CN118354815A - 心脏传导系统疗法益处的确定 - Google Patents

Abstract

心脏传导系统起搏疗法益处的确定可以通过本文所述的系统、方法、装置和接口来执行。例如，可以基于由多个外部电极监测的电活动来生成各种激活时间离散度度量，诸如例如，左侧离散度度量和全局离散度度量。此类各种激活时间离散度度量可以用于确定心脏传导系统起搏是否将是有益的。

Description

心脏传导系统疗法益处的确定

技术领域

本文的公开涉及用于使用多个外部电极确定心脏传导系统疗法益处的系统和方法。

背景技术

植入式医疗装置(IMD)(诸如植入式起搏器、心脏复律器、除颤器或起搏器-心脏复律器-除颤器)为心脏提供治疗性电刺激。IMD可以提供起搏以解决心动过缓，或提供起搏或电击以便终止快速性心律失常(诸如心动过速或纤颤)。在一些情况下，医疗装置可以感测心脏的固有去极化，基于固有去极化(或其缺失)检测心律失常，并基于固有去极化控制向心脏的电刺激的递送。

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

IMD可以被描述为递送常规起搏疗法和心脏传导系统起搏疗法中的一者或两者。常规或传统起搏疗法可以被描述为将起搏脉冲递送到不是患者心脏的心脏传导系统的一部分的心肌组织中，使得例如起搏脉冲触发主要从一个心肌细胞传播到另一个心肌细胞(也被称为“细胞到细胞”)的电激活，这与在心肌组织之前在心脏传导系统内传播相反。例如，常规起搏疗法可以将起搏脉冲直接递送到要去极化以提供心脏收缩的肌肉心脏组织中。例如，常规左心室起搏疗法可以利用植入的左心室(LV)冠状窦引线以延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房并进入到冠状窦中到达与心脏的左心室的游离壁相邻的区域，以将起搏脉冲递送到左心室的游离壁的心肌组织。

心脏传导系统起搏疗法可以被描述为通过定位在心脏传导系统的一个或多个部分或区域近侧或与其直接接触的起搏电极将起搏脉冲递送到心脏传导系统中。心脏传导系统可以包括心脏传导系统的一个或多个部分，诸如左束支、希氏束、房室结、右束支等。因此，心脏传导系统起搏疗法可以利用或包括定位在左束支、希氏束、房室结、右束支等近侧或与其直接接触的一个或多个电极，以将起搏脉冲递送到心脏传导系统中并且递送到心脏传导系统内。例如，从心房到心室(VfA)引线可以将起搏脉冲直接递送到心脏传导系统的左束支，使得脉冲沿着左束支和浦肯野纤维传播以开始其附近的心脏组织(例如，左心室的心肌组织)的去极化。

除了植入式医疗装置本身之外，用于植入医疗装置的系统还可以包括工作站或其他装备。在一些情况下，该装备辅助医师或其他技术人员将心内引线放置在心脏上的特定位置处。在一些情况下，该装备向医师提供关于心脏的电活动和心内引线位置的信息。该装备可以执行与医疗装置类似的功能，包括向心脏递送电刺激和感测心脏的去极化。在一些情况下，该装备可以包括用于经由患者表面或皮肤上的电极获得心电图(ECG)的装备。更具体地，患者可以具有围绕患者的躯干的ECG腰带或背心上的多个电极。在腰带或背心已经固定到躯干后，医师可以执行一系列测试来评估患者的心脏反应。该评估过程可以包括基线节律的检测等，在该基线节律中没有电刺激被递送到心脏组织。此外，被放置在患者的身体表面上的电极可以用于各种治疗目的(例如，心脏再同步疗法)，包括基于从由ECG电极捕获的信号中导出的一个或多个度量来优化引线位置、起搏参数等。

发明内容

本文所述的示例性系统和方法可以被配置为在植入和配置心脏疗法设备以执行心脏传导系统起搏疗法和常规心脏起搏疗法中的一者或两者之前辅助用户(例如，医师、临床医生、医生等)确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏疗法或常规心脏起搏疗法(例如，左心室心肌起搏疗法)。因此，说明性系统和方法可以在患者心脏的固有激活(例如，没有任何心脏疗法被递送给患者并且允许患者的心脏自然跳动)期间执行。进一步地，该系统和方法可以被描述为是无创的。例如，该系统和方法可能不使用植入式装置(诸如引线、探针、传感器、导管等)来评估患者是否可以受益于心脏传导系统疗法或者确定心脏传导系统阻滞的位置或定位。相反，该系统和方法可以使用利用例如附接到患者躯干周围的患者的皮肤的多个外部电极无创地取得的电测量结果。可以描述说明性系统和方法可以提供筛选系统，以在植入心脏传导系统起搏设备的任何有创手术之前基于固有ECG图和从其导出的度量来确定哪些患者可能受益于心脏传导系统起搏。

一个说明性系统可以包括计算设备等，该计算设备包括处理电路。该计算设备可以被配置为获得在患者心脏的固有激活期间从患者的组织测量的外部电活动，并且基于所获得的电活动来生成电异质性信息(EHI)。该EHI可以包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量。该计算设备还可以被配置为至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者。

一个说明性方法可以包括获得在患者心脏的固有激活期间从患者的组织测量的外部电活动，并且基于所获得的电活动来生成电异质性信息(EHI)。该EHI可以包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量。该方法还可以包括至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导方法起搏疗法将有益于患者。

一个说明性系统可以包括计算设备等，该计算设备包括处理电路。该计算设备可以被配置为基于表示在固有激活期间患者心脏的多个区域的去极化的多个替代心脏电激活时间来生成一个或多个心脏电激活时间离散度度量，并且至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者。

以上概述不旨在描述本公开的每个实施方案或每种具体实施。通过结合附图参考以下详细描述和权利要求，更完整的理解将变得显而易见的并且理解。

附图说明

图1是包括电极设备、显示设备和计算设备的说明性系统的图。

图2至图3是用于测量躯干表面电势的说明性外部电极设备的图。

图4A描绘了包括位于房室结与希氏束之间的心脏传导系统阻滞的患者的心脏传导网络。

图4B描绘了包括位于左支中的心脏传导系统阻滞的患者的心脏传导网络。

图5A是用于确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏疗法的说明性方法的框图。

图5B是图5A中描绘的方法的说明性方法的详细框图。

图6是多个患者的激活时间标准偏差和激活时间左侧标准偏差的散点图。

图7是包括植入在患者心脏中的心内医疗装置和定位在患者心脏外部的单独的医疗装置的说明性心脏疗法系统的概念图。

图8是图7的心内医疗装置和患者心脏的解剖结构的放大概念图。

图9是用于与本文所述的说明性系统和装置一起使用的示出了各种电极植入位置的左心室的标准17段视图中患者的心脏图的概念图。

图10是可以围封在例如图7至图8的医疗装置的壳体内以提供本文所述的功能和疗法的说明性电路的框图。

说明性实施方案的具体实施方式

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

应当参考图1至图10描述说明性系统和方法。对于本领域技术人员显而易见的是，来自一个实施方案的元件或过程可以与其他实施方案的元件或过程组合使用，并且使用本文阐述的特征组合的此类系统和方法的可能实施方案不限于图中所示和/或本文所述的具体实施方案。进一步地，将认识到本文所描述的实施方案可以包括许多不一定按比例示出的元件。更进一步地，将认识到，本文中的过程的定时和各个元件的大小和形状可以被修改但仍落入本公开的范围内，但是某些定时、一个或多个形状和/或大小或者元件类型可能优于其他定时、一个或多个形状和/或大小或者元件类型。

可以使用定位在患者的表面或皮肤周围的多个外部电极来测量或监测多个心电图(ECG)信号(例如，躯干表面电势)。ECG信号可以用于评估患者的心脏健康状况，以确定患者是否可以受益于心脏传导起搏疗法和/或另一种心脏疗法，以及确定心脏传导系统阻滞的位置或相对定位。如本文所述，可以无创地采集或获得ECG信号，因为例如植入式电极可以不被用于测量ECG信号。进一步地，ECG信号可以用于确定心脏电激活时间，该心脏电激活时间可以用于生成各种度量(例如，电异质性信息)，这些度量可以用于(并且由用户(诸如医师)开始)确定患者是否可以受益于心脏起搏疗法，诸如例如，心脏传导系统起搏疗法和/或常规起搏疗法。

由此提供的各种说明性系统、方法、装置和图形用户界面可以被配置为使用包括外部电极的电极设备、显示设备和计算设备来无创地帮助用户(例如，医师)评估心脏健康状况、确定心脏传导系统阻滞的位置以及确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏疗法和/或其他类型的心脏疗法。图1中描绘了包括电极设备110和计算设备的说明性系统100。该计算设备可以包括本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190等。应当理解，该计算设备可以包括本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的任一者或者彼此结合操作的本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190的任何组合。

如图所示的电极设备110包括多个电极，该多个电极并入或包括在缠绕在患者14的胸部或躯干周围的绑带内。电极设备110可操作地耦接到本地计算装置140(例如，通过一个或有线电连接，无线地等)以将来自电极中的每个电极的电信号提供给本地计算装置140用于分析、评估等。说明性电极设备可以在于2014年3月27日提交的并且于2016年3月26日发布的名称为“生物电传感器装置和方法(Bioelectric Sensor Device and Methods)”的美国专利9,320,446号中描述，该美国专利全文以引用方式并入本文。进一步地，将参考图2至图3更详细地描述说明性电极设备110。

尽管在本文中未进行描述，但是说明性系统100还可以包括成像设备。成像设备可以是被配置为以无创方式对患者的至少一部分进行成像或提供患者的至少一部分的图像的任何类型的成像设备。例如，除了诸如造影溶液的无创工具之外，成像设备可以不使用可以位于患者体内的任何部件或零件来提供患者的图像。应当理解，本文所述的说明性系统、方法、装置和接口还可以使用成像设备来向用户(例如，医师)提供无创辅助，以结合心脏疗法的配置将一个或多个起搏电极定位或放置在患者的心脏附近。

例如，说明性系统、方法、装置和接口可以提供图像引导导航，该图像引导导航可以用于在患者体内导航包括电极的引线、无引线电极、无线电极、导管等，同时还提供无创心脏疗法配置，包括确定有效的或最佳的预激励间期，诸如A-V间期和V-V间期等。使用成像设备和/或电极设备的说明性系统和方法可以描述于2014年12月18日公布的授予Ghosh的美国专利申请公布号2014/0371832、2014年12月18日公布的授予Ghosh等人的美国专利申请公布号2014/0371833、2014年10月30日公布的授予Ghosh等人的美国专利申请公布号2014/0323892、2014年10月20日公布的授予Ghosh等人的美国专利申请发布号2014/0323882中，其中的每一者全文均以引用方式并入本文。

说明性成像设备可以被配置为捕获x射线图像和/或任何其他替代性成像模态。例如，成像设备可以被配置为使用等中心荧光透视、双平面荧光透视、超声、计算机断层扫描(CT)、多层计算机断层扫描(MSCT)、磁共振成像(MRI)、高频超声(HIFU)、光学相干断层扫描(OCT)、血管内超声(IVUS)、二维(2D)超声、三维(3D)超声、四维(4D)超声、术中CT、术中MRI等来捕获图像或图像数据。进一步地，应当理解，成像设备可以被配置为捕获多个连续图像(例如，连续地)以提供视频帧数据。换句话说，使用成像设备随时间拍摄的多个图像可以提供视频帧，或运动图片，数据。采用超声的示例性系统可见于2017年10月26日公布的授予Ghosh等人的美国专利申请发布号2017/0303840中，其全文以引用方式并入本文。另外，还可以获得这些图像并且以二维、三维或四维进行显示。在更先进的形式中，心脏或身体其他区域的四维表面渲染也可以通过结合来自映射图或来自由MRI、CT或超声心动图模态捕获的手术前图像数据的心脏数据或其他软组织数据来实现。来自混合模态的图像数据集，诸如与CT组合的正电子发射断层扫描(PET)或与CT组合的单光子发射计算机断层扫描(SPECT)还可能提供叠加在解剖数据上的，例如以用于将植入式设备导航到心脏或所关注的其他区域内的目标位置的功能图像数据。

可以与本文所述的说明性系统、方法、装置和接口结合使用的系统和/或成像设备描述于2005年1月13日发布的授予Evron等人的美国专利申请公布号2005/0008210、2006年4月6日公布的授予Zarkh等人的美国专利申请发布号2006/0074285、2014年5月20日发布的授予Zarkh等人的美国专利号8,731,642、2014年10月14日发布的授予Brada等人的美国专利号8,861,830、2005年12月27日发布的授予Evron等人的美国专利号6,980,675、2007年10月23日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,286,866、2011年12月11日发布的授予Reddy等人的美国专利号7,308,297、2011年12月11日发布的授予Burrell等人的美国专利号7,308,299、2008年1月22日发布的授予Evron等人的美国专利号7,321,677、2008年3月18日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,346,381、2008年11月18日发布的授予Burrell等人的美国专利号7,454,248、2009年3月3日发布的授予Vass等人的美国专利号7,499,743、2009年7月21日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,565,190、2009年9月8日发布的授予Zarkh等人的美国专利号7,587,074、2009年10月6日发布的授予Hunter等人的美国专利号7,599,730、2009年11月3日发布的授予Vass等人的美国专利号7,613,500、2010年6月22日发布的授予Zarkh等人的美国专利号7,742,629、2010年6月29日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,747,047、2010年8月17日发布的授予Evron等人的美国专利号7,778,685、2010年8月17日发布的授予Vass等人的美国专利号7,778,686、2010年10月12日发布的授予Okerlund等人的美国专利号7,813,785、2011年8月9日发布的授予Vass等人的美国专利号7,996,063、2011年11月15日发布的授予Hunter等人的美国专利号8,060,185以及2013年3月19日发布的授予Verard等人的美国专利号8,401,616中，其中的每一者的全文均以引用方式并入本文。

本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190可以被配置为监测(例如，使用电极设备)、生成和分析诸如例如电信号(例如，心电图数据)、电激活时间、电异质性信息等的数据。例如，可以分析和评估由电极设备110收集或监测的电信号表示的多个心动周期或心跳中的一个心动周期或一个心跳，以获得与确定患者是否将受益于一种或多种不同类型的心脏疗法(诸如心脏传导系统起搏疗法)有关的数据或信息。另外，此类替代心脏电激活时间和电异质性信息还可能与一个或多个例如起搏参数、引线位置等与心脏疗法有关的参数的治疗性质有关，并且因此，可能对其调整有用。更具体地，例如，可以评估单个心动周期的QRS波群的一个或多个度量，诸如例，QRS起始、QRS偏移、QRS峰值、参考最早激活时间的电激活时间、电异质性信息(EHI)诸如左心室或胸部电激活时间标准偏差(LVED)、激活时间标准偏差(SDAT)、平均左心室或胸部替代电激活时间(LVAT)、QRS持续时间(例如，QRS起始至QRS偏移之间的间期)、平均左替代激活时间与平均右替代激活时间之间的差、相对或绝对QRS形态、激活时间的较高百分位数与较低百分位数之间的差(较高百分位数可以是90％、80％、75％、70％等，并且较低百分位数可以是10％、15％、20％、25％和30％等)、其他集中趋势的统计量度(例如，中值或众数)、离散度(例如，平均偏差、标准偏差、方差、四分位差、范围)等。进一步地，该一个或多个度量中的每个度量可以是位置特定的。例如，一些度量可以根据从围绕患者的选定区域(诸如例如，患者的左侧、患者的右侧等)定位的电极记录或监测的信号来计算。另外，本地计算装置140和远程计算装置160可以各自分别包括可以被配置为显示此类数据的显示设备130、170。

在至少一个实施方案中，本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的每一者可以是服务器、个人计算机、平板电脑、移动装置和蜂窝电话。本地计算装置140可以被配置为从输入设备142(例如，键盘)接收输入并将输出传输到显示设备130，并且远程计算装置160可以被配置为从输入设备162(例如，触摸屏)接收输入并将输出传输到显示设备170。本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190可以包括可以允许访问处理程序或例程和/或一种或多种其他类型的数据的数据存储装置，例如，用于分析由电极设备110捕获的多个电信号，用于确定在此类电信号中的QRS开始、QRS偏移、中值、众数、平均值、峰值或最大值、谷值或最小值，用于确定电激活时间，用于驱动被配置为无创地帮助用户确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏疗法和/或另一种心脏疗法的图形用户界面，用于驱动被配置成无创地帮助用户确定心脏传导系统阻滞的位置或相对定位的图形用户界面，用于配置一个或多个起搏参数或设置的图形用户界面，该一个或多个参数或设置例如是起搏速率、心室起搏速率、A-V间期、V-V间期、起搏脉冲宽度、起搏向量、多点起搏向量(例如，左心室向量四引线)、起搏电压、起搏配置(例如，双心室起搏、仅右心室起搏、仅左心室起搏等)以及心律失常检测和治疗、心率自适应设置和性能等。

本地计算装置140可以操作性地耦接到输入设备142和显示设备130以例如向输入设备142和显示设备130中的每一者传输数据并从该设备传输数据，并且远程计算装置160可以操作性地耦接到输入设备162和显示设备170以例如向输入设备162和显示设备170中的每一者传输数据并从该设备传输数据。例如，可以使用例如模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于因特网的连接等来将本地计算装置140和远程计算装置160电耦接到输入设备142、162和显示设备130、170。如本文进一步所描述的，用户可以向输入设备142、162提供输入以查看和/或选择一条或多条信息，该一条或多条信息于确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏或其他心脏疗法和/或与心脏疗法设备(诸如例如，植入式医疗装置)递送的心脏治疗的配置有关。

尽管如所描绘的输入设备142是键盘并且输入设备162是触摸屏，但是应当理解，输入设备142、162可以包括能够向本地计算装置140和计算装置160提供输入以执行本文所述的功能、方法和/或逻辑的任何设备。例如，输入设备142、162可以包括键盘、鼠标、跟踪球、触摸屏(例如，电容式触摸屏、电阻式触摸屏、多点触摸式触摸屏等)等。同样，显示设备130、170可以包括能够向用户显示信息的任何设备，诸如包括以下的图形用户界面132、172：指示心脏传导系统疗法益处的一个或多个量度、常规心脏起搏疗法益处的一个或多个量度、心脏传导系统疗法益处的表达指示、常规心脏起搏疗法益处的表达指示、电极状态信息、电激活的图形图、外部电极在一个或多个心跳上的多个信号、QRS波群、各种起搏参数、电异质性信息(EHI)、文本指令、人体心脏的解剖结构的图形描绘、患者心脏的图像或图形描绘、一个或多个电极的位置的图形描绘、人体躯干的图形描绘、患者躯干的图像或图形描绘、植入的电极和/或引线的图形描绘或实际图像等。进一步地，显示设备130、170可以包括液晶显示器、有机发光二极管屏幕、触摸屏、阴极射线管显示器等。

由本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190存储和/或执行的处理程序或例程可以包括用于计算数学、矩阵数学、分解算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、校准算法、图像构造算法、信号处理算法(例如，各种滤波算法、傅立叶变换、快速傅立叶变换等)、标准化算法、比较算法、向量数学或用来实施本文所描述的一个或多个说明性方法和/或过程的任何其他处理的程序或例程。由本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190存储和/或使用的数据可以包括例如来自电极设备110的电信号/波形数据(例如，多个QRS波群)、来自电极设备110的电激活时间、来自声学传感器的心音/信号/波形数据、图形(例如，图形元素、图标、按钮、窗口、对话框、下拉菜单、图形区、图形区域、3D图形等)、图形用户界面、根据本公开所采用的一个或多个处理程序或例程的结果(例如，电信号、电异质性信息等)或用于执行本文所描述的一个和/或多个过程或方法的任何其他数据。

在一个或多个实施方案中，本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以被配置为获得在患者心脏的固有激活期间从患者的组织测量的外部电活动(例如，使用电极设备110)，基于所获得的电活动(诸如例如，一个或多个心脏电激活时间离散度度量)来生成电异质性信息(EHI)，并且至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者(例如，确定心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者)，如本文将关于图5A至图5B进一步描述的。具体地，例如，本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以生成在固有激活期间生成所获得的外部电活动的激活时间标准偏差(SDAT)，并且然后将SDAT与SDAT阈值(诸如例如，40毫秒)进行比较。如果生成的SDAT大于或等于SDAT阈值，则本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以确定患者将受益于心脏传导系统起搏。如果生成的SDAT小于SDAT阈值，则本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以确定患者将受益于常规心肌心脏起搏疗法。

进一步地，例如，本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以生成来自患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的左侧离散度度量。左侧离散度度量可以是来自患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的激活时间左侧标准偏差(LVED)。本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者然后可以将左侧离散度度量与左侧离散度阈值(诸如例如，30毫秒)进行比较。如果生成的LVED大于或等于左侧离散度阈值，则本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以确定患者将受益于心脏传导系统起搏。如果生成的LVED小于左侧离散度阈值，则本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以确定患者将受益于常规心肌心脏起搏疗法。

在一个或多个实施方案中，这些说明性系统、方法、装置和接口可以使用在可编程计算机上执行的一个或多个计算机程序来实施，这些可编程计算机诸如包括例如处理能力、数据存储装置(例如，易失性或非易失性存储器和/或存储元件)、输入装置和输出装置的计算机。本文所述的程序代码和/或逻辑可以应用于输入数据以执行本文所述的功能并且生成期望的输出信息。可以将输出信息作为输入应用到如本文所述或将以已知方式应用的一个或多个其他系统、方法、装置和/或接口。

用于实施本文所述的系统、方法、装置和/或接口的该一个或多个程序可以使用任何可编程语言来提供，该可编程语言例如适合于与计算机进行通信的高级程序和/或对象定向编程语言。任何此类程序都可以例如存储在能够被在计算机(例如，包括处理电路或处理设备)上运行的通用或专用程序读取的任何合适的装置(例如，存储介质)上，以用于在该合适的装置被读取用于执行本文描述的程序时配置和操作计算机。换句话说，至少在一个实施方案中，可以使用配置有计算机程序的有形计算机可读存储介质来实施这些说明性系统、方法、装置和接口，其中该存储介质被配置为使计算机以具体且预定义方式操作以执行本文所述的功能。进一步地，在至少一个实施方案中，这些说明性系统、方法、装置和接口可以被描述为由编码在包括用于执行的代码的一个或多个非暂态介质中的逻辑(例如，对象代码)来实施，并且当由处理器或处理电路执行时可操作以执行如本文所述的操作诸如方法、过程和/或功能。

本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190可以是例如任何包括处理电路的固定或移动计算机系统(例如，控制器、微控制器、个人计算机、微型计算机、平板电脑等)。本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190的确切配置不是限制性的，并且基本上是可以使用包括能够提供合适的计算能力和控制能力(例如，信号分析、数学函数诸如中位数、众数、平均值、最大值确定、最小值确定、斜率确定、最小斜率确定、最大斜率确定、图形处理等)的处理电路的任何装置。如本文所述，数字文件可以是含有可以能够由本文所述的本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190读取和/或写入的数字位(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、磁性可记录胶带等)。而且，如本文所述，用户可读格式的文件可以是能够在能够由用户读取和/或理解的任何介质(例如，纸、显示器等)上呈现的数据(例如，ASCII文本、二进制数、十六进制数、十进制数、图形等)的任何表示形式。

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

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

说明性电极设备110还可以被配置为测量或监测来自患者14的声音。如图2所示，说明性电极设备110可以包括附接或耦接到条带113的声学传感器120的集合或阵列。条带113可以被配置为缠绕在患者14的躯干周围，使得声学传感器120围绕患者心脏。如进一步展示的，声学传感器120可以定位在患者14的周长周围，包括患者14的躯干的后部位置、后外侧位置、侧部位置、前外侧位置和前部位置。

进一步地，电极112和声学传感器120可以经由有线连接118电连接到接口/放大器电路116。接口/放大器电路116可以被配置为放大来自电极112和声学传感器120的信号并将这些信号提供给本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者。其他说明性系统可以使用无线连接来将由电极112和声学传感器120感测到的信号传输到接口/放大器电路116，并且继而又传输到本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者，例如作为数据通道。在一个或多个实施方案中，可以使用例如模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于因特网的连接等来将接口/放大器电路116电耦接到本地计算装置140。

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

电极112可以被配置为围绕患者14的心脏并且在信号已经传播穿过患者14的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和复极化相关联的电信号。电极112中的每个电极可以以单极配置使用，以感测反映心脏信号的躯干表面电势。接口/放大器电路116也可以耦接到可以与用于单极感测的每个电极112组合使用的返回电极或无关电极(未示出)。

在一些示例中，在空间上围绕患者的躯干分布的电极112可以有约12个到约40个并且声学传感器120可以有约12个到约40个。其他配置可以具有更多或更少的电极112和更多或更少的声学传感器120。例如，电极设备110的电极112的数量可以大于或等于10个、大于或等于12个、大于或等于15个、大于或等于20个、大于或等于35个、大于或等于40个等，和/或小于或等于80个电极、小于或等于70个电极、小于或等于60个电极、小于或等于50个电极、小于或等于45个电极、小于或等于38个电极等。在至少一个实施方案中，电极设备110包括40个电极112，其中电极112中的20个电极被配置为位于患者的后部，并且电极112中的20个电极被配置为位于患者的前部。在一些实施方案中，与患者的后部相比，更多电极112可以被配置为定位在患者的前部上，或者与患者的前部相比，更多电极112可以被配置为定位在患者的后部上。例如，在一个实施方案中，25个电极112可以被配置为定位在患者的前部上，并且15个电极112可以被配置为定位在患者的后部上。另外，在一个实施方案中，电极112可以被包括作为12导联ECG设备的一部分。应当理解，电极112和声学传感器120可以不布置或分布在一直围绕或完全围绕患者14延伸的阵列中。相反，电极112和声学传感器120可以布置在仅围绕患者14的一部分或部分地围绕患者延伸的阵列中。例如，电极112和声学传感器120可以分布在患者的前侧、后侧和左侧上，其中在右侧(包括患者的右侧的后部区域和前部区域)近侧具有较少或没有电极和声学传感器。

本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以记录和分析由电极112感测到的躯干表面电位信号和由声学传感器120感测到的声音信号，它们由接口/放大器电路116放大/调节。本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以被配置为分析来自电极112的电信号以提供来自患者心脏的心电图(ECG)信号、信息或数据，如本文将进一步描述的。本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者可以被配置为分析来自声学传感器120的电信号以提供来自患者身体和/或植入其中的装置的声音信号、信息或数据。

另外，本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190可以被配置为提供描绘了与电极设备110相关的各种信息和使用电极设备110收集或感测的数据的图形用户界面132、172。在至少一个实施方案中，云计算装置190可以向本地计算装置140和远程计算装置160提供图形用户界面132、172中的一者或两者。例如，图形用户界面132、172可以描绘使用电极设备110获得的心脏电激活图和包括使用声学传感器120获得的声波的声音数据以及与其相关的其他信息。说明性系统、方法、装置和接口可以非侵入性地使用使用电极设备110收集的电信息和使用声学传感器120收集的声音信息来评估或确定患者是否将受益于心脏传导系统起搏或常规心脏起搏疗法。

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

图3展示了包括多个电极112和多个声学传感器120的另一个说明性电极设备110，该多个电极被配置为围绕患者14的心脏并且在信号已经传播穿过患者14的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和复极化相关联的电信号，该多个声学传感器被配置为围绕患者14的心脏并且在信号已经传播穿过患者14的躯干之后记录或监测与心脏相关联的声音信号。电极设备110可以包括背心114，多个电极112和多个声学传感器120可以附接在该背心上或者电极112和声学传感器120可以耦接到该背心。在至少一个实施方案中，该多个电极112或者该电极的阵列可以用于收集电信息，例如替代电激活时间。类似于图2的电极设备110，图3的电极设备110可以包括接口/放大器电路116，该接口/放大器电路通过有线连接118电耦接到电极112和声学传感器120中的每一者并且被配置为将信号从电极112和声学传感器120传输到计算设备(诸如本地计算装置140)。如所展示的，电极112和声学传感器120可以分布在患者14的躯干上，包含例如患者14的躯干的后部位置、后外侧位置、侧部位置、前外侧位置和前部位置。

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

这些说明性系统、方法、装置和接口可以用于在评估患者心脏健康时向用户提供非侵入性辅助，并且确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏或传统起搏疗法(例如，左心室心肌起搏疗法)。例如，说明性系统、方法、装置和接口可以用于获得(例如，测量、监测、从其他电极设备接收)患者的电活动并且从其生成的电异质性信息，以及具体地心脏电激活时间离散度度量，其然后可以用于确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏。进一步地，应当理解，计算设备(例如，包括本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190)可以以多种不同方式能够操作地耦接，以便进行或执行本文所述的功能。例如，在所描绘的实施方案中，计算装置140可以能够操作地无线耦接到远程计算装置160，如由其间发出的无线信号线所描绘的。另外，与无线连接相反，本地计算装置140和远程计算装置160中的一者或多者可以通过一个或有线电连接能够操作地耦接。此外，本地计算装置140和远程计算装置160中的一个或两者可以经由网络191(诸如例如，因特网)能够操作地耦接(例如，无线地能够操作地耦接、部分无线地耦接等)到云计算装置190。在一个实施方案中，云计算装置190可以对来自电极设备110的数据执行所有或大部分数据分析，并且将此类分析输出到本地计算装置140和远程计算装置160中的一者或两者。应当理解，本文所述的数据处理和分析可以由本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190中的一者或多者提供。换句话说，处理和分析可以分布在计算设备(诸如本地计算装置140、远程计算装置160和云计算装置190)中。另外，云计算装置190可以包括电子医疗记录(EMR)系统或数据库等，该EMR系统或数据库可以存储来自本文所述的系统、方法、装置、设备和接口的信息并且向此类系统、方法、装置、设备和接口提供信息。例如，云计算装置190的EMR可以向本地计算装置140和远程计算装置160提供图像(例如，患者心脏的CT图像)以与由电极设备110提供的数据一起使用。

本文所述的说明性系统、装置、方法和接口可以向用户(例如，临床医生、医生等)提供有用的工具来确定患者是否将受益于心脏传导系统起搏疗法和/或另一种心脏疗法。进一步地，本文所述的说明性系统、装置、方法和接口可以向用户提供有用的工具来确定是否可以通过传导系统起搏来矫正电激活中的固有异质性和/或异步性，或者基于在植入任何起搏引线之前对患者的固有激活的评估来确定传统心肌起搏(例如，冠状窦中的左心室引线将起搏递送到自由壁上的心肌组织)是否可能更适当。这对于选择引线类型(例如，传导系统起搏引线与传统左心室起搏引线)和装置(例如，双室与三室)的术前计划是有帮助的。

在图4A至图4B中描绘了患者的心脏传导网络200。如图所示，心脏传导网络200从近侧区域222延伸到远侧区域224。心脏传导网络200包括包括左束支和右束支的专门细胞网络以及高度分支的专门浦肯野纤维网络，该高度分支的专门浦肯野纤维网络有助于电激活跨心室的快速传播，这可能会导致心脏非常同步的激活。心脏传导系统是经由房室结232从窦房结230延伸到心室的电传导的自然通路的一部分。进一步地，触发对患者的心脏的心肌组织的去极化以便有效“跳动”的电脉冲从窦房结230横穿心脏传导网络200到达浦肯野纤维239。

如本文所述，心脏传导网络200的近侧区域222可以包括窦房结230和房室结232以及二者之间的联运通路，并且心脏传导网络200的远侧区域224可以包括右束支238、左后束236和浦肯野纤维239。具体地，心脏传导网络200的最远侧区可以是浦肯野纤维239的端部，并且心脏传导网络200的最近侧区可以是窦房结230。因此，心脏传导网络200可以被描述为从窦房结230延伸到浦肯野纤维239。

在图4A中，心脏传导系统阻滞240正好定位在房室结232的远侧，但是在分支到左束和右束的希氏束234之前。因此，可以描述为，心脏传导系统阻滞240是沿着心脏传导网络220定位在相对近侧。使用如本文进一步描述的说明性系统、装置、方法和接口，可以确定包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量的电异质性信息，其指示当心脏传导系统阻滞240如图4A所示定位时左心室中的大范围242延迟。因此，心脏传导系统阻滞240可以是心脏传导系统起搏疗法的良好候选，因为例如心脏传导系统起搏疗法可以被递送到心脏传导系统阻滞240远侧的心脏传导系统内的定位或位置。例如，心脏传导系统起搏疗法可以被递送到希氏束234和/或右支和左支两者中的一者。

在图4B中，心脏传导系统阻滞241是沿着左支恰好定位在左后束的远侧。因此，可以描述为，心脏传导系统阻滞241是沿着心脏传导网络220定位在相对远侧。使用如本文进一步描述的说明性系统、装置、方法和接口，可以确定包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量的电异质性信息，其指示当心脏传导系统阻滞241如图4B所示定位时左心室中的大范围243延迟。因此心脏传导系统阻滞241可能不是心脏传导系统起搏疗法的良好候选，因为例如心脏传导系统起搏疗法可能不能比心脏传导系统阻滞241定位得更远，并且如果心脏传导系统起搏疗法定位在心脏传导系统阻滞241近侧(诸如例如，在希氏束234处)，则任何此类心脏传导系统起搏疗法可以被心脏传导系统阻滞241阻滞或停止。因此，当比较图4A至图4B的心脏传导系统阻滞240、241时，与图4B的更远侧的心脏传导系统阻滞241相比，使用心脏传导系统起搏疗法可能使更近侧的心脏传导系统阻滞240更可矫正。

图5A中描绘了用于确定心脏传导系统起搏疗法是否有益的说明性方法400。如图所示，方法400包括监测410电活动以生成多个电信号(例如，ECG或心脏信号)。电活动可以在不递送任何心脏疗法的情况下，在患者的固有心律期间进行监测。因此，方法400可以在植入任何植入式心脏疗法装置之前执行。例如，方法400可以在用于治疗当前病状的任何有创手术之前的初始咨询期间执行。另外，如本文所述，使用多个外部电极监测电活动410是无创过程，因为例如外部电极附接到患者皮肤，这与插入或植入任何电极以获取电活动或数据相反。然而，另外，如果植入式心脏疗法装置已经植入患者体内，则方法400可以在禁用(或“关闭”)由植入式心脏疗法装置提供的任何心脏疗法的情况下执行。

根据各种实施方案，使用多个电极监测410电活动。多个电极可以是配置在绑带或背心中的外表面电极，类似于本文关于图1至图3所描述的。电极中的每个电极可以围绕患者的躯干定位或设置，以便从围绕患者的躯干的多个不同位置监测电活动(例如，获取躯干电势)。电极所在的不同位置中的每个位置可以对应于患者心脏的心脏组织的不同部分或区域的电激活。因此，例如，多个电极可以在信号已经传播穿过患者的躯干之后记录或监测与心脏的或围绕心脏的多个不同位置的去极化和复极化相关联的电信号。根据各种实施方案，多个外部电极可以包含或包括位于患者躯干的前部的皮肤近侧的多个前电极、位于患者躯干的左侧位或左侧的皮肤近侧的左侧位或左侧电极、以及位于患者躯干的后部的皮肤近侧的后电极。

可以描述的是，当使用多个外部电极时，监测过程410可以提供多个心电图(ECG)、表示患者心脏的去极化和复极化的信号。多个ECG进而可以用于生成表示心脏的心肌组织的去极化的替代心脏电激活时间415。如本文所述，替代心脏电激活时间可以例如表示患者心脏的一个或多个区域的实际或局部电激活时间。激活时间的测量可以通过以下方式进行：挑选适当的基准点(例如，近场或远场EGM的峰值、最小值、最小斜率、最大斜率、零相交、阈值相交等)，并且测量心脏去极化的起始(例如，所有QRS复合波群的最早起始)与适当的基准点(例如，在电活动内)之间的时间。在至少一个实施方案中，来自多个电极中的所有电极的最早QRS起始可以用作每个电极的每个激活时间的起点，并且QRS复合波起始之后的最大斜率可以用作每个电极的每个激活时间的终点。

监测到的电活动410以及电激活时间415可以用于生成电异质性信息(EHI)420。该EHI(例如，数据)可以被定义为指示心脏的机械同步或不同步和/或心脏的电同步或不同步中的至少一种的信息。换句话说，EHI可以表示患者的心脏的实际机械和/或电功能的替代。在至少一个实施方案中，该EHI可以用于确定代表血液动力学响应(例如，LV压力梯度)的替代值。左心室压力通常可以用位于患者心脏的左心室中的压力传感器有创地监测。如此，使用EHI来确定表示左心室压力的替代值可以避免使用左心室压力传感器的有创监测。

在一个或多个实施方案中，该EHI可以包括替代电活动和/或监测到的电活动的一个或多个离散度度量或指标。一个或多个心脏电激活时间离散度度量可以包括例如使用外部电极中的一些或所有外部电极(例如，本文参考图1至图3所述的电极设备110的外部电极)测量的激活时间标准偏差。进一步地，局部或区域EHI可以包括使用位于躯干的某些解剖区中的电极测量的激活时间标准偏差和/或平均值。例如，患者的躯干的左侧上的外部电极可以用于计算局部或区域左侧EHI。具体地，例如，一个或多个心脏电激活时间离散度度量可以包括以下中的一者或两者：来自围绕患者躯干定位的多个电极中的所有电极的所获得的外部电活动的激活时间标准偏差(SDAT)和来自围绕患者躯干的左侧定位的多个电极中的一些电极的所获得的外部电活动的激活时间左侧标准偏差(LVED)。

可以使用一种或多种不同的系统和/或方法来生成EHI。例如，EHI可以使用如以下美国专利中所述的阵列或多个表面电极和/或成像系统生成：2016年12月6日发布的并且名称为“评估心内激活模式和电不同步(ASSESSING INRA-CARDIAC ACTIVATION PATTERNSAND ELECTRICAL DYSSYNCHRONY)”的美国专利申请公布号9,510,763B2、2015年3月3日发布的并且名称为“评估心内激活模式(ASSESSING INTRA-CARDIAC ACTIVATION PATTERNS)”的美国专利申请公布号8,972,228B2、以及2012年5月15日发布的并且名称为“用于选择心脏起搏部位的方法和系统(METHODS AND SYSTEMS FOR USE IN SELECTING CARDIAC PACINGSITES)”的美国专利号8,180,428B2，这些专利中的每一者以全文以引用方式并入本文。

如本文所述，该EHI可以包括一个或多个左或左侧度量(诸如LVED)，该一个或多个左或左侧度量基于使用多个左外部电极测量的替代心脏电激活时间的左侧激活时间来生成。左外部电极可以包括定位到患者躯干的左侧的多个左外部电极。

电异质性的另一个左或左侧度量或指标可以包括由位于患者的左侧近侧的外部电极所监测的替代电激活时间(LVAT)的平均值。LVED和LVAT可以根据仅由患者的左侧近侧的电极测量的电活动来确定(例如，计算、估算等)，这些电极可以被称为“左”电极。从左电极确定或测量的激活时间可以被描述为左侧激活时间。左电极可以被定义为位于左心室近侧包括患者的胸骨和脊柱左侧的身体或躯干区域(例如，朝向患者的左臂、患者的左侧等)的任何表面电极。在一个实施方案中，左电极可以包括胸骨的左侧的所有前电极和脊柱的左侧的所有后电极。在另一个实施方案中，左电极可以包括胸骨左侧的所有前电极和所有后电极。在又一个实施方案中，可以基于如使用成像设备(例如，X射线、荧光透视等)确定的心脏的左侧和右侧的轮廓来标出左电极。

说明性方法400然后可以基于生成的EHI，并且具体地一个或多个心脏电激活时间离散度度量，确定心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者430。例如，可以分析SDAT和LVED中的一者或两者以确定心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者430。另外，应当理解，确定心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者430可能不一定是二元的或是与否的确定，而是替代地可能是患者的心脏传导系统心脏起搏疗法成功的可能性。例如，心脏传导系统起搏疗法成功的可能性可以用百分比或通过例如“心脏传导系统起搏疗法很可能是有益的”、“心脏传导系统起搏疗法可能是有益的”、“心脏传导系统起搏疗法不太可能是有益的”和“心脏传导系统起搏疗法极不可能是有益的”等描述符来表达或表示。

另外，例如，可以在图形用户界面上显示基于所生成的EHI的对心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者的指示。更具体地，例如，在包括多个外部电极的电极设备已经被应用于患者之后，用户(例如，临床医生、医生等)可以使用显示在显示设备上的图形用户界面来通过例如选择图形用户界面上的按钮或其他区来开始心脏传导系统益处确定。因此，响应于用户开始心脏传导系统起搏疗法益处确定，说明性系统、装置和方法可以监测电活动410，测量替代心脏电激活时间415，生成EHI 420，基于生成的EHI来确定心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者430，并且然后在图形用户界面上显示心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者的指示。

图5B中示出了确定心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者的说明性方法430。说明性方法430可以利用SDAT和LVED中的一者或两者来确定心脏传导系统起搏疗法是否有益于患者430。

方法430可以包括将SDAT与SDAT阈值进行比较432。SDAT阈值可以介于约25毫秒(ms)和50ms之间。在至少一个实施方案中，SDAT阈值是40ms。SDAT阈值可以大于或等于25ms、大于或等于35ms、大于或等于40ms、大于或等于45ms等，和/或小于或等于65ms、小于或等于60ms、小于或等于55ms、小于或等于50ms等。

如果从在固有激活期间监测到的电活动生成的SDAT大于或等于SDAT阈值，则确定心脏传导系统起搏疗法是有益的440。相反地，如果从在固有激活期间监测到的电活动生成的SDAT小于SDAT阈值，则可以确定常规心脏起搏疗法(例如，心肌组织起搏疗法)是有益的450。另外，如果从固有激活期间监测到的电活动生成的SDAT大于或等于SDAT阈值，则可以确定心脏传导系统阻滞被确定为更靠近心脏传导网络的近侧区域设置或定位，并且如果从固有激活期间监测到的电活动生成的SDAT小于SDAT阈值，则确定心脏传导系统阻滞更靠近心脏传导网络的远侧区域设置或定位。因此，在SDAT阈值为40ms的实施方案中，如果从固有激活期间监测到的电活动生成的SDAT大于或等于40ms，则确定心脏传导系统起搏疗法是有益的440，并且如果从固有激活期间监测到的电活动生成的SDAT小于40ms，则确定常规心脏起搏疗法是有益的450。

方法430可以包括将LVED与左侧离散度阈值进行比较434。左侧离散度阈值可以介于约25ms与40ms之间。在至少一个实施方案中，左侧离散度阈值是30ms。左侧离散度阈值可以大于或等于25ms、大于或等于30ms、大于或等于35ms、大于或等于40ms等，以及/或者小于或等于55ms、小于或等于50ms、小于或等于45ms等。

如果从在固有激活期间监测到的电活动生成的LVED大于或等于左侧离散度阈值，则确定心脏传导系统起搏疗法是有益的440。相反地，如果从在固有激活期间监测到的电活动生成的LVED小于左侧离散度阈值，则可以确定常规心脏起搏疗法(例如，心肌组织起搏疗法)是有益的450。另外，如果从固有激活期间监测到的电活动生成的LVED大于或等于左侧离散度阈值，则可以确定心脏传导系统阻滞被确定为更靠近心脏传导网络的近侧区域设置或定位，并且如果从固有激活期间监测到的电活动生成的LVED小于左侧离散度阈值，则确定心脏传导系统阻滞更靠近心脏传导网络的远侧区域设置或定位。因此，在左侧离散度阈值为30ms的实施方案中，如果从固有激活期间监测到的电活动生成的LVED大于或等于30ms，则确定心脏传导系统起搏疗法是有益的440，并且如果从固有激活期间监测到的电活动生成的LVED小于30ms，则确定常规心脏起搏疗法是有益的450。

任选地，离散度确定过程432、434的度量可以结合使用，以确定心脏传导系统起搏疗法是否将有益于患者430。例如，在此类实施方案中，SDAT必须大于或等于SDAT阈值432并且LVED必须大于或等于左侧离散度阈值434，以确定心脏传导系统起搏疗法是有益的440。另外，在该实施方案中，如果SDAT和LVED中只有一者大于或等于它们各自的阈值，则确定常规心脏起搏疗法是有益的。

如本文所述，说明性系统和方法可以辅助用户(例如，临床医生、医生等)确定患者是否可以受益于心脏传导系统起搏疗法和/或确定心脏传导系统阻滞在心脏传导网络内或沿心脏传导网络的位置。在一个或多个实施方案中，说明性心脏传导系统起搏疗法可以利用旨在对患者的心脏传导系统的一个或多个区或区域进行起搏或向其递送电起搏的任何植入式或非植入式心脏起搏系统。心脏传导系统起搏疗法可以使用定义单个起搏向量的单个起搏电极或定义多个起搏向量的多个起搏电极。

图6中描绘了多个患者的激活时间标准偏差和激活时间左侧标准偏差的散点图。具体地，进行了临床研究，其中在固有激活期间从17位患者测量SDAT和LVED，并且随后，将心脏传导系统起搏(例如，希氏束和/或左束支起搏)递送此类患者。心脏传导系统起搏疗法能够矫正患者中的12个患者(例如，改善患者心脏的心脏功能)，这些患者中的每个患者由散点图上的圆圈表示。心脏传导系统起搏疗法不能矫正患者中的5个患者(例如，没有改善患者心脏的心脏功能)，这些患者中的每个患者由散点图上的正方形表示。如图所示，心脏功能不能通过心脏传导系统起搏来矫正的5位患者中有4位患者(80％)具有较低的固有SDAT(例如，如虚线所描绘的小于40ms)并且具有较低的固有LVED(例如，如虚线所描绘的小于30ms)。

心脏传导系统起搏疗法的一个示例可以是本文关于图7至图10描述和示出的心房至心室(VfA)起搏疗法。VfA起搏疗法还可以将电起搏递送到心脏传导系统的一个或多个区，包括但不限于左束支和右束支的区。另外，VfA起搏疗法可以被配置为将电起搏递送到患者左心室的心肌组织。心脏传导系统起搏疗法的另一个示例可以是希氏束起搏疗法，例如以下文献中所描述的：2019年4月18日公开的并且名称为“希氏束和束支起搏调整(HisBundle and Bundle Branch Pacing Adjustment)”的美国专利申请序列号2019/0111270A1，该美国专利申请全文以引用方式并入本文。心脏传导系统起搏疗法的仍另一个示例可以是间隔内左心室心内膜起搏疗法，例如以下文献中所描述的：2007年2月13日发布的并且名称为“起搏方法和设备(Pacing Method and Apparatus)”的美国专利7,177,704号，该美国专利全文以引用方式并入本文。

图7中描绘了说明性心房至心室(VfA)心脏疗法系统，该系统可以被配置为与例如本文关于图1至图6所描述的系统、方法、装置和接口一起使用。尽管应当理解，本公开可利用无引线和有引线植入式医疗装置中的一者或两者，但图7的说明性心脏疗法系统包括无引线心内医疗装置10，该无引线心内医疗装置可以被配置为用于单腔或双腔疗法并植入在患者心脏8中。在一些实施方案中，装置10可以被配置用于单腔起搏，并且可以例如在单腔起搏与多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)之间进行切换。如本文所用，“心内”是指被配置为完全植入在患者心脏内，例如，以提供心脏疗法的装置。示出了植入在患者心脏8的右心房(RA)的目标植入区域4中的装置10。装置10可以包括将装置10的远侧端部抵靠在目标植入区域4中的心房心内膜锚定的一个或多个固定构件20。目标植入区域4可以位于希氏束5与冠状窦3之间，并且可以邻近或紧邻三尖瓣6。装置10可以被描述为心房至心室装置，因为例如装置10可以在通常安置在右心房中的同时可以进行或执行两者之一：感测来自一个或两个心室(例如，右心室、左心室或两个心室，视情况而定)的电活动并向其提供疗法。具体地，装置10可以包括组织刺穿电极，该组织刺穿电极可以从右心房的科赫三角(triangle ofKoch)区域通过右心房心内膜和中心纤维体植入在患者心脏的左心室心肌的基底和/或间隔区域中。另外，该组织刺穿电极可以从右心房的科赫三角区域通过右心房心内膜和中央纤维体植入到患者心脏的左心室心肌的基底和/或间隔区域中，以便将起搏脉冲或起搏递送到心脏传导系统的一个或多个区，包括但不限于左束支和右束支的区。

装置10可以被描述为无引线植入式医疗装置。如本文所用，“无引线”是指没有从患者心脏8延伸出来的引线的装置。进一步地，尽管无引线装置可以具有引线，但引线不会从患者心脏的外部延伸到患者心脏的内部或者不会从患者心脏的内部延伸到患者心脏的外部。一些无引线装置可以穿过静脉引入，但是一旦被植入，该装置就没有或可以不包括任何经静脉引线，并且可以被配置为在不使用任何经静脉引线的情况下提供心脏疗法。进一步地，具体地，无引线VfA装置在装置的壳体定位于心房中时不使用引线以能够操作地连接到心室中的电极。另外，无引线电极可以耦接到医疗装置的壳体，而无需在电极与壳体之间使用引线。

装置10可以包括镖电极组合件12，该镖电极组合件限定或具有从装置10的远侧端部区域延伸的笔直轴。镖电极组合件12可以放置或者至少被配置为放置为穿过心房肌和中心纤维体并且进入到心室肌14中或沿着心室间隔，而不完全穿透心室心内膜或心外膜表面。镖电极组合件12可以携带或包括轴的远侧端部区域处的电极，使得该电极可以定位在心室心肌内，以用于感测心室信号并递送心室起搏脉冲(例如，使左心室和/或右心室去极化以引起左心室和/或右心室的收缩)。心室脉冲可以被直接递送到患者心脏的心肌组织并且还可以被直接递送到心脏传导系统的一个或多个区，包括但不限于左束支和右束支的区。在一些示例中，在轴的远侧端部区域处的电极是被提供以在用于起搏和感测的双极电极对中使用的阴极电极。虽然如所展示的植入区域4可以使得镖电极组合件12的一个或多个电极能够定位于心室心肌中，但是应认识到，具有本文所公开的各方面的装置可以在适当时被植入在其他位置以进行多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)、伴有多腔感测的单腔起搏、单腔起搏和/或感测，或其他临床疗法和应用。

应当理解，尽管本文将装置10描述为包括单个镖电极组合件，但是装置10可以包括多于一个镖电极组合件，该多于一个镖电极组合件放置或被配置为放置为通过心房心肌和中央纤维体并且到心室心肌14中或沿着心室间隔，而不完全通过心室心内膜或心外膜表面。另外，每个镖电极组合件可以在轴的远侧端部区域处或沿轴的其他区域(例如，近侧区域或中心区域)携带或包括多于单个电极。

心脏疗法系统2还可以包括单独的医疗装置50(在图7中示意性地描绘)，该单独的医疗装置可以定位在患者心脏8的外部(例如，皮下)并且可以能够操作地耦接到患者心脏8以向其递送心脏疗法。在一个示例中，单独的医疗装置50可以是血管外ICD。在一些实施方案中，血管外ICD可以包括除颤引线，该除颤引线包括或携带除颤电极。在在除颤引线上的除颤电极与ICD的壳体电极之间可以存在疗法载体。进一步地，ICD的一个或多个电极也可以用于感测与患者心脏8有关的电信号。ICD可以被配置为递送包括一种或多种除颤或心脏复律电击的电击疗法。例如，如果感测到心律失常，则ICD可以通过电引线发送脉冲，以电击心脏并且恢复其正常节律。在一些示例中，ICD可以递送电击疗法而无需将电引线放置在心脏内或将电线直接附接到心脏(皮下ICD)。可以与本文所述的系统2一起使用的血管外皮下ICD的示例可以在2016年3月8日发布的美国专利9,278,229号(Reinke等人)中进行描述，该美国专利全文以引用方式并入本文。

在电击疗法(例如，由除颤引线的除颤电极提供的除颤电击)的情况下，单独的医疗装置50(例如，血管外ICD)可以包括控制电路，该控制电路使用疗法递送电路来生成具有多种波形特性(包括前沿电压、倾斜度、所递送的能量、脉冲相位等)中的任何波形特性的除颤电击。疗法递送电路可以例如生成单相、双相或多相波形。另外，疗法递送电路可以生成具有不同量的能量的除颤波形。例如，疗法递送电路可以生成为皮下除颤递送总共大约60至80焦耳(J)之间的能量的除颤波形。

单独的医疗装置50还可以包括感测电路。感测电路可以被配置为获得通过电极的一种或多种组合感测的电信号，并且处理所获得的信号。感测电路的部件可以包括模拟部件、数字部件或它们的组合。感测电路可以例如包括一个或多个读出放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、模数转换器(ADC)等。感测电路可以将感测到的信号转换为数字形式，并且将数字信号提供给控制电路以进行处理和/或分析。例如，感测电路可以放大来自感测电极的信号，并且通过ADC将放大的信号转换为多位数字信号，并且然后将数字信号提供给控制电路。在一个或多个实施方案中，感测电路还可以将经过处理的信号与阈值进行比较，以检测心房或心室去极化(例如，P波或R波)的存在并且向控制电路指示心房去极化(例如，P波)或心室去极化(例如，R波)的存在。

装置10和单独的医疗装置50可以协作以向患者心脏8提供心脏疗法。例如，装置10和单独的医疗装置50可以用于检测心动过速、监测心动过速和/或提供心动过速相关疗法。例如，装置10可以与单独的医疗装置50进行无线通信，以使用单独的医疗装置50来触发电击疗法。如本文所用，“无线”是指在装置10与单独的医疗装置50之间不使用金属导体的操作性耦接或连接。在一个示例中，无线通信可以使用由装置10提供的传导穿过患者的组织并且能够由单独的医疗装置50检测到的独特的、信号传导的或触发的电脉冲。在另一个示例中，无线通信可以使用装置10的通信接口(例如，天线)来提供电磁辐射，该电磁辐射传播通过患者的组织并且能够例如使用单独的医疗装置50的通信接口(例如，天线)检测到。

图8是图7的心内医疗装置10和患者心脏8的解剖结构的放大概念图。具体地，装置10被配置为感测电活动和/或递送起搏疗法。心内装置10可以包括壳体30。壳体30可以限定装置10的内部部件(诸如结合图10总体上描述的感测电路、疗法递送电路、控制电路、存储器、遥测电路、其他任选的传感器以及电源)所驻留的气密密封内部空腔。壳体30可以包括导电材料(例如，由其形成或从其形成)，诸如例如，钛或钛合金、不锈钢、MP35N(非磁性镍钴铬钼合金)、铂合金或其他生物兼容性金属或金属合金。在其他示例中，壳体30可以包括非导电材料(例如，由其形成或从其形成)，该非导电材料包括陶瓷、玻璃、蓝宝石、硅酮、聚氨基甲酸酯、环氧树脂、乙酰基共聚物塑料、聚醚醚酮(PEEK)、液晶聚合物或其他生物兼容性聚合物。

在至少一个实施方案中，壳体30可以被描述为在远侧端部区域32与近侧端部区域34之间延伸并且被描述为限定总体上圆柱形的形状，例如以促进导管递送。在其他实施方案中，壳体30可以是棱柱形或任何其他形状以执行本文所述的功能和效用。壳体30可以包括例如限定或定位在近侧端部区域34处的用于在装置10的植入期间与递送工具接合的递送工具接口构件26。

壳体30的全部或一部分可以在心脏疗法期间充当感测和/或起搏电极。在所示的示例中，壳体30包括近侧基于壳体的电极24，该电极外接壳体30的近侧部分(例如，与远侧端部区域32相比，更靠近近侧端部区域34)。当壳体30(例如，限定导电材料(诸如钛合金或上文所列的其他示例)、由其形成等时，可以通过非导电材料(诸如聚对二甲苯、聚氨基甲酸酯、硅酮、环氧树脂或其他生物兼容性聚合物的涂层)对壳体30的部分进行电绝缘，从而使导电材料的一个或多个离散区暴露出来以形成或限定近侧基于壳体的电极24。当壳体30(例如，限定非导电材料(诸如陶瓷、玻璃或聚合物材料)或由其形成等时，可以将导电涂层或层(诸如钛、铂、不锈钢或它们的合金)施加到壳体30的一个或多个离散区，以形成或限定近侧基于壳体的电极24。在其他示例中，近侧基于壳体的电极24可以是安装或组装到壳体30上的部件，诸如环形电极。近侧基于壳体的电极24可以例如经由导电壳体30或当壳体30是非导电材料时经由电导体电耦接到装置10的内部电路。

在所示出的示例中，与壳体远侧端部区域32相比，近侧基于壳体的电极24位于更靠近壳体近侧端部区域34处，并且因此可以被称为近侧基于壳体的电极24。然而，在其他示例中，近侧基于壳体的电极24可以位于沿壳体30的其他定位处，例如，相对于所示定位更远。

在远侧端部区域32处，装置10可以包括远侧固定和电极组合件36，该远侧固定和电极组合件可以包括一个或多个固定构件20和长度相等或不相等的一个或多个镖电极组合件12。在如所示出的一个此类示例中，单个镖电极组合件12包括向远侧延伸远离壳体远侧端部区域32的轴40，以及在轴40的自由远侧端部区域处或附近的一个或多个电极元件，诸如尖端电极42。尖端电极42可以具有圆锥形或半球形的远侧尖端，该远侧尖端具有相对较窄的尖端直径(例如，小于约1毫米(mm))，其用于穿入并且穿过组织层，而无需使用具有尖锐或斜面边缘的尖锐尖端或针状尖端。

镖电极组合件12可以被配置为刺穿一个或多个组织层，以将尖端电极42定位于期望的组织层(例如，心室心肌)内。如此，轴40的高度47或长度可以对应于预期的起搏部位深度，并且轴40可以沿其纵向轴线具有相对较高的抗压强度，以在被压向并进入到植入区域4时抵抗在横向或径向方向上弯曲。如果采用第二镖电极组合件12，则其长度可以不等于预期的起搏部位深度，并且可以被配置为充当用于将起搏能量递送到组织和/或从该组织感测信号的无关电极。在一个实施方案中，可以例如通过向壳体30的近侧端部区域34施加纵向推力而对尖端电极42施加纵向轴向力，以将镖电极组合件12推进到目标植入区域内的组织中。

轴40可以被描述为当经受横向或径向力时，在横向或径向方向上是纵向上非压缩的和/或可弹性变形的，以允许例如随着组织运动而暂时弯曲，但是当横向力减小时可以返回到其正常笔直定位。因此，包括轴40的镖电极组合件12可以被描述为是弹性的。当轴40没有暴露于任何外力或仅暴露于沿其纵向中心轴线的力时，轴40可以保持如图所示的笔直的线性定位。

换句话说，镖电极组合件12的轴40正常可以为笔直的构件并且可以为刚性的。在其他实施方案中，轴40可被描述为是相对坚硬的，但是在横向方向上仍具有有限的柔性。进一步地，轴40可以是非刚性的，以允许随着心脏运动而发生一些横向弯曲。然而，在松弛状态下，当未经受到任何外力时，轴40可以维持如图所示的笔直定位，以将尖端电极42与壳体远侧端部区域32间隔开至少轴40的高度或长度47。

该一个或多个固定构件20可以被描述为具有正常弯曲定位的一个或多个“尖齿”。尖齿可以被保持在递送工具内的远侧延伸定位。在从递送工具释放时向近侧弹性地或有弹性地弯曲回到正常弯曲定位(如图所示)之前，尖齿的远侧尖端可以穿透心脏组织到有限的深度。进一步地，固定构件20可以包括例如发布于2017年6月13日的美国专9,675,579号(Grubac等人)和发布于2015年9月1日的美国专利9,119,959号(Rys等人)中描述的一个或多个方面，该美国专利中的每一者全文以以引用方式并入本文。

在一些示例中，远侧固定和电极组合件36包括远侧基于壳体的电极22。在使用装置10作为起搏器进行多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)和感测的情况下，尖端电极42可以用作与充当返回阳极电极的近侧基于壳体的电极24配对的阴极电极。另选地，远侧基于壳体的电极22可以充当与用于感测心室信号并且递送心室起搏脉冲的尖端电极42配对的返回阳极电极。在其他示例中，远侧基于壳体的电极22可以是用于感测心房信号并且将起搏脉冲递送到目标植入区域4中的心房心肌的阴极电极。当远侧基于壳体的电极22充当心房阴极电极时，近侧基于壳体的电极24可以充当与用于心室起搏和感测的尖端电极42配对的返回阳极，并且可以充当与用于心房起搏和感测的远侧基于壳体的电极22配对的返回阳极。

如此图示中所示，在一些起搏应用中，目标植入区域4沿心房心内膜18，通常在AV结15和希氏束5下面。镖电极组合件12可以至少部分地限定轴40的高度47或长度，以穿过目标植入区域4中的心房心内膜18，穿过中央纤维体16，并且进入到心室肌14中而不穿透心室心内膜表面17。当镖电极组合件12的高度47或长度被完全推进到目标植入区域4中时，尖端电极42可以置于心室肌14内，并且远侧基于壳体的电极22可以被定位成紧密接触或极为接近心房心内膜18。在各个示例中，镖电极组合件12可以具有尖端电极42与轴40的总组合高度47或长度，为约3mm到约8mm。轴40的直径可以小于约2mm，并且可以为约1mm或更小，或甚至约0.6mm或更小。

图9是患者心脏的二维(2D)心室图300(例如，自上而下的视图)，其示出了呈标准17段视图的左心室320和右心室322。图300限定或包括对应于人体心脏的不同区域的多个区326。如所展示的，将区326数字标记为1到17(例如，其对应于标准的17段人心脏模型，对应于人体心脏的左心室的17段)。图300的区326可以包括基底前区1、基底前间隔区2、基底下间隔区3、基底下区4、基底下侧区5、基底前侧区6、中前区7、中前间隔区8、中下间隔区9、中下区10、中下侧区11、中前侧区12、顶前区13、顶间隔区14、顶下区15、顶侧区16和顶点区17。还展示了右心室322的下间隔区和前间隔区，以及右束支(RBB)25和左束支(LBB)27。

在一些实施方案中，本公开的任何组织刺穿电极可以被植入在患者的心脏的左心室心肌的基底和/或间隔区域中。具体地，组织刺穿电极可以从右心房的科赫三角区域穿过右心房心内膜和中央纤维体植入。一旦被植入，组织刺穿电极就可以定位在目标植入区域4(图7至图8)中，诸如左心室心肌的基底和/或间隔区域。参考图300，基底区域包括基底前区1、基底前间隔区2、基底下间隔区3、基底下区4、中前区7、中前间隔区8、中下间隔区9和中下区10中的一者或多者。参考图300，间隔区域包括基底前间隔区2、基底前间隔区3、中前间隔区8、中下间隔区9和顶间隔区14中的一者或多者。

在一些实施方案中，组织刺穿电极在植入时可以定位在左心室心肌的基底间隔区域中，并且可以被配置为将起搏疗法递送到左心室心肌以及心脏传导系统的一个或多个区，包括但不限于左束支和右束支的区。基底间隔区域可以包括基底前间隔区2、基底下间隔区3、中前间隔区8和中下间隔区9中的一者或多者。

在一些实施方案中，当植入时，组织刺穿电极可以定位于左心室心肌的高下/后基底隔区域中。左心室心肌的高下/后基底间隔区域可以包括基底下间隔区3和中下间隔区9中的一者或多者(例如，仅基底下间隔区、仅中下间隔区或基底下间隔区和中下间隔区两者)的一部分。例如，高下/后基底间隔区域可以包括总体上图示为虚线边界的区域324。如图所示，虚线边界表示高下/后基底间隔区域大约所在的位置，取决于特定应用，其形状或大小可能略有不同。

图10中描绘了根据一个示例的可以被围封在装置10的壳体30内或本文所述的任何其他医疗装置的壳体内以提供感测心脏信号、确定捕获和/或递送起搏疗法的功能的电路的框图。如图7所示的单独的医疗装置50可以包含可以以类似方式进行配置的一些或所有相同部件。围封在壳体30内的电子电路可以包括软件、固件和硬件，该软件、固件和硬件协作地监测心房和心室的心电信号，确定是否发生了心脏系统捕获，确定何时需要心脏疗法和/或根据编程的疗法模式和脉冲控制参数向患者的心脏递送电脉冲。电子电路可以包括控制电路80(例如，包括处理电路)、存储器82、疗法递送电路84、感测电路86和/或遥测电路88。在一些示例中、装置10包括用于产生与患者的一种或多种生理功能、状态或病状相关的信号的一个或多个传感器90。例如，一个或多个传感器90可以包括患者活动传感器，以用于确定对起搏疗法的需要和/或控制起搏速率。换句话说，装置10可以包括用于感测来自患者的信号的其他传感器90，以用于确定是否递送和/或控制由疗法递送电路84递送的电刺激疗法。

电源98可以按需对包括部件80、82、84、86、88、90中的每一者的装置10的电路提供电力。电源98可以包括一个或多个储能装置，诸如一个或多个可再充电或不可再充电电池。可以从向所属领域的一般技术人员展示的总框图中理解电源98与部件80、82、84、86、88、90中的每一者之间的连接(未示出)。例如，电源98可以耦接到包括在疗法递送电路84中的一个或多个充电电路，以便提供用以对包括在疗法递送电路84中的保持电容器进行充电的电力，该保持电容器在控制电路80的控制下在适当时候进行放电，以例如根据双腔起搏模式(诸如DDI(R))来递送起搏脉冲。电源98还可以耦接到感测电路86的部件(诸如感测放大器、模数转换器、开关电路等)、传感器90、遥测电路88和存储器82，以向各种电路提供电力。

图10中所示的功能框表示装置10中包括的功能，并且可以包括实施模拟和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件，该模拟和/或数字电路能够产生归因于本文所述的医疗装置10的功能。各种部件可以包括执行一个或多个软件或固件程序的处理电路(诸如专用集成电路(ASIC)、电子电路、处理器(共享、专用或组)和存储器)、组合逻辑电路、状态机或其他提供所述的功能的合适的部件或部件的组合。将主要由医疗装置中采用的特定系统架构以及由医疗装置采用的特定检测和疗法递送方法来确定用于实施本文所公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性或电非暂态计算机可读存储介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器或任何其他存储器装置。此外，存储器82可以包括存储指令的非暂态计算机可读介质，该指令在由一个或多个处理电路执行时，使控制电路80和/或其他处理电路确定左后束支接合和/或执行单腔、双腔或三腔校准的起搏疗法(例如，单腔或多腔起搏)或归因于装置10的其他心脏疗法功能(例如，感测或递送疗法)。存储指令的非暂态计算机可读介质可以包括上文所列举的介质中的任一种介质。

控制电路80可以例如通过数据总线与疗法递送电路84和感测电路86进行通信，以感测心脏电信号并且响应于感测到的心脏事件(例如，P波和R波，或者其不存在)而控制心脏电刺激疗法的递送。尖端电极42、远侧基于壳体的电极22和近侧基于壳体的电极24可以电耦接到疗法递送电路84以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏，并且电耦接到感测电路86以用于感测心脏电信号。

感测电路86可以包括心房(A)感测通道87和心室(V)感测通道89。远侧基于壳体的电极22和近侧基于壳体的电极24可以耦接到心房感测通道87以感测心房信号，例如伴随心房肌去极化的P波。在包括两个或更多个可选择远侧基于壳体的电极的示例中，感测电路86可以包括用于将可用的远侧基于壳体的电极中的一个或多个可用的远侧基于壳体的电极选择性地耦接到包括在心房感测通道87中的心脏事件检测电路的开关电路。开关电路可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测电路86的部件选择性地耦接到选定电极的任何其他类型的开关装置。尖端电极42和近侧基于壳体的电极24可以耦接到心室感测通道89以感测心室信号，例如伴随心室肌去极化的R波。

心房感测通道87和心室感测通道89中的每一者可以包括心脏事件检测电路，以用于从由相应感测通道接收的心脏电信号中分别检测P波和R波。包括在通道87和89中的每一者中的心脏事件检测电路可以被配置为对从选定电极接收的心脏电信号进行放大、滤波、数字化和整流，以改善用于检测心脏电事件的信号质量。每个通道87和89内的心脏事件检测电路可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(ADC)、定时器或其他模拟或数字部件。可以例如基于由控制电路80确定的存储在存储器82中和/或由控制电路80和/或感测电路86的硬件、固件和/或软件控制的定时间期和感测阈值，在控制电路80的控制下由每个相应感测通道87和89自动调整心脏事件感测阈值，例如P波感测阈值和R波感测阈值。

在基于感测阈值跨越检测心脏电事件时，感测电路86可以产生传递到控制电路80的感测到的事件信号。例如，心房感测通道87可以响应于P波感测阈值交叉而产生P波感测的事件信号。心室感测通道89可以响应于R波感测阈值交叉而产生R波感测的事件信号。控制电路80可以使用感测到的事件信号来设置对用于调度心脏起搏脉冲的基本时间间期进行控制的起搏逃逸间期定时器。感测到的事件信号可以触发或抑制起搏脉冲，这取决于特定编程的起搏模式。例如，从心房感测通道87接收到的P波感测的事件信号可以使控制电路80以编程的房室(A-V)起搏间期来抑制经调度的心房起搏脉冲并且调度心室起搏脉冲。如果在A-V起搏间期到期之前感测到R波，则可以抑制心室起搏脉冲。如果A-V起搏间期在控制电路80从心室感测通道89接收到R波感测的事件信号之前截止，则控制电路80可以使用疗法递送电路84递送与感测到的P波同步的经调度心室起搏脉冲。

在一些示例中，装置10可以被配置为递送多种起搏疗法，包括心动过缓起搏、心脏再同步疗法、电击后起搏和/或心动过速相关疗法(诸如ATP)等。例如，装置10可以被配置为检测非窦性心动过速并且递送ATP。控制电路80可以确定心脏事件时间间期，例如，从心房感测通道87接收的连续的P波感测的事件信号之间的P-P间期、从心室感测通道89接收的连续的R波感测的事件信号之间的R-R间期，以及在P波感测的事件信号与R波感测的事件信号之间接收的P-R和/或R-P间期。可以将这些间期与心动过速检测间期进行比较，以检测非窦性心动过速。可以基于被检测到的心动过速检测间期的阈值数量来在给定心脏腔室中检测心动过速。

疗法递送电路84可以包括心房起搏电路83和心室起搏电路85。每个起搏电路83、85可以包括充电电路、一个或多个电荷存储装置(诸如一个或多个低电压保持电容器)、输出电容器和/或开关电路，该开关电路控制保持电容器何时跨输出电容器充电和放电以将起搏脉冲递送到耦接到相应起搏电路83、85的起搏电极向量。尖端电极42和近侧基于壳体的电极24可以作为双极阴极和阳极对耦接到心室起搏电路85，以例如在由控制电路80设置的用于提供心房同步的心室起搏和基本的较低的心室起搏速率的A-V或V-V起搏间期到期时递送心室起搏脉冲。

心房起搏电路83可以耦接到远侧基于壳体的电极22和近侧基于壳体的电极24以递送心房起搏脉冲。控制电路80可以根据编程的较低起搏速率或根据速率响应性传感器指示的起搏速率进行设置的暂时较低速率来设置一个或多个心房起搏间期。如果在从心房感测通道87接收到P波感测的事件信号之前心房起搏间期截止，则可以控制心房起搏电路以递送心房起搏脉冲。控制电路80响应于递送的心房起搏脉冲而开始A-V起搏间期，以提供同步的多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)。

可以由疗法递送电路84根据从控制电路80接收到的控制信号来将心房或心室起搏电路83、85的保持电容器充电到编程的起搏电压幅度并且针对编程的起搏脉冲宽度使电容器放电。例如，控制电路80中包括的起搏定时电路可以包括可编程数字计数器，该可编程数字计数器由控制电路80的微处理器设置以用于控制与各种单腔或多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)模式或抗心动过速起搏序列相关的基本起搏时间间期。控制电路80的微处理器还可以设置可以基于存储在存储器82中的编程值的心脏起搏脉冲的幅度、脉冲宽度、极性或其他特性。

可以通过遥测电路88将由控制电路80所利用的用于感测心脏事件并控制起搏疗法递送的控制参数编程到存储器82中，该遥测电路也可以被描述为通信接口。遥测电路88包括用于使用射频通信或其他通信协议与外部装置(诸如编程器或家用监测器)进行通信的收发器和天线。控制电路80可以使用遥测电路88从外部装置接收下行链路遥测并且将上行链路遥测发送到外部装置。在一些情况下，遥测电路88可以用于向植入患者中的另一个医疗装置传输并从该医疗装置接收通信信号。

本公开中描述的技术，包括归属于IMD 10、装置50、计算设备140和计算装置160和/或各种组成部件的技术，可以至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任何组合来实施。例如，该技术的各个方面可以在体现为编程器(诸如医师或患者编程器)、刺激器、图像处理装置或其他装置的一个或多个处理器内实施，该一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效的集成或离散逻辑电路以及此类部件的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”总体可以指代单独前述逻辑电路或前述逻辑电路与其他逻辑电路的组合，或任何其他等效的电路中的任何电路。

此类硬件、软件和/或固件可以在同一装置内或在单独的装置内实施，以支持本公开中描述的各种操作和功能。另外，任何所描述的单元、模块或部件可以一起或以离散但可互操作的逻辑装置的形式单独实施。将不同特征描述为模块或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以由单独的硬件或软件部件执行，或者集成在共同或单独的硬件或软件部件中。

当以软件中实施时，归因于本公开中所描述的系统、装置和技术的功能可以体现为诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪速存储器、磁数据存储介质、光学数据存储介质等计算机可读介质上的指令。该指令可以由处理电路和/或一个或多个处理器执行，以支持本公开中描述的功能的一个或多个方面。

出于所有目的，本文所引用的所有参考文献和出版物均通过引用全文明确地并入本文，除非并入的任何方面与本公开直接矛盾。

除非另有说明，否则本文中使用的所有科学和技术术语具有本领域中通常使用的含义。本文提供的定义旨在促进对于本文经常使用的某些术语的理解，并且并不意在限制本公开的范围。

除非另外指明，否则在说明书和权利要求书中使用的表示特征尺寸、量和物理性质的所有数值可以被理解为由术语“精确地”或“约”修饰。因此，除非有相反指示，否则在前述说明书和所附权利要求书中阐述的数值参数是近似值，其可以根据本领域技术人员利用本文所公开的教导内容寻求获得的所需性质或例如在实验误差的典型范围内变化。

通过端点叙述数值范围包括所述范围内的所有数值(例如，1到5包含1、1.5、2、2.75、3、3.80、4和5)和所述范围内的任何范围。在本文中，术语“至多”或“不大于”某数值(例如，至多50)包括该数值(例如，50)，并且术语“不少于”某数值(例如，不少于5)包括该数值(例如，5)。

术语“耦接”或“连接”是指元件彼此直接附接(彼此直接接触)或间接附接(具有在两个元件之间的并附接这两个元件的一个或多个元件)。这两个术语都可以通过“操作性地”和“能够操作地”进行修改，它们可以互换使用，以描述耦接或连接配置成允许部件交互以执行至少某些功能(例如，可以将第一医疗装置操作性地耦接到另一个医疗装置从而以数据形式传输信息或从中接收数据)。

与方向有关的术语，例如“顶部”、“底部”、“侧”和“端部”，用于描述部件的相对定位，并不意味着限制所考虑的实施方案的取向。例如，被描述为具有“顶部”和“底部”的实施方案也包括其沿各种方向旋转的实施方案，除非内容清楚地另外指出。

对“一个实施方案”、“实施方案”、“某些实施方案”或“一些实施方案”等的引用意味着结合该实施方案描述的特定特征、配置、组成或特性被包括在本公开的至少一个实施方案中。因此，全篇各地方中此类短于的出现不一定是指本公开的相同实施方案。此外，特定特征、配置、组成或特性可在一个或多个实施方案中以任何适当的方式被组合。

如本说明书和所附权利要求书中所使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”涵盖具有多个指示物的实施方案，除非内容另有明确规定。如本说明书和所附权利要求书中所使用的，术语“或”通常以其含义使用，包含“和/或”，除非文中另外明确指明。

如本文所用，“具有”、“包括”、“包含”等是以其开放式意义使用的，并且通常意指“包括但不限于”。应当理解，“基本上由……组成”、“由……组成”等被归纳在“包含”等中。

术语“和/或”意指一个或所有列出的要素或所列要素中的至少两个要素的组合。伴随着列表的短语“……中的至少一个”、“包括……中的至少一个”以及“……中的一个或多个”是指列表中的项目中的任何一个项目以及列表中两个或更多个项目的任何组合。

例示性实施方案

实施方案1：一种系统，该系统包括：

计算设备，该计算设备包括处理电路并且被配置为：

获得在患者心脏的固有激活期间从患者的组织测量的外部电活动，

基于所获得的电活动来生成电异质性信息(EHI)，其中该EHI包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量，以及

至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者。

实施方案2：一种方法，该方法包括：

获得在患者心脏的固有激活期间从患者的组织测量的外部电活动；

基于所获得的电活动来生成电异质性信息(EHI)，其中该EHI包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量；以及

至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导方法起搏疗法将有益于患者。

实施方案3：根据实施方案1所述的系统或根据实施方案2所述的方法，其中该一个或多个心脏电激活时间离散度度量包括所获得的外部电活动的激活时间标准偏差(SDAT)。

实施方案4：根据实施方案3所述的系统或方法，其中至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者包括：如果SDAT大于或等于SDAT阈值，则确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者。

实施方案5：根据实施方案4所述的系统或方法，其中该SDAT阈值大于或等于40毫秒。

实施方案6：根据实施方案1至5中任一项所述的系统或方法，其中该一个或多个心脏电激活时间离散度度量包括来自患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的左侧离散度度量。

实施方案7：根据实施方案6所述的系统或方法，其中该左侧离散度度量包括来自患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的激活时间左侧标准偏差(LVED)。

实施方案8：根据实施方案6至7中任一项所述的系统或方法，其中至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者包括：如果左侧离散度度量大于或等于左侧离散度阈值，则确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者。

实施方案9：根据实施方案8所述的系统或方法，其中该左侧离散度阈值大于或等于30毫秒。

实施方案10：根据实施方案1至9中任一项所述的系统或方法，其中该计算设备被进一步配置为执行或者该方法还包括至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心肌起搏疗法将有益于患者。

实施方案11：根据实施方案1至10中任一项所述的系统或方法，其中该系统还包括显示设备，该显示设备包括图形用户界面，其中该计算设备能够操作地耦接到显示设备，其中该计算设备被进一步配置为执行或者该方法还包括在图形用户界面上显示以下中的一者或多者：确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者的指示和一个或多个心脏电激活时间离散度度量。

实施方案12：根据实施方案1至10中任一项所述的系统或方法，其中该系统还包括或者该方法还包括提供电极设备，该电极设备包括多个外部电极，该多个外部电极位于患者的躯干的皮肤近侧以测量外部电活动。

实施方案13：一种系统，该系统包括：

计算设备，该计算设备包括处理电路并且被配置为：

基于表示在固有激活期间患者心脏的多个区域的去极化的多个替代心脏电激活时间来生成一个或多个心脏电激活时间离散度度量，以及

至少基于一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于患者。

本公开是参考说明性实施方案提供的，并不意味着被解释为限制性的。如先前所描述的，本领域技术人员将认识到，其他各种说明性应用可以使用如本文所描述的技术来利用本文所描述的设备和方法的有益特性。说明性实施方案的各种修改以及本公开的另外的实施方案在本说明书将变得显而易见。

Claims (15)

1.一种系统，所述系统包括：

计算设备，所述计算设备包括处理电路并且被配置为：

获得在患者心脏的固有激活期间从所述患者的组织测量的外部电活动，

基于所获得的电活动来生成电异质性信息(EHI)，其中所述EHI包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量，以及

至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于所述患者。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量包括所获得的外部电活动的激活时间标准偏差(SDAT)，并且其中至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于所述患者包括：如果所述SDAT大于或等于SDAT阈值，则确定心脏传导系统起搏疗法将有益于所述患者。

3.根据权利要求2所述的系统，其中所述SDAT阈值大于或等于40毫秒。

4.根据权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量包括来自所述患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的左侧离散度度量。

5.根据权利要求4所述的系统，其中所述左侧离散度度量包括来自所述患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的激活时间左侧标准偏差(LVED)。

6.根据权利要求5所述的系统，其中至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导系统起搏疗法将有益于所述患者包括：如果所述左侧离散度度量大于或等于左侧离散度阈值，则确定心脏传导系统起搏疗法将有益于所述患者。

7.根据权利要求6所述的系统，其中所述左侧离散度阈值大于或等于30毫秒。

8.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述计算设备被进一步配置为至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定常规心肌起搏疗法将有益于所述患者。

9.根据前述权利要求中任一项所述的系统，所述系统还包括显示设备，所述显示设备包括图形用户界面，其中所述计算设备能够操作地耦接到所述显示设备并且被进一步配置为在所述图形用户界面上显示以下中的一者或多者：确定所述心脏传导系统起搏疗法将有益于所述患者的指示和所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量。

10.根据前述权利要求中任一项所述的系统，所述系统还包括电极设备，所述电极设备包括多个外部电极，所述多个外部电极位于所述患者的所述躯干的皮肤近侧以测量所述外部电活动。

11.一种方法，所述方法包括：

获得在患者心脏的固有激活期间从所述患者的组织测量的外部电活动；

基于所获得的电活动来生成电异质性信息(EHI)，其中所述EHI包括一个或多个心脏电激活时间离散度度量；以及

至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导方法起搏疗法将有益于所述患者。

12.根据权利要求11所述的方法，其中所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量包括所获得的外部电活动的激活时间标准偏差(SDAT)，并且其中至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导方法起搏疗法将有益于所述患者包括：如果所述SDAT大于或等于SDAT阈值，则确定心脏传导方法起搏疗法将有益于所述患者。

13.根据权利要求11所述的方法，其中所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量包括来自所述患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的左侧离散度度量，并且其中所述左侧离散度度量包括来自所述患者躯干的左侧的所获得的外部电活动的激活时间左侧标准偏差(LVED)。

14.根据权利要求13所述的方法，其中至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定心脏传导方法起搏疗法将有益于所述患者包括：如果所述左侧离散度度量大于或等于左侧离散度阈值，则确定心脏传导方法起搏疗法将有益于所述患者。

15.根据权利要求11至14中任一项所述的方法，所述方法还包括至少基于所述一个或多个心脏电激活时间离散度度量来确定常规心肌起搏疗法将有益于所述患者。