相关申请的交叉引用
本申请要求题为“Systems,Methods,and Interfaces for Identifying Optimal Electrical Vectors(用于标识最佳电向量的系统、方法和界面)”且在2013年12月9日提交的美国临时专利申请61/913,784和题为“Identifying Optimal Electrical Vectors(标识最佳电向量)”且在2013年4月30日提交的美国临时专利申请61/817,480的权益，这些专利申请中的每一个通过引用整体结合于此。
技术领域
本文的公开内容涉及用于标识最佳(optimal)电向量的的系统、方法和界面，最佳电向量被用于向组织递送治疗和/或从组织感测信号。所标识的向量可被用在用于将可植入电极导航至患者心脏的区域以用于心脏治疗的系统、方法和界面中。
背景技术
电极可被用在用于患者的医疗的系统、设备和方法中。更具体地，电极可位于患者的组织(例如，皮肤、心脏组织等)邻近、或与患者的组织(例如，皮肤、心脏组织等)接触以向患者的组织递送治疗和/或从患者的组织感测信号。一些电极可比其他电极在递送治疗方面更有效(例如，由于位置、接触等)。此外，这些更有效的电极中的一些可形成与其他电极相比对起搏更有效的或最佳的电极向量
发明内容
本文所描述的示例性系统、方法和界面可被配置成基于心脏改善信息(例如，心脏功能的改善的指示)来选择一个或多个电极和/或起搏配置以及基于至少寿命信息来标识使用所选的电极的一个或多个最佳电向量。
用于标识一个或多个最佳电向量的一个示例性系统可包括电极设备和控制设备。该电极设备可包括多个电极(例如，配置成起搏至少一个心室，耦合至至少一个引线等)，该多个电极被配置成紧邻患者的组织定位以用于起搏。该控制设备可被耦合至该电极设备并且可被配置成：利用多个不同的起搏配置中的每个起搏配置来向患者递送起搏治疗，其中每个起搏配置使用该多个电极中的一个或多个电极来递送电起搏刺激；以及针对每个起搏配置生成心脏改善信息，其中心脏改善信息表示由利用每个起搏配置所递送的起搏导致的机械和/或电心脏功能的变化。在至少一个实施例中，当利用要被用于生成心脏改善信息的多个不同的起搏配置中的每个起搏配置来递送起搏治疗时，可使用共同阳极。心脏改善信息可表示由利用每个起搏配置所递送的起搏导致的机械和/或电心脏功能的变化。控制设备可进一步配置成基于心脏改善信息来选择多个不同的起搏配置中的一个或多个起搏配置，其中一个或多个所选的起搏配置中的每一个可与一个或多个其他电极一起使用，以定义多个电向量。控制设备可进一步配置成针对多个电向量中的每个电向量生成寿命信息以及基于该寿命信息来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量。
用于标识一个或多个最佳电向量的一个示例性方法可包括：利用多个不同的起搏配置中的每个起搏配置(例如，配置成起搏至少一个心室，耦合至至少一个引线等)来递送起搏治疗，其中每个起搏配置使用多个电极中的一个或多个电极来递送电起搏刺激；以及针对每个起搏配置生成心脏改善信息，其中心脏改善信息可表示由利用每个起搏配置所递送的起搏导致的机械和/或电心脏功能的变化。在至少一个实施例中，当利用要被用于生成心脏改善信息的多个不同的起搏配置中的每个起搏配置来递送起搏治疗时，可使用共同阳极。该示例性方法可进一步包括：基于心脏改善信息来选择多个不同的起搏配置中的一个或多个起搏配置，其中一个或多个所选的起搏配置中的每一个可与一个或多个其他电极一起使用，以定义多个电向量。该示例性方法可进一步包括：针对多个电向量中的每个电向量生成寿命信息以及基于该寿命信息来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量。
用于辅助(assist)用户植入可植入电极以用于心脏治疗的另一示例性系统可包括：用于利用多个不同的起搏配置中的每个起搏配置来递送起搏治疗的装置；以及用于针对每个起搏配置生成心脏改善信息(例如，该心脏改善信息表示机械和/电心脏功能的变化)以及用于基于该心脏改善信息来选择多个不同的起搏配置中的一个或多个起搏配置的计算装置。一个或多个所选的起搏配置中的每一个可与一个或多个其他电极一起使用，以定义多个电向量。计算装置可进一步用于针对多个电向量中的每个电向量生成寿命信息以及基于该寿命信息来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量。
用于心脏治疗的示例性系统可包括：电极设备(例如，配置成紧邻患者的组织定位以用于起搏的多个电极)；显示设备(例如，包括图形用户界面，该图形用户界面配置成呈现用于在下列中的至少一个中辅助用户的信息：评估患者的心脏健康、评估和调节递送至患者的心脏治疗、以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域等)；以及耦合至电极设备和显示设备的计算设备。计算设备可被配置成：利用多个不同的起搏配置中的每个起搏配置(例如，每个起搏配置使用多个电极中的一个或多个电极来递送电起搏刺激)来向患者递送起搏治疗；针对每个起搏配置生成心脏改善信息(例如，该心脏改善信息表示由利用每个起搏配置所递送的起搏造成的机械和/或电心脏功能的变化)；基于该心脏改善信息来选择多个不同的起搏配置中的一个或多个起搏配置，其中一个或多个所选的起搏配置中的每一个可与一个或多个其他电极一起使用以定义多个电向量；基于寿命信息来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量；以及在图形用户界面上显示用于在下列中的至少一个中辅助用户的信息：评估患者的心脏健康、评估和调节递送至患者的心脏治疗、以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域，其中该信息包括所标识的一个或多个最佳电向量。
用于心脏治疗的示例性方法可包括：利用多个不同的起搏配置中的每个起搏配置(例如，配置成起搏至少一个心室，耦合至至少一个引线等)来递送起搏治疗，其中每个起搏配置使用多个电极中的一个或多个电极来递送电起搏刺激；以及针对每个起搏配置生成心脏改善信息，其中心脏改善信息可表示由利用每个起搏配置所递送的起搏导致的机械和/或电心脏功能的变化；以及基于心脏改善信息来选择多个不同的起搏配置中的一个或多个起搏配置，其中一个或多个所选的起搏配置中的每一个可与一个或多个其他电极一起使用以定义多个电向量。该示例性方法可进一步包括：针对多个电向量的每个电向量生成寿命信息；基于该寿命信息来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量；在图形用户界面上显示用于在下列中的至少一个中辅助用户的信息：评估患者的心脏健康、评估和调节递送至患者的心脏治疗、以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域，其中该信息包括多个电向量中的所标识的一个或多个最佳电向量。
用于心脏治疗的另一示例性系统可包括：用于利用多个不同的起搏配置中的每个起搏配置来递送起搏治疗的装置；以及用于针对每个起搏配置生成心脏改善信息(例如，该心脏改善信息表示机械和/电心脏功能的变化)和用于基于该心脏改善信息来选择多个不同的起搏配置中的一个或多个起搏配置的计算装置。一个或多个所选的起搏配置中的每一个可与一个或多个其他电极一起使用，以定义多个电向量。计算装置可进一步用于针对多个电向量中的每个电向量生成寿命信息以及基于该寿命信息来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量。该示例性系统可进一步包括：用于提供图形用户界面的显示装置，该图形用户界面显示用于在下列中的至少一个中辅助用户的信息：评估患者的心脏健康、评估和调节递送至患者的心脏治疗、以及将至少一个可植入电极导航至患者心脏的区域，其中该信息包括多个电向量中的所标识的一个或多个最佳电向量。
在一个或多个示例性实施例中，图形用户界面可包括在患者心脏的解剖的至少一部分上的所标识的一个或多个最佳电向量。在一个或多个示例性实施例中，可(例如，利用计算装置(means)、计算设备(apparatus)、显示装置、显示设备等)确定紧邻患者的心脏的且用于基于所标识的一个或多个最佳电向量植入可植入电极的一个或多个候选区域，并且可在图形用户界面上标识在患者心脏的解剖的至少一部分上用于植入可植入电极的一个或多个候选部位区域。在至少一个实施例中，在图形用户界面上显示的信息可包括患者心脏的解剖的至少一部分(例如，患者心脏的血管解剖的至少一部分，冠状窦的至少一部分等)。
在一个或多个实施例中，针对每个电极生成心脏改善信息可包括：通过在起搏期间利用多个表面电极和/或在起搏期间利用心脏成像设备监测心脏功能来针对每个起搏配置生成不同步信息，或电异质性的测量。
在一个或多个实施例中，不同步信息可包括每个起搏配置的不同步改善值，并且可通过将基线不同步与使用每个电极进行起搏期间的被起搏的(paced)不同步进行比较来生成该不同步改善值。
在一个或多个实施例中，基于心脏改善信息来选择一个或多个起搏配置可包括：基于不同步信息来定义阈值的值以及选择具有大于该阈值的值的不同步改善值的一个或多个起搏配置。在至少一个实施例中，该阈值的值可被设置成最大生成的不同步改善值乘以一因子，其中基于该最大生成的不同步改善值来选择该因子。
在一个或多个实施例中，控制模块可进一步被配置成执行或该方法可进一步包括：如果针对使用多个电极中的一个电极的每个起搏配置所生成的心脏改善信息不满足阈值条件，则针对每心动周期利用使用多个电极中的两个或两个以上电极的至少一个起搏配置来递送起搏治疗。
在一个或多个实施例中，针对多个电向量中的每个电向量生成寿命信息可包括：确定每个电向量的夺获阈值和每个电向量的阻抗值中的至少一个。
在一个或多个实施例中，控制模块可进一步被配置成执行或该方法可进一步包括：确定每个电向量是否刺激膈神经以及基于膈神经刺激的不存在来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量。
在一个或多个实施例中，基于寿命信息来标识多个电向量中的一个或多个最佳电向量可包括：标识具有最大寿命、最低夺获阈值和最小阻抗中的至少一个的电向量。
一个示例性系统和/或方法可包括：自动地为多极心脏再同步治疗(CRT)引线(例如，左心室引线、右心室引线等)选择最佳起搏向量。在至少一个实施例中，可自动地选择电极而没有对电极分级(ranking)。一旦确定电极在与最大的改善有关的预选择的阈值之上执行，就可选择该电极。在至少一个实施例中，该系统和/或方法可针对电池寿命、夺获阈值和膈神经刺激自动地对与不同步或心律改善有关的数据进行加权(weigh)。基于该数据，示例性系统和/或方法可确定等效电极存在。可基于特定标准(例如，心脏不同步的相对改善)将电极视为等效的。代替重新评估所有的电极，该系统和/或方法可自动地排除某些电极并聚焦在等效的电极上以用于任何附加的测试，藉此减少植入时间。
在LV引线已被置于目标位置处之后，示例性方法可自动地启动从编程器/分析器设置CRT起搏参数，测量不同步，修改CRT起搏参数，测量不同步的序列，并重复直到测量到所有期望的配置。在至少一个实施例中，示例性过程和/或方法可直接与可控制改变CRT起搏配置的顺序的示例性系统集成，并且示例性系统(例如，成像系统)可测量不同步(例如，与基线心律相比，来自给定电极的不同步的相对改善)。系统可进一步配置成经由来自编程器/分析器的视频输出的字符识别来识别所显示的起搏参数。
在至少一个实施例中，示例性系统内的全自动应用可(经由以太网或无线网络)将期望的改变CRT起搏配置的顺序传送至编程器/分析器。
在至少一个实施例中，可利用编程器/分析器手动修改起搏参数中的一些。示例性系统可测量不同步并经由来自编程器/分析器的视频输出的字符识别来识别所显示的起搏参数。
以上发明内容并不旨在描述本公开的每个实施例或每种实现方式。通过参照下面详细的描述以及权利要求书并结合附图，更完整的理解将变得明显和可理解。
附图说明
图1是包括示例性可植入医疗设备(IMD)的示例性系统的示图。
图2A是图1的示例性IMD的示图。
图2B是设置在图2A的左心室中的电引线的远端的放大视图的示图。
图3A是示例性IMD(例如，图1-2的IMD)的框图。
图3B是图1-2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。
图4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5A-5B是示出了用于测量躯干表面电势的示例性系统的概念图。
图6是标识最佳电向量的示例性方法的框图。
图7是描绘了多个电极的心脏改善信息的表格的示例性图形用户界面。
图8是描绘了多个电极的心脏改善信息的表格的另一示例性图形用户界面。
图9是描绘了多个电向量的寿命信息的表格的示例性图形用户界面。
图10是描绘了多个电向量的寿命信息、膈神经刺激、和心脏改善信息的表格的示例性图形用户界面。
图11是描绘了一对引线和紧邻引线的电极描绘的心脏改善信息和寿命信息的图形表示的示例性图形用户界面。
图12是配置成辅助用户将可植入电极导航至患者心脏的区域以用于心脏治疗的描绘了血管解剖的示例性图形用户界面。
图13是配置成辅助用户将可植入电极导航至患者心脏的区域以用于心脏治疗的描绘了包括在其上标测的激动时间的人类心脏的示例性图形用户界面。
具体实施方式
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1-13描述示例性系统、方法和界面。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。
如本文所描述的，各种示例性系统、方法和界面可利用被配置成向患者的组织递送治疗和/或从患者的组织感测一个或多个信号的电极。例如，电极可被包括作为可植入医疗设备(IMD)的一部分并且位于配置成紧邻患者心脏的一个或多个部分定位的一个或多个引线上。
可通过包括和/或耦合至至少一个电极的一个或多个(例如，两个或两个以上、多个等)系统、和设备来利用和实现本文所描述的示例性方法和过程。例如，可由本文中参照图1-3所描述的示例性治疗系统10和包括如本文中参照图5A-5B所描述的空间电极阵列的示例性系统100来使用示例性方法和过程。虽然本文中仅描述和描绘了治疗系统10和感测系统100，但将理解，可由包括能够分析来自一个或多个电极的信号的计算设备的任何系统来使用这些示例性方法和过程。计算设备例如可位于外部计算机或编程器中，可位于IMD中，或可位于附连至网络的服务器上。
图1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和/或编程器24。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1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。
IMD 16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。IMD 16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，IMD 16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。IMD 16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、脉冲宽度、幅度、电压、脉冲串长度等。进一步，IMD 16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。IMD 16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，IMD 16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，IMD 16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。
在一些示例中，用户(诸如，医师、技术人员、另一临床医生、和/或患者)可使用可以是手持式计算设备或计算机工作站的编程器24，来与IMD16通信(例如，以编程IMD 16)。例如，用户可与编程器24交互以检索关于一个或多个电极的心脏改善信息(例如，不同步(dyssynchrony)信息等)、针对一个或多个电向量的寿命信息(例如，夺获(capture)阈值信息、阻抗值等)、和/或一个或多个电向量是否刺激隔神经的信息。此外，用户可与编程器24交互以选择一个或多个最佳电向量，例如，以用于递送治疗中。进一步，用户可与编程器24交互以检索关于与IMD 16相关联的一个或多个所检测的或所指示的故障和/或使用IMD 16递送的起搏治疗有关的信息。例如，位于IMD 16和编程器24中的一者或两者中的计算设备可被配置成分析或评估来自一个或多个电极的信号以选择一个或多个电极并标识一个或多个最佳电向量。IMD 16和编程器24可经由使用本领域已知的任何技术的无线通信来通信。通信技术的示例可包括例如低频或射频(RF)遥测，但也考虑其它技术。
图2A是更详细地示出了图1的治疗系统10的IMD 16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IMD 16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IMD 16。在一些示例中，IMD 16还可以经由电极40、42、44、45、46、47、48、50递送起搏脉冲，以引起患者的心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，如图2A中所示，IMD 16包括一个或多个外壳电极，诸如外壳电极58，其可与IMD 16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3A-3B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。IMD 16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1-2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1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，IMD 16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IMD 16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1-2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IMD 16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3A是IMD 16的一个示例性配置的功能框图。如图所示，IMD 16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IMD 16和/或控制模块81执行归属于本文所描述的IMD 16和/或控制模块81的各种功能。进一步，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“LV THRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT(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IMD 16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。
IMD 16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，感测装置可包括，除附加的感测装置外，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信号可被用于标识电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的每一个的有效性(例如，通过监测或测量信号以用于通过控制模块81、编程器24等进行分析)。进一步，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。控制模块81(例如，使用处理器80)可采用数字信号分析技术来表征存储在存储器82中的数字化信号以对EGM信号的一个或多个形态波形进行分析和/或分类，以确定起搏治疗有效性等。例如，处理器80可被配置成确定、或获得在患者心脏的一个或多个电向量内的一个或多个所感测的形态波形的一个或多个特征，并将该一个或多个特征存储在存储器82内以用于比较波形的特征、值等，以确定电极的有效性。
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(timing)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(诸如，本文中关于图1所描述的编程器24)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24的下行链路遥测以及将上行链路遥测发送至编程器24。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24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。
IMD 16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3B是IMD 16的功能框图的另一实施例。图3B描绘了没有LA CS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LV CS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(rate responsive)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“METHOD AND APPARATUS FOR IMPLEMENTING ACTIVITY SENSING IN A PULSE GENERATOR(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“RATE ADAPTIVE PACER(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暂停(time out)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)，以暂停(time-out)从在前的A-起搏(-PACE)或A-事件开始。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暂停跟随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。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(time-out)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。
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毗邻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4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。
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。可在题为“Bioelectric Sensor Device and Methods(生物电传感器设备和方法)”且2013年12月9日提交的美国临时专利申请和题为“Bioelectric Sensor Device and Methods(生物电传感器设备和方法)”且于同日提交的美国专利申请(案号：C00006744.USU2(134.0793 0101))中描述了示例性电极设备，这些专利申请中的每一个通过引用整体结合于此。进一步，将参考图5A-5B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装置，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。可以理解，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)为可植入电极选择毗邻患者的心脏的位置，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，毗邻患者的心脏。
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、导管等导航到患者的体内。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，通过一个或多个有线电连接、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，虽然图4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(atlas map)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域。
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(surrogate)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/或逻辑的任何装置。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装置，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范围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”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“范围(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。可在题为“Noninvasive Cardiac Therapy Evaluation(非侵入心脏治疗评估)”且2013年12月9日提交的美国临时专利申请61/913,743和题为“Noninvasive Cardiac Therapy Evaluation(非侵入心脏治疗评估)”且于同日提交的美国专利申请(案号：C00006745.USU2(134.0794 0101))中描述了示例性系统和界面，这些专利申请中的每一个通过引用整体结合于此。
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。
图5A-5B是示出了用于测量体表电势、且更具体测量躯干表面电势的示例性电极系统的概念图。图5A-5B中的示例性电极系统可被配置成测量在使用一个或多个起搏电极进行起搏期间的心脏改善信息。如图5A中所示，示例性系统110包括：一组电极102或电极102的阵列、条带(strap)104、接口/放大器电路103和计算设备106。电极102附连至或耦合至条带104，并且带104被配置成缠绕在患者的躯干周围，使得电极102围绕患者的心脏。如进一步所示，电极102可围绕患者的周边(包括患者躯干的后表面、侧表面和前表面)定位。在其它示例中，电极102可被定位在躯干的后表面、侧表面和前表面中的任一个或多个上。进一步，电极102可经由有线连接108电连接至接口/放大器电路103。接口/放大器电路103可被配置成放大来自电极102的信号并将这些信号提供至诸如在本文中参照图4所描述的计算设备140。其他示例性系统可使用无线连接来将由电极102所感测的信号传输至接口/放大器电路103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5A的示例中，电极系统110包括条带104，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102的间隔和放置。在某些示例中，条带104可包括弹性带、带条(strip of tape)或布。在某些示例中，电极102可被分别放置在患者的躯干上。进一步，在其他示例中，电极102(例如，以阵列排列的)可以是补丁、背心和/或将电极102固定至患者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102固定至患者的躯干的其他装置内。
电极102可被配置成围绕患者的心脏并在信号已传播通过患者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102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103还可被耦合到可与电极102中的每一个结合用于单极感测的返回或无关(indifferent)电极(未示出)。在某些示例中，可有围绕患者的躯干空间分布的大约12个至大约50个电极102。其他配置可具有更多或更少的电极102。
计算设备140可记录并分析由电极102感测的并由接口/放大器电路103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102的信号以生成可用于确定起搏电极是否改善心脏功能的心脏改善信息(例如，提供不同步信息、不同步指标(index)等)。此外，计算装置140可被配置成向用户提供指示患者心脏中的电不同步的输出。示例性系统和/或方法可使用心脏功能改善信息(例如，不同步信息)来确定一个或多个电极是否对用于起搏治疗有效。
在一些示例中，由计算设备140对心脏功能的改善的分析可考虑紧邻心脏组织植入的电极引线电极(例如，位于植入在患者的心脏中的引线上的电极)的位置、和/或基于紧邻心脏组织定位的解剖基准元素或心内导管的附加跟踪点。在此类示例中，计算设备140可被通信地耦合至如图4中所示的成像设备120，该成像设备120可提供允许计算设备140确定电极和/或其他解剖基准元素或心内导管中的每一个的坐标位置的图像。成像设备120可被配置成监测一个或多个可视电极的移动，以提供心脏改善信息(例如，不同步信息)。
图5B示出了另一示例性电极系统111，该电极系统111包括多个电极112，该多个电极112被配置成围绕患者的心脏并且在信号已传播通过患者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的阵列可被用于提供心脏改善信息(例如，不同步信息)。类似于电极系统110，电极系统111可包括接口/放大器电路113，该接口/放大器电路113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122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、或任何其它材料形成，其中电极112附连在其上。背心114可被配置成维持电极112在患者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在患者的躯干的表面上的位置。在某些示例中，可有围绕患者的躯干分布的大约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。
本文所描述的示例性系统、设备、方法和/或界面被配置成标识用于递送心脏治疗的一个或多个最佳电向量，并且本文中参照图1-5所描述的包括电极和计算装置的系统可利用这些示例性系统、装置、方法和/或界面。更具体地，示例性系统、设备、方法和/或界面可被用于确定由图1-5的系统中的一个或多个电极所定义的哪些电向量可对于将起搏治疗递送至患者的组织是最佳的和/或被用于辅助用户导航或定位一个或多个电极，以向最佳电向量附近的患者的组织递送起搏。
例如，当图1-3的系统10的引线18、20、22位于或被植入在患者的心脏中时，通过电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66定义用于递送心脏治疗的多个不同电向量。由此，示例性系统、设备、方法和/或界面可与图1-3的系统10一起使用，以确定电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的哪些和由电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66所定义的电向量中的哪些可对于将有效的电治疗递送至患者的心脏组织是最佳的。
图6描绘了用于标识一个或多个最佳电向量的示例性方法150。方法150包括以多个不同的起搏配置使用多个电极来递送起搏治疗152。起搏治疗152可利用一个或多个电极，诸如系统10的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。例如，可单独使用每个电极(例如，作为阴极)来递送起搏治疗(例如，使用相同或不同阳极)。换言之，一次可使用一个电极来递送起搏治疗。进一步，例如，一个以上电极(例如，两个电极、三个电极等)可同时被用于递送起搏治疗。在至少一个实施例中，一个以上电极(例如，两个电极、三个电极等)可同时被用于递送起搏治疗(例如，如果单独使用的电极中没有一个实现夺获，如果单独使用的电极中没有一个提供心脏改善(例如，显著的心脏改善、充分的心脏改善等)等)。换言之，一次可使用一个以上电极来递送起搏治疗。此外，一个或多个起搏电极可递送一个以上起搏脉冲(例如，每个起搏脉冲具有所选的起搏宽度，每个起搏脉冲由所选的分离时间周期分开等)，如果例如单独使用的电极中没有一个实现夺获，如果单独使用的电极中没有一个提供心脏改善(例如，显著的心脏改善、充分的心脏改善等)。
本质上，示例性方法150可使用利用多个电极的多个不同的起搏配置来递送起搏治疗。在一些实施例中，对于每个不同的起搏配置，可使用共同的阳极。在其他实施例中，每个不同的起搏配置可使用不同的阳极。
对于每个不同的起搏配置，方法150可生成心脏改善信息154。心脏改善信息可被定义为表示由起搏导致的机械和/或电心脏功能的变化的信息。换言之，心脏改善信息可指示心脏功能从基线心脏功能的改善。基线心脏功能可以是在没有任何起搏治疗被递送至患者的情况下的心脏功能。
在一个或多个实施例中，心脏改善信息可包括不同步信息。不同步信息也可被称为电异质性的测量。不同步信息可被定义为指示心脏的机械和/或电不同步的信息。在至少一个实施例中，不同步信息可包括对应于体表阵列上的电极的心室激动时间的标准偏差。进一步，还可从与位于躯干的特定解剖区域中的电极相对应的激动时间的标准偏差中计算区域不同步，例如，在躯干的左侧上的电极将被用于计算区域LV不同步。可利用一个或多个不同系统和/或方法来生成不同步信息。可利用如在2012年11月8日公开的且题为“ASSESSING INRA-CARDIAC ACTIVATION PATTERNS AND ELECTRICAL DYSSYNCHRONY”的美国专利申请公开No.2012/0283587A1、2012年11月8日公开的且题为“ASSESSING INTRA-CARDIAC ACTIVATION PATTERNS”的美国专利申请公开No.2012/0284003A1、和2012年5月15日授权的且题为“METHODS AND SYSTEMS FOR USE IN SELECTING CARDIAC PACING SITES”的美国专利No.8,180,428B2中描述的表面电极的阵列或多个表面电极和/或成像系统来生成不同步信息，这些专利中的每一个通过引用整体结合于此。
不同步信息可包括一个或多个不同步指标。例如，电不同步的指标之一可以是被计算为患者的躯干表面上的电极中的一些或全部的激动时间的标准偏差(SDAT)的标准偏差指标。在某些示例中，可使用在模型心脏的表面之上估算的心脏激动时间来计算SDAT。
不同步的第二示例指标可以是激动时间的范围(RAT),该激动时间的范围(RAT)可被计算为例如总体或对于区域的最大和最小躯干表面或心脏激动时间之差。RAT反映激动时间的跨度，而SDAT给出激动时间与平均值的离差的估算。SDAT还提供对激动时间的异质性的估算，因为如果激动时间是空间异质的，则各个激动时间将更远离平均激动时间，这指示心脏的一个或多个区域已经延迟激动。在某些示例中，可使用在模型心脏的表面之上估算的心脏激动时间来计算RAT。
电不同步的第三示例指标估算位于躯干或心脏的特定感兴趣的区域内的表面电极的百分比，其相关联的激动时间大于所测得的QRS波群持续时间或表面电极的确定的激动时间的特定百分率，例如70％。作为示例，感兴趣的区域可以是后部、左前和/或左心室区域。该指标，迟发激动(late activation)的百分比(PLAT)，提供对较晚激动的感兴趣区域(例如与心脏的左心室区域相关联的后部和左前区域)的百分比的估算。PLAT的较大值可意味着区域(例如，左心室)的主要部分的延迟激动，以及通过CRT预刺激例如左心室的迟发区域进行电再同步的潜在益处。在其它示例中，可对其它区域(诸如右前区域)内的其它电极子集确定PLAT以评估右心室内的延迟激动。此外，在某些示例中，可对整个心脏或对心脏的特定区域(例如，左心室或右心室)，使用在模型心脏的表面之上的估算的心脏激动时间来计算PLAT。
在一个或多个实施例中，心脏改善信息可包括诸如，例如在Sweeney等人的“Analysis of Ventricular Activation Using Surface Electrocardiography to Predict Left Ventricular Reverse Volumetric Remodeling During Cardiac Resynchronization Therapy”，Circulation，2012年2月9日，121(5):626-34和/或Van Deursen等人的“Vectorcardiography as a Tool for Easy Optimization of Cardiac Resynchronization Therapy in Canine LBBB Hearts”，Circulation Arrhythmia and Electrophysiology，2012年6月1日，5(3):544-52中所描述的整个心脏电激动的有利变化的指示，这些文献中的每一个通过引用整体结合于此。心脏改善信息还可包括如例如，在Ryu等人的“Simultaneous Electrical and Mechanical Mapping Using 3D Cardiac Mapping System:Novel Approach for Optimal Cardiac Resynchronization Therapy”，Journal of Cardiovascular Electrophysiology，2010年2月，21(2):219-22、Sperzel等人的“Intraoperative Characterization of Interventricular Mechanical Dyssynchrony Using Electroanatomic Mapping System—A Feasibility Study”，Journal of Interventional Cardiac Electrophysiology，2012年11月，35(2):189-96、和/或题为“METHOD FOR OPTIMIZAING CRT THERAPY”且在2009年4月16日公开的美国专利申请公开No.2009/0099619A1中描述的由用于跟踪心脏内植入的引线的运动的成像系统或其他系统所测得的改善的心脏机械功能的测量，这些文献中的每一个通过引用整体结合于此。
在一个或多个实施例中，可通过利用荧光检查法跟踪引线运动和电极间距离来生成心脏改善信息，以生成与心肌收缩力相关的至少一个度量(例如，值(多个)、函数、比较、差、平均、斜率等)。例如，可基于在一个或多个心动周期的过程期间RV和LV电极尖端之间的距离的变化来生成收缩力曲线，并且可从该曲线中推导出与短轴缩短率有关的一个或多个度量。在另一实施例中，可在一个或多个心动周期的过程期间跟踪心内引线和/或导管系统上的多个点以生成与收缩力或整体心脏机械不同步有关的度量。
在至少一个实施例中，计算设备(诸如，本文中参照图4所描述的计算设备140)可被用于测量在固有心律期间和在利用每个起搏配置或电极进行起搏期间的不同步指标，以生成心脏功能信息，该心脏功能信息被用于选择可能被用于一个或多个最佳起搏向量中的一个或多个起搏配置或电极。例如，医师可将LV引线置于目标位置中并且用户可从编程器/分析器启动CRT起搏。对于多个CRT起搏配置中的每一个，系统可被配置成检测在编程器/分析器屏幕上显示的起搏参数(例如，使用来自VGA输出的字符识别)，并且随后系统可测量不同步指标。可在编程器/分析器上自动地或手动地改变CRT起搏配置。随后，系统可使用不同步测量来将电极或电极配置中的每一个分类为“改善的”、“中性的”、或“恶化的”中的一个。
在至少一个实施例中，可在共同A-V延迟(例如，从固有AV时间小于60毫秒)下从作为阴极的每个LV电极测量在CRT起搏期间的不同步的变化，以确保用于阴极夺获的足够能量和/或以避免起搏去极化与固有去极化的融合。进一步，共同阳极(诸如，例如，RV线圈)可被选择用于这些初步评估。可由LV阴极到RV线圈心电图的形态验证阴极夺获。
在至少一个实施例中，如果测量到不良不同步，则示例性方法可切换至更高的幅度以激励某个阳极夺获和/或切换至多部位起搏(例如，使用一个以上电极进行起搏)以例如看看不同步是否改善。
基于心脏改善信息，方法150可选择一个或多个电极156。为了选择一个或多个起搏配置，心脏改善信息可提供可与彼此和/或一个或多个阈值的值(threshold value)进行比较的一个或多个数值度量或值(例如，值(多个)、函数、差、比较、平均、斜率等)。可选择具有最好的心脏改善信息和/或超过所选阈值的度量或值的起搏配置以被用于或定义一个或多个(例如，一个、两个或以上、多个等)不同的起搏向量。
例如，不同步信息可包括每个起搏配置的不同步改善值。可通过监测在没有再同步起搏治疗的情况下患者心脏的不同步以建立基线，监测在使用每个电极(或电极配置)进行起搏期间患者心脏的不同步，以及将基线不同步与在再同步起搏期间的不同步进行比较以为每个电极(或电极配置)提供不同步改善值来生成不同步改善值。在至少一个实施例中，可将每个起搏配置的不同步改善值与阈值的值进行比较，并且可选择超过阈值的值的每个起搏配置。
不同步改善值本身可辅助定义或选择阈值的值。一般而言，阈值可被定义为最大的(maximal)不同步改善值(例如，再同步的最大的相对改善)的递减函数。更具体地，可通过将最大的或最大不同步改善值乘以一因子来计算阈值的值。
进一步，可基于最大的生成的不同步改善值来选择被用于计算阈值的值的因子。在至少一个实施例中，如果最大的不同步改善值、或再同步值的最大的相对改善是在0％和5％之间，则该因子可被设置为0.9。如果最大的不同步改善值是在5％和10％之间，则该因子可被设置为0.8。如果最大的不同步改善值是在10％和25％之间，则该因子可被设置为0.75。如果最大的不同步改善值高于25％，则该因子可被设置为0.7。最大的不同步改善值的阈值意味着应当选择具有大于阈值乘以最大的不同步改善值的再同步疗效的所有起搏配置和/或电极(例如，被选择成可能用于一个或多个最佳起搏向量中)。
基于心脏改善信息所选择的一个或多个起搏配置和/或电极156可定义或被用于形成配置成将治疗递送至患者的心脏的一个或多个电向量。例如，如果基于心脏改善信息选择第一左心室电极和第二左心室电极，则可在该第一左心室电极和剩余电极中的一个或所有电极之间定义一个或多个电向量，并且可在该第二左心室和剩余电极中的一个或所有电极之间定义一个或多个电向量。
换言之，基于心脏改善信息对一个或多个起搏配置和/或电极的选择156可提供可被用于递送治疗的一个或多个电向量。为了确定该一个或多个电向量是否是最佳的，方法150可考虑诸如每个电向量的寿命信息158、电向量是否刺激膈神经等之类的信息。
例如，所生成的寿命信息158可包括：每个电向量的能量消耗值(可基于每个电向量的夺获阈值来确定该能量消耗值)、每个电向量的阻抗值、每个电向量的(例如，夺获所需的)脉冲宽度、关于多部位起搏配置的每个起搏脉冲的信息等。当IMD使用特定参数选择进行操作时，可以实际或相对估计的能量使用或实际或相对预测的电池寿命来表示能量消耗。
可执行在2010年10月20日提交的且题为“CAPTURE THRESHOLD MEASUREMENT FOR SELECTION OF PACING VECTOR”的美国专利申请公开No.2012/0101543A1、2011年7月29日提交的且题为“METHOD AND APPARATUS TO DETERMINE THE RELATIVE ENERGY EXPENDITURE FOR A PLURALITY OF PACING VECTORS”的美国专利申请公开No.2012/0101546A1、2011年7月28日提交的且题为“METHOD FOR DISCRIMINATING ANODAL AND CATHODAL CAPTURE”的美国专利申请公开No.2013/0030491A1和2013年3月8日提交的且题为“CAPTURE THRESHOLD MEASUREMENT FOR SELECTION OF PACING VECTOR”(律师案号No.:C00002602.USU2)的美国专利申请S/N.13/790,683(这些专利申请中的每一个通过引用整体结合于此)中公开的一个或多个过程和/或方法，以提供一个或多个所选的电向量的心脏改善信息，诸如，寿命信息、夺获阈值、阻抗等。
在已为每个电向量生成寿命信息158之后，方法150可基于寿命信息来标识一个或多个最佳电向量160。例如，方法150可标识最佳电向量并自动地配置起搏系统以使用最佳电向量来起搏。进一步，例如，方法150可生成图形用户界面132，该图形用户界面132描绘了所选的电向量及它们相关联的寿命信息中的每一个，例如，如图11中所示。进一步，方法150可例如通过突出显示、圆圈、箭头等(例如，如图9中所示)在图形用户界面132上标识具有最佳寿命信息的所选的电向量。
在一个或多个实施例中，方法150可例如通过标识具有最大寿命、最低夺获阈值、最小阻抗等中的一个或多个的电向量来标识最佳电向量。
此外，一个或多个所选的电向量是否刺激膈神经可被用于标识一个或多个最佳电向量。例如，方法150可包括：确定每个电向量是否刺激膈神经并基于膈神经刺激的不存在来标识多个电向量中的最佳电向量。
可执行在2012年5月17日提交的且题为“PHRENIC NERVE STIMULATION DETECTION USING HEART SOUNDS”的美国专利申请公开No.2012/0296388A1、2012年11月22日提交的且题为“PHRENIC NERVE STIMULATION DETETION USING HEART SOUNDS”的美国专利申请公开No.2012/0296387A1、2012年10月23日授权的且题为“IMPLANTABLE MEDICAL LEAD WITH BIASED ELECTRODE”的美国专利No.8,295,943B2、和2008年8月20日提交的且题为“STIMULATION FIELD MANAGEMENT”的美国专利申请公开No.2009/0054941A1(这些专利中的每一个通过引用整体结合于此)中公开的一个或多个过程和/或方法以提供膈神经刺激信息(例如，以用于确定一个或多个电向量是否刺激膈神经)。
在方法150已基于寿命信息标识一个或多个最佳电向量160之后，方法150可进一步162允许用户(例如，医师)将一个或多个电极162(例如，在一个或多个引线上的可植入电极、无线/无引线电极等)导航或定位至紧邻患者的心脏的一个或多个区域，以例如使用一个或多个所标识的最佳电向量160来提供起搏治疗。例如，诸如本文中进一步描述的图11中所示的图形用户界面132可包括连同所标识的一个或多个最佳起搏向量的患者心脏的图形化描绘和/或实际成像(例如，使用图4的成像设备120)。利用图形用户界面132，用户可基于所标识的最佳电向量160来将一个或多个电极导航或定位在期望的位置中。
可在2013年6月12日提交的且题为“Implantable Electrode Location Selection”的美国专利申请No.13/916,353、2013年6月12日提交的且题为“Implantable Electrode Location Selection”的美国专利申请No.13/916,377、2013年4月30日提交的且题为“Identifying Effective Electrodes”的美国临时专利申请No.61/817,483、题为“Systems,Methods,and Interfaces for Identifying Effective Electrodes”且2013年12月9日提交的美国临时专利申请61/913,795、以及题为“Systems,Methods,and Interfaces for Identifying Effective Electrodes”并且在同日提交的美国专利申请(案号No.C00002332.USU3(134.0737 0101))中描述了用于电极位置选择和植入的示例性系统、方法、设备和界面，这些专利中的每一个通过引用整体接合于此。
在图7-11中示出了包括由本文中所描述的用于标识一个或多个最佳电向量的示例性方法和/或系统所使用和/或生成的显示和表格的示例性图形用户界面132。如图7中所示，已针对四个不同的左心室电极(LV1、LV2、LV3、LV4)生成心脏改善信息。由于在该示例中最大的改善为5％，因而用于生成阈值的值的因子可被设置为0.9，因此具有大于或等于0.9乘以5％(即，最大的改善)的相对改善的所有电极可被认为是等效/有效的，并因此可被认为是用于最佳向量选择的阴极。在该示例中，仅LV1具有大于或等于4.5的相对改善。对于如图6中所描绘的较低相对改善(例如，0％至5％)，用于生成等效阈值的因子应当是高的(例如，0.9)。
如图8的示例性图形用户界面132中所示，已再次针对四个不同的左心室电极(LV1、LV2、LV3、LV4)生成心脏改善信息。由于最大的改善为40％，因而用于生成阈值的因子可被设置为0.7，因此具有大于或等于0.7乘以40％(即，最大的改善)的相对改善的所有电极可被认为是等效/有效的，并因此可被认为是用于最佳向量选择的阴极。在该示例中，两个电极，LV2和LV3，具有大于或等于28％的相对改善。对于如图7中所描绘的较大的改善(例如，大于28％)，用于生成等效阈值的因子可以是更松弛的(relaxed)(例如，0.7)。
可针对利用图7的所选电极LV2和LV3作为阴极的所有可能的向量生成寿命信息，并且可在描绘如图9中所示的表格的示例性图形界面132中呈现寿命信息。如所示的，向量LV2-LV3和LV2-LV4被指示为具有最大相对寿命。此外，在图9的表格中描绘了膈神经刺激信息。
可基于寿命信息和膈神经刺激信息(例如，诸如刺激不存在)来将向量LV2-LV3确定为最佳向量。如图9中所示，可在图形用户界面上描绘指示172(即，一椭圆)，以用于选择电向量以指示最佳电向量。
虽然未示出，对应于所选的LV阴极且不具有相关联的膈神经刺激的所有向量可按照寿命的递减顺序(例如，最大寿命在顶部)进行排序以使选择方便。在该示例中，系统可自动地选择或植入者或医师可选择LV2－LV3作为要被用于起搏治疗的起搏向量。
图10示出了描绘多个电向量的寿命信息、膈神经刺激、和心脏改善信息的表格的示例性图形用户界面132。在该示例中，心脏改善信息与寿命信息和膈神经刺激信息同时显示。如所示的，LV3-LV4向量可被标识为最佳电向量，因为例如电极LV3提供-10％的不同步指标的变化(例如，10％的改善)并且相对寿命已被确定为9个月，其小于最大寿命。虽然当指示改善时不同步指标被指示为负值(即，-10％)且当指示恶化情况时不同步指标被指示为正值，但将理解，当指示改善时不同步指标可被指示为正值，且当指示恶化情况时不同步指标可被指示为负值。
图11描绘了包括一对引线(LV引线和RV引线)的图形表示的示例性图形用户界面132，其限定了关于图10所示和所描述的电极向量。虽然未示出，图11的图形用户界面可进一步包括图10的表格，例如以向医师显示信息，以允许医师选择一个或多个最佳向量，以图形地标识一个或多个最佳向量等。如所示的，紧邻由引线的电极所定义的电向量描绘心脏改善信息和寿命信息。
一般而言，任何因素(例如，心脏改善信息、寿命信息、膈神经刺激信息等)可单独或结合地用于标识一个或多个最佳电向量。例如，不同步信息可与膈神经刺激信息结合使用，不同步信息可与寿命信息结合使用，寿命信息可单独使用，不同步信息可单独使用等。
可向用户(诸如，医师)提供本文中参照图7-11所描述的图形用户界面132，以辅助他们确定最佳电向量中的哪些用于起搏治疗和/或将一个或多个电极(例如，在一个或多个引线上的可植入电极)导航至患者心脏的一个或多个区域以按最佳电向量执行起搏。
图12中示出了包括患者心脏的血管解剖134的示例性图形用户界面132，该图形用户界面132可被用户用来将可植入电极导航至患者心脏的区域。可利用本文中所描述的成像设备120来获取心脏的血管解剖以及其他数据(诸如，机械运动信息等)，该成像设备120可被配置成对患者心脏的血管解剖的至少一部分成像并且提供由计算设备140所使用的图像数据以提供机械运动信息或数据。可利用本文中所描述的电极设备110来进一步监测或收集在图12中的患者心脏的血管解剖上描绘的数据或信息。
用户可查看和/或使用图12的图形用户界面132来确定或标识患者心脏的所显示的部分或区域的用于植入可植入电极的一个或多个候选部位区域。例如，用户可查看机械运动信息(例如，应用于图12中的血管解剖的灰度缩放(grey-scaling)或彩色编码)并基于该机械运动信息来标识患者心脏的候选部位区域。例如，用户可标识具有例如大于阈值的机械运动时间、具有最长机械运动时间等的一个或多个区域。
图13中示出了包括患者的心脏12的图形化描绘的另一示例性图形用户界面132，该图形用户界面132可被用户用来将可植入电极导航至患者的心脏的区域。更具体地，在图13的图形用户界面132中描绘人类心脏12的后侧，其具有在心脏12的表面上彩色编码或灰度缩放(gray-scaled)的替代(surrogate)电激动时间136。如本文所使用的，替代电激动数据(例如，替代电激动时间、替代电激动时间地图等)可被定义为表示患者心脏的一个或多个区域的实际或局部电激动数据的数据。例如，在患者躯干的左前表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左前左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左前左心室区域的电信号的替代，在患者躯干的左侧表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左侧左心室区域的电信号的替代，在患者躯干的左后外侧(left posterolateral)表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后外侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后外侧左心室区域的电信号的替代，以及在患者躯干的后表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后左心室区域的电信号的替代。
如所示的，后外侧左心室区域显示了迟发激动(例如，约150毫秒)。在其他实施例中，人类心脏的后侧和前侧可被图形地描绘并且覆盖有电激动信息。可利用本文中所描述的电极设备110来进一步监测或收集在图13中的患者心脏12上描绘的数据或信息。
本公开中所描述的技术(包括归属于IMD 16、编程器24、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。
本发明已经参照所示的实施例进行了描述，并且并不意味着以限制的意思进行解释。如上所述，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设备和方法的有益特征。对这些实施例所作的各种修改以及本发明的另外的实施例在参照本说明书时将会是显而易见的。