的心音，以该多个电极向量配置中的每一个并且与所感测的心音大约同时来获取心内阻抗信号，至少部分地基于所限定的与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点以及所限定的与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值，并且基于心内阻抗测量值，针对该多个电极向量配置中的每一个确定选择数据)；并且使用所获取的与该多个传导延迟中的每一个相关的选择数据，以设定该多个传导延迟中的一个传导延迟以用于将心脏再同步治疗递送至该患者。

另外，这些装置或方法的一个或多个实施例可以包括以下中的一者或多者：该控制模块可以被配置成针对多个电极向量配置中的每一个，获取与至少一个心动周期的收缩部分或收缩部分内的限定区段相关联的时间基准点以及与该至少一个心动周期的舒张部分或舒张部分内的限定区段相关联的时间基准点，与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点以及与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点可以至少包括代表二尖瓣关闭(MVC)和主动脉瓣关闭(AVC)的心音；这些与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点以及这些与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点可以包括由至少心内阻抗信号最小点和最大点限定的时间基准点(例如，其中获取选择数据可以包括至少部分地基于由该心内阻抗信号最小点和最大点限定的时间基准点，从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值)，这些与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点可以至少包括与R-R间期的第一预定部分相关联的点，并且这些与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点至少包括与该R-R间期的第二预定部分相关联的点(例如，其中获取选择数据可以包括至少部分地基于与R-R间期的第一预定部分相关联的时间基准点并且至少部分地基于与R-R间期的第二预定部分相关联的时间基准点，从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值)，针对至少一个心动周期获取与该装置参数的该多个选项中的每一个相关的选择数据可以包括针对在呼吸周期结束时发生的至少多个心动周期获取与该装置参数的该多个选项中的每一个相关的选择数据，并且从该心内阻抗信号提取测量值可以包括提取一个或多个参数，这些参数包括最小值、最大值、斜率、积分、微分、以及此类参数中的一个或多个相对于一个或多个基准点发生的时机，该控制模块(例如，用以使用与该装置参数的该多个选项中的每一个相关的、所获取的选择数据来设定该多个选项中的一个选项以用于将心脏再同步治疗递送至患者)可以被配置成基于针对每一个向量配置在该多个起搏传导延迟中的每一个下所获取的选择数据来提供该装置参数的该多个选项中的每一个的得分，并且基于该装置参数的该多个选项的得分选择该装置参数的多个选项中的选项以用于将心脏再同步治疗递送至该患者(例如，可以基于针对每一个向量配置所获取的选择数据，通过为基于这些心内阻抗测量值所确定的一个或多个选择数据参数给出在确定得分中与其他选择数据参数不同的权重，来提供该装置参数的该多个选项中的每一个的得分)；该控制模块可以被配置成使用所获取的选择数据以选择电极向量配置以用于将心脏再同步治疗递送至该患者；从该心内阻抗信号提取测量值可以至少包括提取阻抗的一阶导数和/或相对于基准点而言最小阻抗的时机；并且该控制模块可以被进一步配置为允许使用者设定允许的起搏传导延迟窗，该传导延迟可以设定到该窗。以上概述并不意图描述本披露的每个实施例或每一个实施方式。通过参考以下的详细描述和权利要求书，结合附图，使更加完整的理解变得清楚和为人所领会。

附图简述

图1是包括示例性可植入医疗装置(IMD)的示例性系统的简图。

图2A是图1的示例性IMD的简图。

图2B是放置在图2A的左心室中的电引线的远端的放大视图的简图。

图3A是示例性IMD(例如图1-2的IMD)的框图。

图3B是可在例如示于图1-2中的系统中采用的、用于提供多个感测信道和相对应的起搏信道的示例性IMD(例如可植入的脉冲发生器)电路和相关联的引线的另一个框图。

图4是用于例如使用图1-3的IMD优化装置参数以便将治疗递送至患者心脏的示例性方法的流程图。

图5是用于如总体上例如在图4的方法中所示的获取选择数据的示例性方法的流程图。

图6是历经在呼吸周期上叠加的多个心动周期的阻抗波形的示例性图解描绘，以用于描述例如示于如图5中的一种或多种示例性方法。

图7是用于如总体上例如在图4的方法中所示的获取选择数据以便优化AV延迟的示例性方法的流程图。

图8是图7的方法的一部分(包括获取时间基准点)的示例性实施例的流程图。

图9是心动周期事件的示例性图解描绘，以用于描述例如示于如图8中的一种或多种示例性方法。

图10是图7的方法的一部分(包括获取时间基准点)的示例性实施例的另一个流程图。

图11是与射血和充盈相关联的阻抗波形形态的示例性图解描绘，以用于描述例如示于如图10中的一种或多种示例性方法。

图12是图7的方法的一部分(包括获取时间基准点)的示例性实施例的另一个流程图。

图13是R-R间期与射血和充盈相关的示例性图解展示，以用于描述例如示于如图12中的一种或多种示例性方法。

图14是历经心动周期的阻抗波形的示例性图解描绘，以用于描述例如示于如图5中的、获取选择数据的一种或多种示例性方法。

图15-22是如例如在图5的方法中总体上示出的、包括示例性评定方法的更详细的用于优化AV延迟的示例性方法的流程图。

图23A-23C和24是用于在描述评定方法以优化AV延迟中使用的表格。

示例性实施方案的详细说明

在以下的说明性实施例的详细说明中，参考形成详细说明的一部分的附图，并且通过图解的方式示出可以实践的具体实施例。应当理解的是，可以利用其他实施例并且可以发生结构变化而不会脱离(例如仍然落入)由此展示的本披露的范围。

将参考图1-24描述示例性方法、装置、和系统。对于本领域技术人员应清楚的是，一个实施例中的元件或过程可以结合其他实施例的元件或过程来使用，并且使用在此阐明的特征的组合的这类方法、装置和系统的可能实施例并不限于图中所示的和/或在此所描述的具体实施例。进一步地，应当认识到，在此描述的实施例可以包括不一定按比例示出的许多元件。再进一步地，应当认识到，可以对在此的这些过程的时序以及各种元件的大小和形状进行修改，但是仍然落入本披露的范围内，尽管某些时序、元件的一个或多个形状和/或大小或类型可能比其他的更为有利。

如在此所述的，各种示例性系统、仪器和方法可以采用被配置成递送治疗至患者的组织和/或感测来自该患者的组织的一个或多个信号(例如心内阻抗等)的电极。例如，电极可以被包括作为可植入医疗装置(IMD)的一部分，并且位于一根或多根引线上，这些引线被配置成位于患者心脏的一个或多个部分附近。

可以通过包括至少一个电极和/或联接至至少一个电极上的一个或多个(例如两个或更多个、多个等)系统、仪器、和装置来利用并实施在此描述的示例性方法和过程。例如，可以通过在此参考图1-3所述的示例性治疗系统10来使用示例性方法和过程。虽然在此描述并描绘了治疗系统10，应理解的是，可以通过任何包括能够分析来自一个或多个电极的信号的计算仪器的系统来使用示例性方法和过程。计算仪器例如可以位于外部计算机或编程器中，可以位于IMD中，或可以位于附接至网络上的服务器上。

图1是展示了可用于向患者14递送起搏治疗的示例性治疗系统10的概念图。患者14可以但并不必须是人。治疗系统10可以包括可联接至引线18、20、22和/或编程器24上的可植入医疗装置16(IMD)。IMD16可以是例如可植入的起搏器、复律器和/或除颤器，经由联接至引线18、20、22中的一根或多根上的电极向患者14的心脏12提供电信号。

引线18、20、22伸入患者14的心脏12以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1所示的实例中，右心室(RV)引线18延伸通过一个或多个静脉(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延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并进入冠状窦30至邻近心脏12的左心室32的游离壁的区域。右心房(RA)引线22延伸通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可以经由联接至引线18、20、22中的至少一根引线的电极而除了别的以外感测伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号。IMD 16可以被配置成使用在此描述的示例性方法和过程，用例如在系统的电极(例如位于引线18、20、22上的电极)处感测到的阻抗信号优化一个或多个装置参数(例如起搏AV延迟、起搏VV延迟等)。在一些实例中，IMD 16基于心脏12内感测到的电信号来向心脏12提供起搏治疗(例如起搏脉冲、CRT等)。IMD 16可以是可操作的，以便调节与起搏治疗相关联的一个或多个装置参数，例如像，起搏AV延迟和其他各种时机、脉冲宽度、振幅、电压、突发长度等。进一步地，IMD 16可以是可操作的，以便使用不同的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、四极的或其他多极的。例如，多极引线可包括若干可用于递送起搏治疗的电极。因此，多极引线系统可以向起搏提供或给予多个电向量。起搏向量可包括至少一个阴极，该至少一个阴极可以是定位在至少一根引线上的至少一个电极；以及至少一个阳极，该至少一个阳极可以是定位在至少一根引线(例如同一根引线或不相同的引线)上和/或在该IMD的壳体或罐上的至少一个电极。而起搏治疗引起的心脏功能的改善可主要取决于阴极，如阻抗、起搏阈值电压、漏电流、寿命等电参数可更依赖于包括阴极和阳极两者的起搏向量。IMD 16还可经由定位在引线18、20、22中至少一根上的电极提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。进一步地，IMD 16可检测心脏12的心律不齐，如心室28、32的纤维性颤动，并且向心脏12递送电脉冲形式的除颤治疗。在一些实例中，IMD 16可被编程以递送治疗的进展，例如具有升高的能量水平的脉冲，直至心脏12的纤维性颤动停止。

在一些实例中，可以是手持型计算装置或计算机工作站的编程器24可以由使用者例如医师、技术员、其他临床医师、和/或患者使用以与IMD 16通信(例如为IMD 16编程)。例如，使用者可以与编程器24互作以检索关于一个或多个电向量的、涉及心脏改善信息、寿命信息的信息(例如夺获阈值信息、阻抗值等)，和/或提供感测的数据(例如，心音数据、阻抗信号等)。另外，使用者可以与编程器24互作以选择例如用于在递送治疗中使用的一个或多个最佳装置参数(例如AV延迟和VV延迟，有待用于起搏的电极向量等)。另外，使用者可以与编程器24互作，以检索涉及与IMD 16和/或同此一起递送的起搏治疗相关联的选择数据的信息。例如，位于IMD 16和编程器24之一中或两者中的计算仪器可以被配置成分析或评估信号(例如，阻抗信号、心音、R-R间期等，或与其相关联的数据)以鉴定一个或多个最佳装置参数(例如AV延迟)。IMD 16和编程器24可以使用本领域已知的任何技术经由无线通信进行通信。通信技术的实例可以包括例如低频或射频(RF)遥测术，但其他技术也被涵盖在内。可以使用IMD和编程器来用如在此所述的经优化的装置参数使IMD初始化，或者IMD可以在不用编程器的情况下进行这种优化(例如可以在植入时或植入后提供优化)。

图2A是更详细地展示了图1的治疗系统10的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可经由连接块34电联接至治疗递送模块(例如用于起搏治疗的递送)、感测模块(例如用于从一个或多个电极感测一个或多个信号)和/或IMD 16的任何其他模块。在一些实例中，引线18、20、22的近端可包括电触头，这些电触头电联接至IMD 16的连接块34内的各自的电触头。另外，在一些实例中，引线18、20、22可借助于固定螺钉、连接销或另一种合适的机械联接机构机械地联接至连接块34。

引线18、20、22中的每者包括细长的绝缘引线体，该引线体可载有许多通过隔离件(例如管状绝缘鞘)而彼此分隔开的导体(例如同心盘绕导体、直导体等)。在所示的实例中，双极电极40、42定位于接近引线18的远端。另外，双极电极44、45、46、47定位于接近引线20的远端，并且双极电极48、50定位于接近引线22的远端。

电极40、44、45、46、47、48可以采取相对于绝缘电极头52、54、56安装的环形电极的形式，并且电极42、50可以采取可回缩地安装在这些绝缘电极头内的可延长的螺旋尖端电极的形式。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的每一个可以电联接至其相关联的引线18、20、22的引线体内的对应导体(例如螺旋的和/或直的)，并且由此联接至引线18、20、22的近端的对应电触头。

另外，电极44、45、46和47可具有约5.3mm²到约5.8mm²的电极表面积。电极44、45、46和47还可对应地指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)可以按可变的距离间隔开。例如，电极44可与电极45距离例如约21毫米(mm)，电极45和46可以彼此间隔例如距离约1.3mm至约1.5mm，并且电极46和47可以彼此间隔例如距离20mm至约21mm。

电极40、42、44、45、46、47、48、50可进一步用于感测伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号(例如电描记图(EGM)内的形态波形等)、感测心内阻抗等。感测到的电信号可用于确定是电极40、42、44、45、46、47、48、50中的哪些电极最有效地改善心脏功能，可如在此所述的用于优化装置参数、获取选择数据，等。这些电信号经由各自的引线18、20、22而传导至IMD 16。在一些实例中，IMD 16还可经由电极40、42、44、45、46、47、48、50递送起搏脉冲，以引起该患者的心脏12的心脏组织的去极化。在一些实例中，如图2A所示，IMD 16包括一个或多个壳电极，如壳电极58，可与IMD 16的壳60(例如气密壳)的外表面一体地形成或另外联接至壳60。电极40、42、44、45、46、47、48和50中的任一个可用于单极感测或与壳电极58相组合的起搏。换言之，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个可组合使用以形成感测向量(例如可用于评估和/或分析起搏治疗、用于获取选择数据、获取心内阻抗信号等的感测向量)。本领域技术人员所通常理解的是还可以选择其他电极来限定或用于起搏和感测向量。进一步地，不用于递送起搏治疗的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个可用于在起搏治疗过程中感测电活动。

如参照图3A-3B进一步详细描述的，壳60可围住治疗递送模块，该治疗递送模块可包括用于产生心脏起搏脉冲和除颤或心脏复律电击的刺激发生器、以及用于监测该患者的心率的感测模块。引线18、20、22还可分别包括可采取线圈形式的细长电极62、64、66。IMD 16可经由细长电极62、64、66与壳电极58的任何组合来向心脏12递送除颤电击。电极58、62、64、66还可用于向心脏12递送心脏复律脉冲。进一步地，电极62、64、66可由任何适合的电传导材料制成，诸如但不限于铂、铂合金和/或已知可用于可植入的除颤电极的其他材料。因为电极62、64、66通常不被配置成递送起搏治疗，电极62、64、66中的任一个可用于感测电活动(例如用于在获取心内阻抗波形中使用，用于获取信号以用于提供阻抗测量值，用于在分析起搏治疗有效性中使用，等)，并且可与电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个组合使用。在至少一个实施例中，RV细长电极62可用于在起搏治疗的递送过程中感测患者心脏的电活动(例如结合形成RV加长线圈的壳电极58，或除颤电极到壳电极向量)。

图1-2中所示的示例性治疗系统10的配置仅仅是一个实例。在其他实例中，该治疗系统可包括心外膜引线和/或片电极，取代或另加至图1所示的经静脉引线18、20、22。进一步地，在一个或多个实施例中，IMD 16不需要植入患者14内。例如，IMD 16可经由延伸穿过患者14的皮肤至心脏12内或外的多种位置的经皮引线向心脏12递送不同心脏治疗。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、电感耦合、RF等的向一个或多个心脏内起搏部件的能量传输)，并且使用罐/壳和/或皮下引线上的电极感测心脏活动。

在向心脏12提供电刺激治疗的治疗系统的其他实例中，这类治疗系统可包括任何合适数量的联接至IMD 16的引线，并且这些引线中的每者可延伸至心脏12内或附近的任何位置。例如，治疗系统的其他实例可包括三个如图1-2所示定位的经静脉引线。再进一步地，其他治疗系统可包括从IMD 16延伸进入右心房26或右心室28的单个引线，或延伸分别进入右心房26和右心室28的两根引线。

图3A是IMD 16的一种示例性配置的功能框图。如所示的，IMD 16可包括控制模块81、治疗递送模块84(例如可包括刺激发生器)、感测模块86和电源90。

控制模块81可包括处理器80、存储器82和遥测模块88。存储器82可包括计算机可读指令，当例如由处理器80执行这些指令时，导致IMD 16和/或控制模块81执行在此描述的归属于IMD 16和/或控制模块81的不同功能(例如包括夺获管理)。进一步地，存储器82可以包括任何易失、非易失、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2010年3月23日发布的并且标题为“LV阈值测量和夺获管理(LV THRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT)”的美国专利号7,684,863中描述的左心室夺获管理(LVCM)模块，将该专利通过引用以其全文结合在此。

控制模块81的处理器80可以包括微处理器、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/或等效离散或集成逻辑电路中的任何一个或多个。在一些实例中，处理器80可以包括多个部件，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、以及其他离散或集成逻辑电路的任何组合。归属于在此的处理器80的功能可以具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。

控制模块81可以用于使用在此所述的示例性方法和/或过程，根据所选的、可以存储在存储器82中的一个或多个程序确定装置参数(例如起搏AV延迟、起搏VV延迟、有效电极向量配置等)。进一步地，控制模块81可根据可存储在存储器82中的所选的一个或多个治疗方案来控制治疗递送模块84以向心脏12递送治疗(例如电刺激治疗，诸如起搏)。更具体地，控制模块81(例如处理器80)可控制治疗递送模块84递送的电刺激的各种参数，例如像AV延迟、VV延迟、起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、频率，或电极的极性等，其可由一个或多个所选的治疗方案指定(例如，如在此所述的AV延迟选择和/或调节方案、如在此所述的VV延迟选择和/或调节方案、起搏治疗方案、起搏恢复方案、夺获管理方案等)。如所示的，治疗递送模块84例如经由各自的引线18、20、22的导体而电联接至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66，或在壳电极58的情况下是经由被放置在IMD 16的壳60内的电导体。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中的一个或多个产生并向心脏12递送电刺激治疗，如起搏治疗。

例如，治疗递送模块84可经由分别联接至引线18、20和22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或引线18和22的螺旋尖端电极42和50来递送起搏刺激(例如起搏脉冲)。进一步地，例如，治疗递送模块84可经由电极58、62、64、66中的至少两个而向心脏12递送除颤电击。在一些实例中，治疗递送模块84可被配置成递送起搏、心脏复律、或电脉冲形式的除颤刺激。在其他实例中，治疗递送模块84可被配置成递送处于其他信号形式(诸如正弦波、方波和/或其他基本上连续的时间信号)的这些刺激类型的一种或多种。

IMD 16可进一步包括切换模块85，并且控制模块81(例如处理器80)可使用切换模块85以例如经由数据/地址总线来选择哪些可用电极是用于递送治疗的，诸如用于起搏治疗的起搏脉冲，或哪些可用电极是用于感测的(例如，选择电极向量配置以用于起搏，选择电极向量配置以用于感测，等)。切换模块85可包括切换阵列、切换矩阵、多路复用器或适合于将感测模块86和/或治疗递送模块84选择性地联接到一个或多个所选电极上的任何其他类型的切换装置。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个起搏输出电路可例如使用切换模块85选择性地联接至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极(例如用于向起搏向量递送治疗的一对电极)。换言之，每个电极可以使用切换模块85选择性地联接至该治疗递送模块的起搏输出电路之一。

感测模块86联接(例如电联接)至感测仪器，其在另外的感测仪器中可包括电极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信号可以用于提供针对一种或多种功能的信息，包括在此所述的用于设定一个或多个装置参数的那些(例如初始化和/或调节装置参数例如AV延迟和VV延迟以提供其优化，例如通过监测或测量信号以便由控制模块81、编程器24等进行分析)。进一步地，ECG/EGM信号可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波的间期(也被称为P-P间期或A-A间期)、R波到R波的间期(也被称为R-R间期或V-V间期)、P波到QRS波群的间期(也被称为P-R间期、A-V间期或P-Q间期)、QRS波群的形态、ST段(即连接QRS波群和T波的段)、T波改变、QT间期、电向量等。

切换模块85还可与感测模块86一起使用，以选择可使用或激活哪些可用电极以感测例如该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的任何组合的一个或多个电向量配置)。同样地，切换模块85还可与感测模块86一起使用，以选择不使用(例如禁用)哪些可用电极以感测例如该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的任何组合的一个或多个电向量配置)等。在一些实例中，控制模块81可以经由感测模块86内的该切换模块选择作用为感测电极的这些电极，例如，通过经由数据/地址总线提供信号。

在一些实例中，感测模块86包括信道，该信道包括具有比R波或P波放大器相对较宽的通带的放大器。可以向多路复用器提供来自所选的感测电极的信号，其后由模拟-数字转换器转换成多比特数字信号而例如作为电描记图(EGM)而存储在存储器82中。在一些实例中，将这种EGM存储在存储器82中可处于直接存储器存取电路的控制下。控制模块81(例如使用处理器80)可以利用数字信号分析技术来表征存储于存储器82中的数字化信号，以分析和/或划分EGM信号的一种或多种形态波形以确定起搏治疗有效性等。例如，处理器80可以被配置成确定或获得在患者心脏的一种或多种电向量内的一种或多种感测的形态波形的一个或多个特征，并且将该一个或多个特征存储于存储器82内以用于比较波形的特征、值等从而设定装置参数等。

在一些实例中，控制模块81可用作中断驱动装置，并且可以响应于起搏器计时和控制模块的中断，其中这些中断可以对应于感测到的P波和R波的出现和心脏起搏脉冲的产生。通过处理器80可以进行任何需要的数学计算，并且在这类中断之后可发生由该起搏器计时和控制模块控制的这些值或间期的任何更新。一部分存储器82可被配置成多个再循环缓冲器，能够保留一个或多个系列的测量间期，这些测量间期可通过例如处理器80响应于起搏或感测中断的发生而被分析，以确定该患者的心脏12是否目前表现出房性或室性心律失常。

在一个或多个实施例中，可以进一步使用例如使用了电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66和/或任何其他电极的任何组合的一个或多个电向量配置来感测阻抗(例如患者心脏12内的心内阻抗信号)。可以通过在两个或更多个所选电极之间注入电流时测量两个或更多个所选电极之间的电压，在位于这些电极中的任何两个或更多个之间的电极向量场中的组织区段(例如，心脏组织区段)中测量阻抗信号；例如基于注入的电流和测量的电压确定阻抗。阻抗可以由于电极向量场中组织的特征的改变(例如因疾病造成的细胞壁的退化)、由于电极之间的距离的改变(例如在左心室和右心房之间的距离的改变)、和/或由于电极向量场包含的血容量的改变而改变。

例如，IMD 16可以通过注入电流并测量电极向量配置的电极(例如所选电极)之间的电压来测量心内阻抗信号。例如，IMD 16可以通过在电极42和位于右心室中接近三尖瓣的电极(未描绘)之间注入电流(例如，非起搏阈值电流)并且测量电极40和位于右心室中接近三尖瓣的电极(未描绘)之间的电压来测量阻抗信号。再进一步地，例如，IMD 16可以通过在电极50和电极42之间注入电流并且测量电极48和电极40之间的电压来测量阻抗信号。技术人员应意识到可以将其他向量对配置用于刺激和测量。可以在包围感兴趣的组织或心脏腔室的任一组电极之间测量阻抗。因此，技术人员可以注入电流并且测量电压以计算相同两个电极(双极配置)上的阻抗，或注入电流并测量单独的两对电极(所以为四极配置)上的电压(例如，一对用于电流注入，并且一对用于电压感测)。对于四极电极配置，电流注入电极和电压感测电极应与彼此成一直线(或紧密平行于彼此)，并且电压感测电极应处于电流感测场之内。例如，如果技术人员在SVC线圈电极和RV尖端电极之间注入电流，则电压感测可以是在RVC线圈电极和RV环形电极之间。阻抗向量可以被配置成包围感兴趣的特定解剖学区域，例如心房或心室。

在此描述的示例性方法和/或装置可以监测一个或多个电极向量配置。进一步地，可以相对于彼此并行地和/或周期性地测量多个阻抗向量。在至少一个实施例中，示例性方法和/或装置可以使用阻抗波形来获取选择数据(例如，以发现可应用的基准点，以允许从此类波形中提取测量值，等)以用于优化CRT。

如在此使用的，术语“阻抗信号”不限于原始阻抗信号。应暗示的是，原始阻抗信号可以经处理、标准化、和/或过滤(例如以去除伪像、噪音、静电、EMI、和/或外来信号)以提供阻抗信号。另外地，术语“阻抗信号”可以包括它的各种数学导数(包括阻抗信号的实部和虚部)、基于该阻抗的电导信号(即阻抗的倒数(reciprocal或inverse))等。换言之，术语“阻抗信号”可以理解为包括电导信号，即作为阻抗信号的倒数的信号。

进一步地，其他传感器仪器93可以经由任何适合的接口(例如电联接，经由放大器、模拟-数字转换器、缓冲器联接，等)联接至感测模块86，以监测其他心脏相关活性，例如声学数据(例如心音，包括如在此所述的二尖瓣关闭和主动脉瓣关闭S1和S2，等)。例如，在一个或多个实施例中，这种传感器仪器93可以包括任何适合的换能器部件(例如，安装在植入的装置内，安装在装置的罐上，等)以用于感测瓣活性，例如声呐微测量仪、加速计、在植入的引线上采用内嵌式压电材料的心脏机械传感器(CMES)或可替代的压电式传感器。在其他实施例中，可以使用非声学传感器来检测心脏瓣膜事件例如二尖瓣关闭和主动脉瓣关闭，这些非声学传感器包括例如嵌入在心肌中的传感器或植入的用以检测腔室压力的压力传感器等。此类检测的瓣膜事件(例如心音)可以用于提供针对一种或多种功能的信息，包括在此所述的用于设定一个或多个装置参数的那些(例如初始化或调节装置参数例如AV延迟和VV延迟以提供其优化，例如通过监测或测量信号以便由控制模块81、编程器24等进行分析)。

控制模块81的遥测模块88可包括用于与例如编程器24(如在此关于图1所述的)的另一个装置通信的任何适合的硬件、固件、软件或其任何组合。例如，在处理器80的控制下，借助于可以是内部和/或外部的天线，遥测模块88可接收编程器24的下行遥测并向编程器24发送上行遥测。例如经由地址/数据总线，处理器80可提供要向编程器24向上传输的数据以及用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些实例中，遥测模块88可以经由多路复用器向处理器80提供所接收数据。

在至少一个实施例中，控制模块81可以使用遥测模块88向外部装置(例如编程器24)传输阻抗信号数据(例如通过使用各种接近患者心脏12的电极产生的)和/或可用于设定如在此所述的装置参数的任何其他数据，以使得临床医师和/或患者可以使用此类数据来优化CRT。换言之，IMD 16可以基于阻抗信号数据将数据传输至外部装置，以使得临床医师可以使用这些数据用于诊断目的、随访调整、治疗调整(例如CRT调整)等。例如，临床医师可以使用传输的数据来优化由IMD 16提供的CRT(例如修改或调节AV和/或VV延迟)。

IMD 16的各种部件被进一步联接至电源90上，该电源可包括可充电的电池或不可充电的电池。可选择不可充电的电池以持续数年，而可充电的电池可以例如每天或每周从外部装置进行感应充电。

图3B是IMD 16的功能框图的另一个实施例。图3B描绘了双极RA引线22、双极RV引线18和双极LV CS引线20，其没有LA CS起搏/感测电极并与可植入的脉冲发生器(IPG)电路31联接，该可植入的脉冲发生器电路具有可编程模式以及起搏现有技术中已知的双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路91间接联接至计时电路83，并且经由数据和控制总线联接至微型计算机电路33。在通常被分为微型计算机电路33和起搏电路21的功能框图中展示了IPG电路31。起搏电路21包括数字控制器/计时器电路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以及在下文描述的许多其他电路和部件。

晶体振荡器电路89为起搏电路21提供基本计时时钟，而电池29提供动力。上电复位电路87响应于该电路与该电池的初始连接，用于限定初始操作条件，并且类似地响应于低电池电量的检测而重置该装置的运行状态。参考模式电路37产生用于起搏电路21内的模拟电路的稳定的基准电压和电流，而模拟-数字转换器ADC和多路复用器电路39使模拟信号和电压数字化以提供来自感测放大器55的心脏信号经由RF发射器和接收器电路41向上传输的实时遥测。基准电压和偏压电路37、ADC和多路复用器39、上电复位电路87和晶体振荡器电路89可对应于目前市售的可植入的心脏起搏器中的目前使用的那些中的任一个。

如果将该IPG编程至速率反应模式，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)以得出生理逸搏间期。例如，与在描绘的、示例性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS)电路35中出现的该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被联接至该IPG壳上，并且可采取本领域熟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。传感器27响应于感测到的身体活动而产生电信号，这些电信号由活动电路35处理并向数字控制器/计时器电路83提供。活动电路35和相关联传感器27可以对应于1991年10月1日发布的标题为“用于在脉冲发生器中植入活动感测的方法和装置(METHOD AND APPARATUS FOR IMPLEMENTING ACTIVITY SENSING IN A PULSE GENERATOR)”的美国专利号5,052,388和1984年1月31日发布的标题为“速率自适应起搏器(RATE ADAPTIVE PACER)”的美国专利号4,428,378中披露的电路，将这些专利中的每者通过引用以其全文结合在此。

类似地，在此描述的示例性系统、仪器和方法可以结合交替类型的传感器来实践，如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器，所有这些传感器都公知地用于提供起搏功能。例如，至少在一个实施例中，呼吸可以使用经胸阻抗(例如在植入在心脏的电极和植入的装置的壳上的电极之间的阻抗，例如像通过测量电极40和电极58之间的电压)的测量值来感测；可以使用EGM衍生的呼吸(例如其可以衍生自由于呼吸造成的远场EGM的振幅的变化，例如通过电极66和58感测的)来感测；可以通过所选的电极向量配置来获取呼吸信号，所选的电极向量配置用于测量：呼吸速率、呼吸潮气容积、吸气努力、以及呼气努力；等。

进一步地，声学传感器(未示出)可以如在此所述的使用(例如，以检测心音)，或可以使用其他传感器(例如，用于检测瓣膜关闭)，其中代表这些传感器的此类信号被适配为由IPG电路31使用。可替代地，QT时间可用作速率指示参数，在这种情况下不需要额外的传感器。类似地，在此描述的这些示例性实施例还可以在非频率反应式起搏器中实践。

通过遥测天线57和相关联的RF收发器41完成向外部编程器和从外部编程器传输数据，用于解调接收到的向下传输的遥测以及向上传输遥测。向上传输遥测的能力将典型地包括对存储的数字信息进行传输的能力，所述数字信息是例如运行模式和参数、EGM直方图、以及其他事件，连同心房和/或心室电活动和标记信道脉冲的实时EGM(指示在心房和心室中感测到的和起搏的去极化的发生)，如起搏领域中熟知的。

微型计算机33包含微处理器80和相关联的系统时钟以及对应地在处理器上的RAM和ROM芯片82A和82B。另外，微型计算机电路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通常以降低功率消耗的模式来运行，并且是中断驱动的。微处理器80响应于限定的中断事件而被唤醒，这些事件可尤其包括由数字计时器/控制器电路83中的计时器生成的触发A、触发RV、触发LV信号、以及由感测放大器电路55生成的事件A、事件RV和事件LV信号。通过来自编程参数值和运行模式的数据和控制总线，由微型计算机电路33来控制由数字控制器/计时器电路83超时的间期和延迟的特定值。另外，如果进行编程以用作频率反应式起搏器，则可以例如每一个周期或每两秒提供计时中断，用以允许该微处理器分析活动传感器的数据并更新基本A-A、V-A或V-V逸搏间期，如可应用的。另外，微处理器80还可用于限定可变的有效AV延迟间期以及递送至每个心室的能量。

在一个实施例中，微处理器80是被适配成以常规方式取得并执行存储在RAM/ROM单元82中的指令的定制微处理器。然而，预期其他实施方式可适于实践本发明。例如，现成的市售微处理器或微控制器、或定制的专用固定线路逻辑器或状态机式电路可执行微处理器80的功能。

数字控制器/计时器电路83在微型计算机33的总体控制下操作以控制起搏电路21内的计时及其他功能，并且包括一组计时和相关联的逻辑电路，对其中一些与本发明有关的进行了描绘。所描绘的计时电路包括URI/LRI计时器83A、V-V延迟计时器83B、用于对过去的事件V到事件V间期或事件V到事件A间期或V-V传导间期进行计时的固有间期计时器83C、用于对起搏逸搏间期A-A、V-A和/或V-V进行计时的逸搏间期计时器83D、用于对以前的事件A或触发A的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行计时的AV延迟间期计时器83E、用于对后心室时间周期进行计时的后心室计时器83F、以及日期/时间时钟83G。

AV延迟间期计时器83E加载有用于一个心室腔的适当的延迟间期(例如使用已知方法确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)以从先前的起搏A或事件A超时启动。间期计时器83E触发了起搏刺激的递送，并且可以基于一个或多个前心动周期(或根据为给定患者从经验推导的数据集)。

事件后计时器83F使事件RV或事件LV或触发RV或触发LV之后的后心室时间周期以及事件A或触发A之后的后心房时间周期超时。事件后时间周期的持续时间还可以选择作为微型计算机33中存储的可编程的参数。后心室时间周期包括PVARP、后心房心室空白期(PAVBP)、心室空白期(VBP)、后心室心房空白期(PVARP)和心室不应期(VRP)，尽管可以至少部分地根据起搏机采用的有效电路而适当地限定其他时期。后心房时间周期包括心房不应期(ARP)，在其过程中为了重置任何AV延迟的目的而忽略事件A，以及心房空白期(ABP)，在其过程中禁用心房感测。应注意到，后心房时间周期和AV延迟的开始可以与每个事件A或触发A的开始或结束大致同时开始，或者在触发A的情况下，是在触发A之后的起搏A结束时。类似地，后心室时间周期和V-A逸搏间期的开始可以与事件V或触发V的开始或结束大致同时开始，或者在触发V的情况下，是在触发V之后的起搏V结束时。微处理器80还任选地计算AV延迟、后心室时间周期和后心房时间周期，随响应于一个或多个RCP和/或用固有心房率而建立的基于传感器的逸搏间期是变化的。

输出放大器电路51包含RA起搏脉冲发生器(如果提供LA起搏则是LA起搏脉冲发生器)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器，或者对应于目前在提供心房和心室起搏的任何市售心脏起搏器中使用的那些的任一个。为了触发起搏RV或起搏LV脉冲的产生，通过AV延迟间期计时器83E(或V-V延迟计时器83B)，数字控制器/计时器电路83在A-RVp延迟超时(在RV预激的情况下)时产生触发RV信号或在A-LVp延迟超时(在LV预激的情况下)产生触发LV。类似地，在由逸搏间期计时器83D计时的V-A逸搏间期结束时，数字控制器/计时器电路83产生触发起搏RA脉冲的输出的触发RA信号(或如果提供的话，触发起搏LA脉冲的输出的触发LA信号)。

输出放大器电路51包括用于联接从引线导体中选择的起搏电极对和IND_CAN电极20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起搏脉冲发生器的切换电路。起搏/感测电极对的选择和控制电路53选择要联接至输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器的引线导体和相关联的起搏电极对而用于完成RA、LA、RV和LV起搏。

感测放大器电路55包含对应于在当前的用于心房和心室起搏和感测的心脏起搏器中目前采用的那些中的任一个。高阻抗P波和R波感测放大器可用于放大由心脏去极化波阵面的通道穿过感测电极对生成的压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并依赖于通带滤波器、时域滤波和振幅阈值比较，以从背景电噪声中区分P波或R波。数字控制器/计时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。

感测放大器通常在向该起搏系统的任何起搏电极递送起搏脉冲之前、之中和之后的空白期期间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包括用于在ABP、PVABP和VBP过程中使引线导体的所选对和IND-CAN电极20与该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的消隐电路。感测放大器电路55还包括用于使所选的感测电极引线导体和IND-CAN电极20联接至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感测放大器的切换电路。再次，感测电极的选择和控制电路53选择导体和相关联的感测电极对，以联接至输出放大器电路51内的心房和心室感测放大器和用于完成沿着所希望的单极和双极感测向量的RA、LA、RV和LV感测的感测放大器电路55。

由该RA感测放大器感测到的RA感测信号中的右心房去极化或P波引起了传播至数字控制器/计时器电路83的事件RA信号。类似地，由该LA感测放大器(如果提供的话)感测到的LA感测信号中的左心房去极化或P波引起了传播至数字控制器/计时器电路83的事件LA信号。由心室感测放大器感测到的RV感测信号中的心室去极化或R波引起了传播至数字控制器/计时器电路83的事件RV信号。类似地，由心室感测放大器感测到的LV感测信号中的心室去极化或R波引起了传播至数字控制器/计时器电路83的事件LV信号。事件RV、事件LV、事件RA和LA感测信号可以是应答的或不应的，并且可以不利地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是真的R波或P波。

在此处描述的方法和/或装置的一个或多个实施例中，各种患者生理学参数(例如心内阻抗、心音、心动周期间期如R-R间期，等)可以被监测以用于在获取选择数据以优化CRT中使用(例如，设定AV和/或VV延迟，优化心肌收缩性(例如通过使用和/或测量阻抗一阶导数dZ/dt)，选择起搏部位，选择起搏向量，引线放置，或从电和机械观点两者上评价起搏夺获(例如电夺获可以不是意味着机械夺获，并且心音和阻抗可以通过查看来自心音和阻抗的机械信息辅助评价电刺激是否夺获心脏)，选择有效电极向量配置以用于起搏等)。例如，在两个或更多个电极之间的心内阻抗信号可以被监测以用于在提供这种优化中使用。用于监测患者心脏和/或优化心脏治疗的示例性一般化方法130(例如设定装置参数，调节装置参数，初始化装置参数，等)图解地描绘于图4中。方法130旨在展示在此描述的装置和/或系统的总体功能操作，并且不应解释为反映实践在此描述的所有方法所必需的软件或硬件的具体形式。认为软件的具体形式将主要通过装置(例如IMD 16)中采用的具体系统架构并且通过由装置和/或系统采用的监测和治疗递送方法来决定。在考虑到在此的披露的情况下，在任何现代IMD的背景下提供软件和/或硬件以完成所述方法在本领域技术人员的能力之内。

图4的方法130可以大体上描述为数据收集过程，例如基于心内阻抗收集测量数据，以用于在设定一个或多个装置参数中使用。例如，方法130可以包括以多个装置参数选项递送起搏治疗(例如CRT治疗)(框132)(例如多个任选的AV延迟、多个VV延迟、多个电极向量配置、不同起搏部位、不同引线放置等)。针对至少一个心动周期(例如，在呼吸周期结束时的多个心动周期)针对该多个选项中的每个选项可以获取选择数据(例如框134)(例如，针对每个任选的AV延迟、针对每个VV延迟、针对用于起搏心脏的每个任选的电极向量配置等)。例如，此类选择数据可以包括基于与该心动周期的收缩部分的至少一部分和/或舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点(例如以一种或多种不同方式确定的时间基准点，例如使用采用声学传感器检测的心音、使用最小和最大阻抗信号检测、使用应用于生理学参数如R-R间期的一种或多种算法等)从心内阻抗信号提取的各种测量值。

在针对每个装置参数选项收集或获取此类选择数据(框134)之后，可以将选择数据用于设定(例如，初始化、调整、重置、应用等)该多个任选的装置参数中的一个任选的装置参数以用于递送治疗(框136)(例如CRT)。例如，选择数据可以用于评定算法中以确定哪些装置参数选项会提供比其他更好的CRT结果(例如，哪个装置参数会提供最佳结果)。例如，一种或多种评定技术将在此关于最佳AV延迟的选择而描述(参见，例如图23-24)。

图5示出方法150的一个示例性实施例，该方法用于针对装置参数选项中的一个来获取选择数据(例如，可以用于优化CRT的可选择装置参数中的一个，例如可以是最佳参数的潜在AV延迟)。例如，如在图5中所示，使用多个装置选项中的一个来递送起搏治疗(框152)(例如该多个装置参数选项可以是经选择、确定和/或计算的AV延迟，例如固有AV延迟的百分比，比如固有AV延迟的40％、固有AV延迟的50％、固有AV延迟的60％、固有AV延迟的70％、固有AV延迟的80％等)。对于用于起搏的装置参数选项(框152)，以多个电极向量配置中的每一个来获取选择数据(例如经多个心动周期监测心内阻抗，并且使用这种阻抗信号提取选择数据)。如由决定框154所指示的，如果选择数据尚未从所有希望的电极向量配置中获取到，则重复获取选择数据的循环(例如由框158、160、162、和164展示的循环)。如果已经从所有希望的电极向量配置获取到选择数据，则使用另一个不同的装置参数选项来递送治疗，并且重复图5的方法150(例如，针对不同的装置参数选项)，直到已经针对所有不同的装置参数选项获取到选择数据(例如选择数据是针对不同装置参数选项中的每一个以多个电极向量配置中的每一个收集的)。

如针对所希望的电极向量配置中的每一个，在获取选择数据的重复循环(例如框158、160、162、和164)中所示，该多个电极向量配置中的一个被选择用于在获取选择数据中使用(框158)。针对所选择的电极向量配置，获取与至少一个心动周期的收缩部分的至少一部分相关联的时间基准点和/或与至少一个心动周期的舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点(框160)(例如，比如使用心音，分析阻抗信号最小值和最大值，基于生理学参数如R-R间期应用算法，等)。例如，可以获取与心动周期的收缩部分和/或舒张部分相关联的时间基准点，可以获取与心动周期的收缩部分和/或舒张部分内的一个或多个限定区段相关联的时间基准点，和/或可以获取在心动周期的收缩部分和/或舒张部分的一个或多个点和/或部分内的或与该一个或多个点和/或部分相关联的时间基准点。又进一步地，例如，可以获取与心动周期的仅收缩部分或仅舒张部分相关联的时间基准点，可以获取与心动周期的仅收缩部分或仅舒张部分内的一个或多个限定区段相关联的时间基准点，和/或可以获取在心动周期的仅收缩部分或仅舒张部分的一个或多个点和/或部分内的或与该一个或多个点和/或部分相关联的时间基准点。换言之，可以获取与心动周期的收缩部分和舒张部分两者相关联的基准点或者与心动周期的此类部分中的仅一者相关联的基准点。进一步地，例如，此类基准点可以代表或指示测量窗和/或时期(例如间期、点等)，在该测量窗和/或时期期间可以如在此所述的测量心内阻抗以用于在分析中使用。

在大约相同的时间表中(例如，大约与所获取的基准点同时)，以所选的电极向量配置获取心内阻抗信号(框162)。在具有获取的基准点和获取的心内阻抗信号的情况下，基于时间基准点提取来自阻抗信号的测量值(框164)(例如，限定于基准点之间的测量窗中的阻抗信号的积分、限定于基准点之间的测量窗中的阻抗信号的最大斜率、在基准点之间的时间、在基准点处的最大阻抗等)。一个或多个此类测量值可以与此类测量值的希望值是可比较的，从而允许确定该测量值是否可以指示装置参数选项可以是用于优化治疗的有效装置参数(例如，可以使用评定算法、基于多个此类测量值是否满足一定标准或阈值来确定装置参数选项是否可以是最佳参数)。

针对装置参数选项的每一个的测量数据(例如，如在图5中所述的来获得)是针对至少一个心动周期来确定的。在一个或多个实施例中，针对多个心动周期获取此类测量数据。在期间获取测量数据的心动周期可以是任何适合的心动周期。在一个或多个实施例中，在期间获取测量数据的所选心动周期是基于呼吸周期。在至少一个实施例中，在呼吸周期结束时(例如，接近呼气结束)发生的心动周期期间获取测量数据。

例如，图6是用于选择心动周期(在这些心动周期期间可以进行测量)的算法的一个实施例的示意图。在图6中展示的算法的目标在于确定在呼气结束时的三(3)个心动周期测量窗，以允许测量预定义的阻抗参数(例如，经由电极向量配置，例如针对具体的装置参数选项)。图6描绘了在呼吸周期结束时获取的测量窗，以用于心脏功能的三节拍评价(例如，在使用装置参数选项递送的具体起搏时)。针对每个装置参数选项以每个向量配置获取的阻抗信号经历三节拍分析，并且可以使用衍生自测量值的选择数据设定经优化的装置参数(例如可以在电极向量配置内以及在其他向量配置之间比较测量值，以优化用于CRT的装置参数)。

图6示出经多个心动周期获取的、叠加在多个呼吸周期174(例如，两个呼吸周期示意性地示于图6中)上的阻抗信号170(例如，框172显示经三个心动周期窗的阻抗信号170)。呼吸周期174可以按如在此所述的任何适合的方式监测(例如，监测经胸阻抗信号)，以确定呼吸结束，使得接近呼吸结束的多个循环可以被选择用于数据的测量。在如图6所示的一个实施例中，期间进行测量的心动周期的位置可以通过检测呼吸峰176和/或此类呼吸峰176之间的持续时间，并且然后将时间区域定位于此类代表呼吸循环结束(例如呼气结束)的呼吸峰176之间的中间区域中来确定。例如，可以将检测到的在呼吸峰176之间的持续时间分成两半，以定位中间区域，并且可以选择在中间区域内或附近处的经多个心动周期的阻抗信号170(例如在框172中的信号)以用于在提供测量数据(例如，心脏阻抗参数)中使用。技术人员应意识到可以使用选择具体心动周期(经这些心动周期进行测量)的其他方法，例如基于呼吸循环和/或其他生理学数据。

本领域技术人员应意识到可以按如在此所述的方式来优化任何数量的装置参数(例如，AV延迟、VV延迟、起搏向量、起搏部位、起搏向量、引线放置、从电和机械观点两者评价起搏夺获(例如，电夺获可以并非意味着机械夺获，并且心音和阻抗可以通过查看来自心音和阻抗的机械信息辅助评价电刺激是否夺获心脏)等)。出于简单目的，AV延迟的优化将详细地在此描述。然而，可以按类似方式使用在此所述的方法中的任一种来优化其他装置参数中的任一个(例如VV延迟的优化可以类似于AV延迟的优化)。

例如，图7示出方法180的一个示例性实施例，该方法用于针对可以用于优化CRT的多个可选择潜在AV延迟中的一个AV延迟来获取选择数据。如在此所述的，针对可以可能被设定为最佳参数的每个潜在AV延迟，重复方法180。例如，如在图7中所示，使用多个AV延迟中的一个来递送起搏治疗(框182)(例如该多个AV延迟可以是经选择、确定和/或计算的AV延迟，例如固有AV延迟的百分比，比如固有AV延迟的40％、固有AV延迟的50％、固有AV延迟的60％、固有AV延迟的70％、固有AV延迟的80％等)。可以允许使用者设定容许的任选AV延迟窗。例如，在装置的初始编程期间，使用者可以设定该装置的参数，仅允许任选的AV延迟在一定范围内，例如固有AV传导时间的40％至80％。

对于用于起搏的具体AV延迟(例如，所选的固有AV延迟的40％)(框182)，以多个电极向量配置中的每一个来获取选择数据(例如经多个心动周期监测心内阻抗，并且使用这种阻抗信号提取选择数据)。如由决定框184所指示的，如果选择数据尚未从所有希望的电极向量配置中获取到，则重复获取选择数据的循环(例如框188、190、192、和194)。如果已经从所有希望的电极向量配置获取到选择数据，则使用另一个AV延迟选项来递送治疗，并且重复图7的方法180(例如，针对不同的AV延迟)，直到已经针对所有潜在的不同AV延迟选项获取到选择数据(例如选择数据是针对AV延迟中的每一个以多个电极向量配置中的每一个收集的)。技术人员应意识到可以首先设定电极向量配置，随后继续进行从而以具体的电极向量配置评估所有的装置参数选项，并且然后可以设定另一个不同的电极向量配置，随后收集测量值从而以新设定的电极向量配置评估所有的装置参数选项，以此类推。至少在一个实施例中，针对每个装置参数选项以每个希望的电极向量配置进行测量。

如针对所希望的电极向量配置中的每一个，在获取选择数据的重复循环(例如框188、190、192、和194)中所示，该多个电极向量配置中的一个被选择用于在获取选择数据中使用(框188)。针对所选择的电极向量配置，获取与至少一个心动周期的收缩部分的至少一部分相关联的时间基准点和/或与该至少一个心动周期的舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点(框190)(例如，比如使用心音，分析阻抗信号最小值和最大值，基于生理学参数如R-R间期应用算法，等)。在大约相同的时间表中(例如，大约与所获取的基准点同时)，以所选的电极向量配置获取心内阻抗信号(框192)。在具有获取的基准点和获取的心内阻抗信号的情况下，基于时间基准点提取来自阻抗信号的测量值(框194)(例如，在基准点之间的阻抗信号的积分、在基准点之间的阻抗信号的最大斜率、在基准点之间的时间等)。

一个或多个此类测量值可以与此类测量值的希望值是可比较的，从而允许确定该测量值是否可以指示AV延迟选项可以是用于优化治疗(例如CRT)的有效AV延迟(例如，可以使用评定算法、基于多个此类测量值是否满足一定标准或阈值来确定AV延迟是否可以是最佳AV延迟)。可以针对一个或多个所选心动周期获取针对AV延迟选项中的每一个的测量值，例如参考图6所述(例如在呼吸周期中呼气结束时)。

基于与至少一个心动周期的收缩部分的至少一部分相关联和/或与该至少一个心动周期的舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点，针对该多个电极向量配置中的每一个从心内阻抗信号提取测量值(例如，如示于图5中的包括158、160、162、和164的选择数据获取循环，或如示于图7中的包括188、190、192、和194的选择数据获取循环)可以按一种或多种方式实施(例如，使用依据在此所述的函数的一种或多种算法)。例如，用以优化AV和/或VV间期(例如，其是CRT优化装置参数的集合群的部分)的方法基于来自阻抗波形形态的所选测量值(例如在阻抗波形基准点之间的量级数据，在阻抗波形基准点之间的持续时间，在阻抗波形基准点之间的正斜率和负斜率，在阻抗波形基准点之间的积分，在阻抗波形基准点之间的面积，在波形形态中用以评价血液动力学参数例如舒张末期容积/尺寸、收缩末期容积/尺寸和心博量、等容收缩和舒张时间、射血时间和充盈时间(例如，比如用超声心动描记术方法常规测量的、用以优化CRT的那些)的其他偏差，等)，检测腔室血容量和/或腔室尺寸、等容收缩时间和射血时间以及等容舒张时间和充盈时间上的相对或绝对变化。

例如，如在此所述的，一种示例性算法限定了一种测量在从单独的电极向量配置中获取的心内阻抗波形形态上的基准点之间限定的参数的方法。从每个电极向量配置获取的信息可以制成表，并且可以基于来自所有的阻抗电极向量配置的综合评定方法来确定最佳的AV和/或VV延迟设置。例如，在阻抗波形基准点之间获取的测量值可以包括阻抗最小值和最大值、持续时间、积分、斜率等等以在心脏循环射血期和充盈期上提供闭环反馈。在这种示例性算法中，心动周期射血涵盖等容收缩和射血，它是心动周期持续时间的大约40％，而心动周期持续时间的其余60％由等容舒张和舒张性充盈构成，如图9中所示。

图8示出示例性方法200的一个实施例，该方法用于基于与至少一个心动周期的收缩部分相关联和/或与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点，从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值。方法200基于由瓣膜关闭限定的时间基准点来提取测量值(例如由心音限定的测量窗)。例如，可以获取由心音(例如，S1-二尖瓣关闭/三尖瓣关闭和S2主动脉瓣关闭/肺动脉瓣关闭，如图9中所示)限定的与至少一个心动周期的收缩部分和/或舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点(框202)(例如与收缩部分和/或舒张部分相关联的时间基准点)。例如，可以限定时间基准点的心音描述于参考文献：吉东(Guyton)和哈尔(Hall)，医学生理学课本(Textbook>Physiology)，第265-268页(2011年第12版)，将其通过引用以其全文结合在此。

大约与所获取的基准点同时，以所选的电极向量配置获取心内阻抗信号(框204)。在具有获取的基准点和获取的心内阻抗信号的情况下，可以基于由心音限定的时间基准点来提取来自阻抗信号的测量值(框206)。

图9示出描绘左心的心动周期的事件的简图。在优化装置参数中感兴趣的一个区域是在心音S1-二尖瓣关闭(MVC)与S2-主动脉瓣关闭(AVC)之间的收缩射血期，涵盖等容收缩和射血。该时期占据心动周期的40％。随后，舒张充盈期(在心音S2和后随心动周期的S1心音之间)占据心动周期的其余60％。在一个或多个实施例中，在这两个时期内的阻抗波形测量值或其衍生的比率可以用于优化CRT。

如在此所述的可检测的感兴趣基准点(例如，使用声学传感器)包括S1(MVC)和S2(AVC)。这些点可以分别与阻抗波形最小点和最大点相关联，由此涵盖心动周期的射血部分或收缩部分。此外，心音S1和S2的使用进一步辅助限定心动周期的射血部分，并且可以用于确定针对阻抗波形测量值的时间间期。阻抗波形最大值以及由此它的相关联的心音S2确定心动周期的收缩部分的结束和心动周期的舒张充盈部分的开始。同样，心音S1确定心动周期的舒张部分的结束和心动周期的收缩外流部分的开始。因此，心音S1和S2可以用于确定针对心动周期的收缩期和/或舒张期的阻抗波形测量值的时间间期。换言之，心音S1和S2可以用作时间基准点(例如，以限定测量窗，在该测量窗期间从阻抗信号提取一个或多个测量值，这些测量值例如像是在心动周期的心音S1和S2之间的正和/或负斜率、在第一心动周期的心音S2和后随心动周期的心音S1之间的正和/或负斜率、在心音之间的阻抗信号的积分等)。

图10示出另一种示例性方法220的实施例，该方法用于基于与至少一个心动周期的收缩部分相关联和/或与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点，从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值。方法220包括获取心内阻抗信号(框222)，并且然后基于由心内阻抗信号最小值和最大值限定的时间基准点(例如，与心音S1和S2相关联的和/或相对应的信号的点)提取测量值(框224)。例如，可以获取由心内阻抗信号的最小点和最大点限定的、与至少一个心动周期的收缩部分和/或舒张部分的至少一部分相关联的时间基准点(例如，如例如在图11中所示，这些时间基准点基本上与心动周期的收缩部分和舒张部分的开始和结束相对齐)(框224)(例如与收缩部分和/或舒张部分相关联的时间基准点)。此外，在具有获取的基准点和获取的心内阻抗信号的情况下，可以基于由此限定的时间基准点来提取来自阻抗信号的测量值(框226)。

方法220(例如选择数据获取或测量算法)依赖于以下概念：射血期主要与阻抗波形最小值和最大值之间的持续时间相关联，而充盈期主要与阻抗波形最大值到后随的在下个心动周期上的阻抗最小值相关联。因此，基于阻抗波形最小和最大基准点将阻抗波形心动周期分为收缩期和舒张期，以及测量例如阻抗波形最小点和最大点之间的时间间期、在阻抗波形最小点和最大点之间的信号的正和负斜率、以及在阻抗波形最小点和最大点之间的信号的积分，可以独立地采用或作为一个或多个衍生的比率采用以确定最佳的CRT设置。

图11描绘了用以确定主要与射血230相关联的阻抗波形形态区域、以及主要与充盈232相关联的区域的方法。图11中示出左心室(LV)压力波形形态(在简图的顶部)以及相关联的阻抗波形形态(在简图的底部)。在阻抗波形和LV压力最小值234之间存在轻微时间延迟(Δt)。使用阻抗最小值和最大值获取测量值的方法是基于以下概念：射血期主要与阻抗波形最小值和最大值之间的持续时间相关联，而充盈期主要与阻抗波形最大值到后随的在下个心动周期上的阻抗最小值相关联。可以基于由阻抗最小点和最大点限定的时间基准点获取使用了阻抗信号的测量值(例如，比如，如图11中所示的在心动周期的最小值240和最大值242之间的正斜率236，如图11中所示的在最大值242和下一个心动周期上的后随阻抗最小值244之间的负斜率238，如图11中所示的在心动周期的最小值244和最大值246之间的持续时间(例如射血期)，如图11中所示的在最大值246和后随阻抗最小值248之间的持续时间(例如充盈期)，如图11中所示的在最小值244和后随阻抗最小值248之间的持续时间，如图11中所示的在心动周期的最小值248和最大值250之间的积分(例如射血期)，如图11中所示的在最大值250和后随阻抗最小值252之间的积分(例如充盈期)，如图11中所示的在最小值248和后随阻抗最小值252之间的积分，和/或任何可以定量地用于优化CRT的其他测量值)。

如在此指示的，检测的MVC和AVC分别与阻抗波形最小点和最大点相关联。这样，心音S1和S2的使用可以进一步辅助限定心动周期的射血部分，并且可以作为验证传感器用于确定针对阻抗波形测量值(例如，比如基于最小和最大阻抗的那些)的时间间期。同样，阻抗波形最小点和最大点可以用于验证与心音相关联的时间间期。

图12示出又另一种示例性方法260的实施例，该方法用于基于与至少一个心动周期的收缩部分相关联和/或与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点，从针对该多个电极向量配置中的每一个的心内阻抗信号提取测量值。方法260基于时间基准点提取测量值，这些时间基准点是基于R-R间期限定的(框262)(例如，将算法应用至R-R间期，以用于限定代表心动周期的收缩部分和舒张部分的部分)。例如，与至少一个心动周期的收缩部分相关联的时间基准点可以至少包括与R-R间期的第一预定部分相关联的点，和/或与该至少一个心动周期的舒张部分相关联的时间基准点可以至少包括与R-R间期的第二预定部分相关联的点。

大约与所获取的基准点同时，以所选的电极向量配置获取心内阻抗信号(框264)。在具有获取的基于R-R间期的基准点以及获取的心内阻抗信号的情况下，可以基于它们提取来自阻抗信号的测量值(框266)。

参考图10-11描述的方法对于在一种设置中收集数据可以是有效的，在该设置中阻抗波形最小值和最大值被清晰限定。然而，在阻抗波形可包含如在图13的阻抗波形(在底部的波形)中所示的多个峰的设置中，可以转而使用基于R-R间期的图12的方法260(例如，将R-R间期的一部分限定为阻抗波形测量窗的算法或子程序)。例如，R-R间期可以如在此所述的并且如在图13的顶部的波形中所示的来检测(例如，固有R-R间期为0.665秒)。在接受R-R间期的预定义百分比与心动周期的收缩部分相关联并且R-R间期的另一个预定义百分比与心动周期的舒张部分相关联的情况下，则例如心动周期(R-R间期)的大约40％可以与心脏收缩相关联，并且心动周期的其余60％可以与心脏舒张相关联。这样，基于R-R间期的基准点可以包括与心动周期的第一预定部分相关联的点(例如，从最小阻抗272到心动周期中的由设定百分比如40％确定的点274)以及与心动周期的第二预定部分相关联的点(例如，从心动周期中的由设定百分比如40％确定的点274到后随周期的最小阻抗276)。

图13描绘了用于基于心动周期或R-波到R-波间期的百分比时间确定射血期和充盈期的方法。在此实例中，R-R间期是665毫秒。计算该间期的40％可以限定266毫秒的收缩期和399毫秒的舒张期。可以测量这些间期之间的阻抗参数(例如，以上参考图10-11所述的那些)以用于CRT优化(例如间期272至274、274至276、和/或272至276)。

本领域技术人员应意识到任何用于获取选择数据(例如测量值和/或衍生自此类测量值的数据)的方法可以独立地使用和/或与一种或多种其他获取方法组合使用。例如，参考图12-13所述的方法可以与心音组合使用，以限定由基准点建立的测量窗间期。进一步地，可以使用此类获取方法中的一种或多种验证在此所述的其他获取方法中的一种或多种。例如，可以使用参考图10-11所述的使用了阻抗最小值和最大值的数据获取方法验证基于心音对基准点的获取。换言之，在此所述的此类方法的多个组合可以用于收集或获取选择数据以设定用于CRT的最佳装置参数。

进一步地，基于时间基准点使用阻抗信号提取的测量值可以包括可用作如在此所述的选择数据的各种测量值(例如正和负斜率、积分等)。选择数据可以基于此类提取的测量值来确定。例如，此类提取的测量值可以独立地使用，或可以用于从其衍生一种或多种类型的选择数据(例如，此类测量值可以用于确定或计算其他有用的值)。例如，参考图11，如图11中所示的在心动周期的最小值248和最大值250之间(例如射血期)的积分可以作为选择数据独立地使用或者可以用于产生与最大值250和后随阻抗最小值252之间(例如充盈期)的积分的比率。各种类型的选择数据可以通过在此参考图15-24描述的更详细的示例性方法如清晰所示的来产生。

图14描绘了可以用于进一步提供另外的数据的完整的心动周期测量方法。使用测量和分析的方法确定阻抗最小值280、阻抗最大值282、和在从阻抗最小值280到后随最小值284的阻抗曲线下面积以及在这两个最小点280、284之间的积分(未示出)。该分析描绘测量每一心动周期的参数，而并非将心动周期分为射血和充盈区段并且制作针对心动周期的这些部分的测量值。

图14的简图描绘了基于在从阻抗波形最小值280到后随波形最小点284测量的曲线下面积评估阻抗变化的方式。在此实例中示出的数据描绘了在基线(BL)处和在犬中4周高速率起搏(HF)结束时阻抗波形面积的变化。数据描绘了在次佳心脏功能期间对于在阻抗曲线下面积变化的阻抗波形灵敏度。

如在此参考图4总体上提供的，方法130包括使用与该装置参数(例如AV延迟)的多个选项中的每一个相关的、所获取的选择数据来设定该多个选项中的一个选项以用于将CRT递送至该患者。可以使用任何用以分析所获取的选择数据(例如，针对多个任选装置参数中的每一个来获取)并且选择任选的装置参数中的一个以用于在CRT中使用的有效方法。例如，此类选择数据可以包括基于以如在此所述的一种或多种方式获取的时间基准点，如在此所述的从阻抗信号提取的测量值(例如斜率、积分、面积、最小值、最大值、持续时间等)，从阻抗信号的此类提取的测量值衍生的值(例如，比率、组合、总和、使用此类测量值经算法计算的值等)，阻抗信号的与完整心动周期相关的测量值，阻抗周期的与心动周期的收缩部分相关的测量值，与心动周期的舒张部分相关的测量值，和/或基于阻抗信号的所提取测量值的任何其他值。选择数据可以与基线数据、预定值、统计学上建立的标准、在不同时期获取的心动周期的选择数据、用于建立基线数据的选择数据、已知值和/或理论值等进行比较，例如以便确定装置参数选项(例如，为此如参考图5或图7所述的获取此类选择数据)是否会是用于递送CRT的最佳参数。

针对相对应装置参数选项获取的选择数据的分析可以进行比较，以使得可以选择所得最佳装置参数。例如，针对多个AV延迟(例如固有AV延迟的40％、固有AV延迟的50％、固有AV延迟的60％、以及固有AV延迟的70％)中的每一个获取的选择数据可以针对相对应的AV延迟中的每一个来独立地分析。然后此类独立分析可以针对最佳的AV延迟选择彼此进行比较。

进行这种分析和比较的一种方法可以包括适合于评估和选择最佳参数的一种或多种评定技术。例如，一种示意性评定方法可以包括基于针对每个向量配置的所获取选择数据(例如，最大值、斜率、积分、比率等)提供针对该装置参数的多个选项中的每一个(例如，针对固有AV延迟的40％、固有AV延迟的50％、固有AV延迟的60％、和固有AV延迟的70％中的每一个)的得分。可以基于针对该装置参数的多个选项的得分来选择该多个选项中的一个(例如，固有AV延迟的50％)，以用于将CRT递送至该患者。

在评定方法的一个或多个实施例中，每一类型的选择数据(例如，最大值、斜率、积分、比率等)可以在评定方法中给定相同的权重，或者一种或多种类型的选择数据可以赋予不同的权重，这例如取决于在确定最佳设置中这种类型的选择数据是否可能更准确和/或做出更多贡献。例如，选择数据比如在射血期间阻抗信号的斜率与在充盈期间阻抗信号的斜率的比率，与当独立地考虑时的仅在充盈期间阻抗信号的斜率相比，可以提供更有效装置参数的更好指示。技术人员应意识到可以如进行选择数据的分析和最佳装置参数的选择所必需的来获取并且存储选择数据。

本披露中描述的技术，包括附属于IMD 16、编程器24或各种组成部件的那些技术可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实现。例如，技术的不同方面可以在一个或多个处理器中实现，包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效集成或离散逻辑电路以及此类部件的任何组合，这些部件在编程器，诸如临床医师或患者编程器、刺激器、图像处理装置或其他装置中体现。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”可以大体指前述逻辑电路中的任一个，单独地或结合其他逻辑电路或任何其他等效电路。

此类硬件、软件和/或固件可以在同一装置或单独装置内实现以便支持本披露中描述的不同操作和功能。另外，所描述单元、模块或部件中的任一个可以一起实现或者作为离散但互相合用的逻辑装置单独实现。如模块或单元的不同特征的描绘旨在突出不同功能方面并且不必然地暗示此类模块或单元必须由单独硬件或软件部件实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能性可以由单独硬件或软件部件执行，或者整合在共用或单独硬件或软件部件内。

当在软件中实现时，本披露中描述的系统、装置和技术所赋予的功能性可以体现为计算机可读介质上的指令，这些计算机可读介质是诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、FLASH存储器、磁性数据存储介质、光数据存储介质等。这些指令可由一个或多个处理器来执行，以支持在本披露中描述的功能性的一个或多个方面。

针对AV延迟优化的示例性算法将参考图15-24描述。该算法包括四个子程序的定义和使用。然而，显然这种功能性可以按许多方式实施，并且提供示例性算法来简单展示在此所述的用于优化AV延迟的各种方法(例如，测量值的提取、评定等)。如先前所指示，可以使用类似方法用于优化其他参数，如V-V延迟。

开始算法(框300)，并且如图15中所示的进行用于实施算法的各种选择。例如，如在框302中所示，可以选择阻抗向量配置的类型。例如，可以选择单一阻抗向量配置以用于使用，可以从多种可用阻抗向量配置中选择各种阻抗向量配置，或可以选择所有可用的阻抗向量配置。此类所选择的阻抗向量配置(例如，由如在此所述的所选择的电极限定)可以用于提供心内阻抗信号，测量值可以从这些心内阻抗信号提取。

进一步地，例如，如框304中所示，可以选择一种或多种不同类型的测量技术。例如，以下与阻抗(Z)信号相关的测量技术中的一种或多种(例如，如参考图8-14所述的；基于一个或多个基准点；与由基准点限定的间期相关，等)可以被选择用于在提供选择数据中使用：1)Z_最大-Z_最小和面积(例如，从Z_最小至下一个周期的Z_最小)；2)时间(例如在基准点之间)、斜率(例如在Z_最小和Z_最大之间，例如参见图11)、以及积分(例如在Z_最小和Z_最大之间，例如参见图11)；3)R-R间期的％(例如，用于提供基准点以建立测量窗，例如参见图12和图13)；以及4)心音(例如S1和S2，参见图8和图9)。如在框304中所示，可以选择此类测量技术中的任一种，可以选择此类可用测量技术中的任何一种或多种(例如，如由“5)选择的”指示的)，或可以选择此类测量技术中的全部(例如，如由“6)全部”指示的)。

在做出此类选择的情况下，可以进行固有R-R间期的测量(框306)(例如，用于在例如参考图12和图13所述的过程中使用)，并且可以进行计算以提供基准点以建立测量窗，例如如参考图12和图13所述的(框308)。例如，此类计算可以包括建立收缩测量窗部分(例如R-R间期的40％)和/或舒张测量窗部分(例如R-R间期的60％)。

进一步地，在做出此类选择的情况下，可以进行固有AV传导时间的测量(框310)(例如，用于在确定潜在AV延迟起搏参数中使用，例如用于在提供CRT起搏中使用以使得可以按照如参考图7所述的方式针对此类AV延迟起搏参数中的每一个收集选择数据)。例如，可以进行计算以提供潜在的最佳起搏AV间期中的每一个，针对这些潜在的最佳起搏AV间期中的每一个，可以按照独立方式通过取得固有A-V传导时间的一定百分比(例如像固有AV延迟的20％、固有AV延迟的30％、固有AV延迟的40％、固有AV延迟的50％、固有AV延迟的60％、固有AV延迟的70％、固有AV延迟的80％、固有AV延迟的90％)来收集选择数据(框312)。

在已经限定了潜在地可选择的起搏AV间期中的每一个(框312)时，可以通过以下方式针对此类限定的起搏AV间期中的一个来获取选择数据：设定或选择所限定的起搏AV间期中的一个用于递送起搏(框314)并且设定一个或多个阻抗向量配置(框316)以用于获取可以提取测量值的信号(例如，选择数据可以基于这些信号)。如应从下文说明书中变得清楚的，可以通过以下方式针对其他限定的起搏AV间期选项(例如，计算的固有AV传导的％值)中的每一个来获取选择数据：将这些选项中的每一个设定为用于递送起搏并且将一个或多个阻抗向量配置设定为用于获取信号(可以独立于其他选项，针对此类AV间期选项中的每一个来从这些信号提取测量值)。

针对设定的AV间期(例如固有传导时间的20％)获取选择数据的过程，如图16中所示，可以包括在设定的或预设的AV间期处持续一段时间(例如20秒)的AV起搏(框320)。在这种时期结束时，定位多个心动周期(框322)(例如，三个心动周期定位于呼吸循环中的呼气结束处，例如像参考图6所述)。

如由图16中的决定框324所示，如果选择与每个心动周期的Z_最大-Z_最小和面积的分析相关的测量技术，则将此类参数测量和存储(框326)(例如可以如参考图14所述的进行此类测量)为用于在用以确定最佳AV延迟的分析中使用的选择数据。如果未选择这种测量技术，则应确定与每个心动周期的时间、斜率、和积分的分析相关的测量技术是否被选择(框328)。

每种在此所述的算法的此类参数以及其他测量且存储的参数的测量和存储示意性地示于图23A-23C中。进一步地，衍生自所测量参数的参数的存储也在其中展示(例如，如示意性地示于图23C中的计算的和存储的比率)。

如由决定框328所示，如果选择与每个心动周期的时间、斜率和积分的分析相关的测量技术，则进行子程序1。子程序1限定了测量持续时间、阻抗波形斜率、以及阻抗波形积分的方法，该方法使用阻抗波形最小值期到最大值期作为心动周期的收缩部分并且使用阻抗波形最大值到下一个心动周期的后随最小值作为心动周期的舒张部分(参见例如图11)。例如，如在图18中所示，子程序1可以包括进行并存储以下项，如框501-506中所示：(框501)测量并存储从阻抗波形最小值Z_最小1到第一最大值Z_最大的持续时间(标签＝t_射血)；(框502)测量并存储从阻抗波形最小值Z_最小1到第一最大值Z_最大的斜率(标签＝SL_射血)；(框503)测量并存储从阻抗波形最小值Z_最小1到第一最大值Z_最大的积分(标签＝INT_射血)；(框504)测量并存储从阻抗波形最大值Z_最大到第二最小值Z_最小2的持续时间(标签＝t_充盈)；(框505)测量并存储从阻抗波形最大值Z_最大到第二最小值Z_最小2的斜率(标签＝SL_充盈)；以及(框506)测量并存储从阻抗波形最大值Z_最大到第二最小值Z_最小2的积分(标签＝INT_充盈)。

如由决定框328所示，如果未选择与每个心动周期的时间、斜率、和积分相关的测量技术，则应确定与R-R间期的％的分析相关的测量技术是否被确定(框330)。如由决定框330所示，如果选择与R-R间期的％的分析相关的测量技术，则进行子程序2。子程序2限定了可以测量阻抗波形斜率和阻抗波形积分的方法，该方法使用R-R间期的40％作为心动周期的收缩部分的限定期并且使用R-R间期的其余60％作为心动周期的舒张部分(参见例如图12和图13)。例如，如在图19中所示，子程序2可以包括进行并存储以下项，如框510-513中所示：(框510)测量并存储从阻抗波形最小值Z_最小1到R→R间期的40％时间的斜率(标签＝SL40％_射血)；(框511)测量并存储从阻抗波形最小值Z_最小1到R→R间期的40％时间的积分(标签＝INT40％_射血)；(框512)测量并存储从R→R间期的阻抗波形40％时间到第二最小值Z_最小2的斜率(标签＝SL60％_充盈)；以及(框513)测量并存储从R→R间期的阻抗波形40％时间到第二最小值Z_最小2的积分(标签＝INT60％_充盈)。

如由决定框330所示，如果未选择与R-R间期的％的分析相关的测量技术，则应确定与每个心动周期使用了心音的分析相关的测量技术是否被选择(框332)。如由决定框332所示，如果选择与使用了心音的分析相关的测量技术，则进行子程序3。子程序3限定了用以测量阻抗波形斜率和阻抗波形积分的方法，该方法使用心音S1到S2作为心动周期的收缩部分并且使用下一个心动周期的心音S2至S1作为心动周期的舒张部分。例如，如在图20中所示，子程序3可以包括进行并存储以下项，如框520-523中所示：(框520)测量并存储从心音S1到S2的阻抗斜率(标签＝SL_S1→S2)；(框521)测量并存储从心音S1到S2的阻抗积分(标签＝INT_S1→S2)；(框522)测量并存储从心音S2到S1的阻抗斜率(标签＝SL_S2→S1)；以及(框523)测量并存储从心音S2到S1的阻抗积分(标签＝INT_S2→S1)。

如由决定框332所示，如果未选择与使用了心音的分析相关的测量技术，或如果完成子程序3，则如图17中所示的，应如决定框340中所展示的确定是否已经针对所有的AV间期选项(例如，固有AV传导的20％、固有AV传导的30％等)获取了测量值。如果确定尚未针对所有AV间期选项(例如，固有AV传导的20％、固有AV传导的30％等)获取测量值，则设定另一个AV间期选项(框342)并且重复算法的测量部分(例如子程序1-3)。同样，如果尚未针对所有的阻抗向量配置在AV间期选项(例如，固有AV传导的20％、固有AV传导的30％等)中的每一个下来获取测量值(框344)，则设定另一个或下一个阻抗向量配置(框346)并且重复算法的测量部分(例如子程序1-3)。应意识到至少在一个实施例中，在阻抗向量配置中的每一个下，可以设定任选的AV间期并且可以收集测量值，或者在至少一个实施例中，可以设定阻抗向量配置中的每一个并且然后将任选的AV间期用于起搏以允许获取测量值。无论进行测量的顺序如何，至少在一个实施例中，针对每一个任选的AV间期在每一个所选的阻抗向量配置下进行测量。

在完成针对该多个任选的AV间期中的每一个在每个阻抗向量配置下的测量之后，可以进行如展示于图21-22中的子程序4(例如，可以确定更多的选择数据，可以选择最佳的AV延迟设置，等)。例如，子程序4限定了在每个电极向量配置下对阻抗波形参数进行计算并制成表格从而基于独立的阻抗值或其衍生的比率确定最佳CRT治疗的过程。在图23A-23C中所示的表格示出测量的阻抗参数，经三个心动周期窗基于在心动周期的收缩部分和舒张部分期间测量的时间、斜率和积分值计算的所有测量的参数的均值±标准差以及计算的参数的比率。示于图24中的表格，是向量优化表格，基于评定算法例如针对每个测量的参数的命中频率确定了哪种AV延迟设置是最佳的。

例如，如图21中所示，计算(框540)并储存(例如，如通过代表存储器存储、数据库配置等的图23A-23B所展示的)在每个阻抗向量配置下所有测量的参数的均值+/-标准差。进一步地，例如，计算(框542)并存储(例如，如通过代表存储器存储、数据库配置等的图23C所展示的)在每个阻抗向量配置下所有测量的参数的射血/充盈比率，并且进行分析表的任何另外的完成(框544)。

在完成数据收集和存储之后，可以实施各种类型的分析以确定该多个AV延迟选项中的一个是否要被设定为用于在提供治疗中使用的最佳AV延迟。例如，如由决定框546所示，如果Z_最大-Z_最小和面积(例如，如参考图14所述的来确定)处于最大量级，则标记用于进行此类测量的阻抗向量配置，并且将进行此类测量的起搏AV间期设定为最佳(框548)。例如，至少在一个实施例中，在选择向量配置之后对AV延迟进行优化。例如，关于面积，技术人员可以针对多个向量配置中的一个向量配置计算在每个不同的AV延迟设置下的面积的总和，并且然后使用加和的面积来选择给出最大加和面积的向量配置。如果情况并非如此，根据决定框546，射血时间对比充盈时间的比率是根据决定框550进行分析的。

例如，如由决定框550所示，如果射血时间/充盈时间(例如，基于收缩和舒张代表性基准点，使用阻抗测量值确定的比率)在所选比率下小于一，则用于进行此类测量的阻抗向量配置被标记并且将进行此类测量的起搏AV间期设定为最佳(框560)。如果情况并非如此，射血斜率对比充盈斜率的比率是根据决定框562进行分析的。

例如，如由决定框562所示，如果射血斜率/充盈斜率(例如，基于收缩和舒张代表性基准点，使用阻抗测量值确定的比率)在所选比率下小于一，则用于进行此类测量的阻抗向量配置被标记并且将进行此类测量的起搏AV间期设定为最佳(框564)。如果情况并非如此，根据决定框562，射血积分对比充盈积分的比率是根据决定框566进行分析的。

例如，如由决定框566所示，如果射血积分/充盈积分(例如，基于收缩和舒张代表性基准点，使用阻抗测量值确定的比率)在所选比率下小于一，则用于进行此类测量的阻抗向量配置被标记并且将进行此类测量的起搏AV间期设定为最佳(框568)。如情况并非如此，根据决定框566，则完成每个电极向量配置的向量优化表格(例如，比如图24中所示)以用于进一步的分析。

例如，示于图24中的针对具体向量的一个示意性向量配置表格在左栏包括各种类型的选择数据的列表。可以针对任选的起搏AV间期(例如，固有AV传导时间的％)中的每一个来分析此类数据，例如通过与阈值比较、与彼此比较、周期与周期间比较等，以确定哪些任选的AV间期会比其他的更有效。例如，如针对t_充盈的值所示的，相对应于固有AV传导时间的60％的任选AV延迟在评定命中时被指示；如针对SL_射血的值所示的，相对应于固有AV传导时间的70％的任选AV延迟在评定命中时被指示，等。进一步地，如图24中所示，针对起搏AV延迟所得出的大多数被评定的命中相对应于固有AV传导时间的70％。这样，在这个具体的评定实施例中，相对应于固有AV传导时间的70％的起搏AV延迟被设定为用于治疗的最佳AV延迟。

虽然在图24中示出的实施例举例证明了被选作最佳的任选AV延迟是具有最多评定命中的AV延迟，应意识到可以使用各种评定方法(例如可以使用加权方法)。例如，与针对与固有AV传导时间的70％相对应的起搏AV延迟而言那些所评定的命中相比，针对与固有AV传导时间的60％相对应的AV延迟而言所评定的命中中的一个或多个可以被给予不同的权重；导致针对与固有AV传导的60％相对应的AV延迟而言更高的加权命中得分，与固有AV传导时间的70％形成对照。换言之，这种加权命中得分会导致与固有AV传导时间的60％相对应的起搏AV延迟的选择，与70％形成对照。可以使用各种加权技术。例如，当前在图24中，没有应用加权(即，每个命中相等地以一(1)加权)。例如，在图14中，所有不同的参数，例如Z_最大、Z_最小、Z_最大-Z_最小、面积等具有相同的权重(例如，是一(1))。这样，在图24的表格中，由于对于每个参数的权重是1，固有AV的70％具有15个命中，所以加权命中数仍然是15，类似地固有AV的60％具有加权命中数7并且固有AV的50％具有加权命中数2。这样，优选的设置是固有AV的70％。然而，在可以更代表实际情况的至少一个实施例中，每个参数可能在优化AV延迟方面不同地进行。在计算最终加权命中时，每个参数可能被给定不同的权重。例如，面积可能被给定5的权重，INT_射血可能被给定4的权重，t_射血/t_充盈可能被给定3的权重，然而，Z_最大可能被给定0.5的权重，并且Z_最小可能也被给定0.5的权重，SL_充盈具有2的权重；以这种方式，如果再计算加权命中，技术人员应针对固有AV的70％得到加权命中数14，对于AV的60％得到加权命中数16，对于AV的50％得到加权命中数3。这样，最佳设置是固有AV的60％而并非固有AV的70％。

在一个或多个实施例中，通常电路径的阻抗值可以按照与心血管压力波形限定周期函数或包含在该周期函数内的部分的方式几乎相同的方式来限定周期函数，例如波形，该波形的周期可以与心动周期或其部分和该患者的心率相关。例如，实施在此所述的过程的装置可以将第一周期的阻抗、斜率、面积、积分或持续时间与后随周期的阻抗参数进行比较。该装置还可以将第一周期的范围(相对应于在波形最大值和波形最小值之间的差)与后随周期的范围进行比较。在任何情况下，该装置可以基于在白天、黑夜或昼夜节律期间的周期之间的此类比较来确定该患者的血液动力学状态是否已经改变，并且基于来自所有测量时期的输入优化CRT。

如在此所述，成功地实施CRT可需要优化AV和VV延迟。已经用各种感测机构如EGM、动脉血压、皮肤阻抗等优化AV和VV延迟，并且随后将此优化与标准的超声心动描记术优化方法进行比较。然而，用于CRT的超声心动描记术优化方法通常是主观性的并且示出高的个体内和个体间变异性。这样，在此的一个或多个实施例通过用植入的装置测量血液动力学参数解决了此问题，该植入的装置使用用以感测心内阻抗的单一传感器和用以感测心音数据的另一个传感器。可以使用心音数据来确认数据被基于以下理论而从阻抗信号提取的窗时期：射血期主要与阻抗波形最小点和最大点之间的时间相关联，而充盈期主要与阻抗波形最大值到后随的在下个心动周期上的阻抗最小点相关联。例如，基于R-R间期的％，基于最小点和最大点或在这些点之间的间期，将阻抗波形分为收缩期和舒张期，并且然后通过心音S1和S2验证测量窗，可以在限定心脏收缩和心脏舒张中是有用的。例如，图24包括示例性表格，该表格示出通过针对每个固有AV延迟而获得的参数命中的最大数来选择最佳AV传导时间。使用从心内阻抗数据提取的数据来计算每个参数，并且然后将核查标记置于最佳的固有AV延迟栏中。另外地，每个参数可以被给予不同的权重。

以下步骤和/或特征中的一个或多个可以被包括在医疗装置和/或可植入医疗装置方法中：(a)从电极获取心音S1和S2；(b)大约与心音S1和S2同时来从第一电极向量配置获取心内阻抗信号；(c)在心内阻抗信号上提取基准点之间的心内阻抗数据；(d)使每个参数与来自一组传导时间的最佳传导时间相关联；(e)确定参数的最大数最佳地与来自该组传导时间的传导时间相关联；(f)响应于步骤(e)，将有效性得分指定给第一电极向量配置；(g)针对第二电极向量配置重复步骤(a)-(f)；并且(h)基于第一和第二电极向量配置的对应的有效性得分，选择该第一和第二电极向量配置中的一个。例如，在一个或多个实施例中，传导时间可以与A-V延迟和V-V延迟中的一个相关联；有效性得分可以与A-V延迟和V-V延迟中的一个相关联；阻抗基准点可以包括MVC和AVC，其各自分别与阻抗波形最小点和最大点相关联；S1和S2可以核实第一心动周期的射血部分和用于从第一和第二心内阻抗信号提取阻抗波形测量值的时间间期；阻抗波形最大值到后随阻抗波形最小值以及其相关联的后随心音S1可以确定心动周期的舒张期的阻抗波形测量值的时间间期，而阻抗波形最小值及其相关联的后随心音S2可以确定心动周期的收缩部分的结束和心动周期的舒张充盈部分的开始。

将所有的专利、专利文件以及在此引用的参考文献以其全文而结合，就如同它们各自被单独结合一样。已经参考说明性实施例提供本披露并且不意图在限制意义上进行解释。如先前所述，本领域技术人员应认识到其他不同说明性应用可以使用如在此所述的技术来利用在此所述的仪器和方法的有利特性。说明性实施例的不同修改以及本披露的另外的实施例将在参考本说明书时而变得清楚。

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