心脏信号的干扰检测和去除的制作方法

心脏信号的干扰检测和去除
1.本文的公开涉及用于使用多个外部电极检测和去除心脏信号中的干扰的系统和方法。
2.植入式医疗装置(imd)，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终止如心动过速或纤颤等快速性心律失常。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(或不存在)检测心律失常，并且如果基于固有去极化检测到心律失常，则控制向心脏递送电刺激。
3.imd还可以提供心脏再同步疗法(crt)，这是一种起搏形式。crt涉及向左心室或左右心室两者递送起搏。可以选择向心室递送起搏脉冲的时间和位置以改进心室收缩的协调性和效率。
4.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它设备。在一些情况下，设备的这些其它设备辅助医师或其它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，设备向医师提供关于心脏的电活动和心内引线位置的信息。设备可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，设备可包括用于经由患者表面或皮肤上的电极获得心电图(ecg)的设备。更具体地，患者可以具有围绕患者躯干的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。评估过程可包括检测其中没有向心脏组织递送电刺激的基线节律以及在向心脏组织递送电刺激之后的另一个节律。
5.被放置在患者的身体表面上的ecg电极可以用于各种治疗目的(例如，心脏再同步治疗)，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。举例来说，电异质性信息可来自从身体表面上的多个电极计算的电激活时间。
6.另外，来自身体表面上的多个电极的信号可用于确定一系列多个心跳的一个或多个特定ecg特征，如qrs起始、峰值、qrs偏移等。这类ecg特征本身可用于评估心脏健康和/或治疗，或可用于推算或计算激活时间。然而，在一种或多种情况下，激活时间所基于或从其计算的信号可含有各种干扰，这些干扰可例如导致激活时间的错误检测。这些干扰的检测和/或去除可导致更准确地确定激活时间。


技术实现要素：

7.本文描述的示例性系统和方法可被配置成帮助用户(例如，医师)配置心脏治疗(例如，在植入心脏治疗设备期间和/或之后对患者执行的心脏治疗)。系统和方法可以被描述为是无创的。举例来说，系统和方法可能不需要植入式装置，如引线、探针、传感器、导管等评估和配置心脏治疗。相反，所述系统和方法可以使用无创地使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进行的电测量结果。
8.用于心脏评估的一个示例性系统可包括电极装置，所述电极设备包含多个要安置在患者皮肤近侧的外部电极。一种计算设备包含处理电路系统。计算设备可操作地联接到电极设备。计算设备被配置成使用多个外部电极来监测来自患者组织的电活动以产生多个
电信号。过滤多个电信号中的至少一个电信号。使用至少一个经过滤的信号来检测至少一个电信号中的至少一个干扰。基于至少一个经过滤的信号超过预定阈值的时间来确定至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置。
9.用于心脏评估的一个示例性系统可包括电极装置，所述电极设备包含多个要安置在患者皮肤近侧的外部电极。一种计算设备包含处理电路系统。计算设备可操作地联接到电极设备。计算设备被配置成使用多个外部电极来监测来自患者组织的电活动以产生多个电信号。在多个电信号中的至少一个中检测到至少一个干扰。确定至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置。基于至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置去除至少一个干扰。
10.用于心脏评估的示例性方法包括使用多个外部电极监测来自患者组织的电活动以产生多个电信号。过滤多个电信号中的至少一个电信号。使用至少一个经过滤的信号来检测至少一个电信号中的至少一个干扰。基于至少一个经过滤的信号超过预定阈值的时间来确定至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置。
11.在一个或多个实施例中，说明性系统和方法可被描述为利用以采样信号开始的过滤算法。接下来，可使用采样频率来确定用于已知脉冲宽度或脉冲宽度范围的起搏尖峰的二阶导数(或更高阶)的适当阈值。可对信号进行处理或“穿过”二阶导数过滤器，并且可检查所得信号的阈值超过。如果识别出阈值超过，那么记录超过的时间位置。然后可在记录的时间位置检查原始信号(或通常经过滤的ecg信号)。起搏尖峰可经由穿过窗口的平滑从原始信号中去除(例如，对于脉冲宽度进行固定和调整，或基于基线偏离和返回自动推算)，所述窗口稍早于时间位置开始并延伸超出时间位置足以去除起搏尖峰。
12.以上概述不旨在描述本公开的每个实施例或每种实施方案。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
13.图1为包括电极设备、显示设备和计算设备的说示例性系统的图。
14.图2-3为用于测量躯干表面电势的示例性外部电极设备的图。
15.图4为用于检测和去除干扰的示例性方法的框图。
16.图5为图4的示例性方法的过程的详细框图。
17.图6a和6b示出多个采样电信号的实例。
18.图7说明经过滤的电信号的实例。
19.图8a说明在去除窗口内的一些信号中的干扰之后的实例信号。
20.图8b示出具有附加过滤的图8a的信号。
21.图9a说明其中由于干扰检测到错误激活时间的实例。
22.图9b示出图9a所示的相同信号，其中去除干扰。
23.图10是包括说明性植入式医疗装置(imd)的说明性系统的图。
24.图11a为图10的说明性imd的图。
25.图11b为安置在图11a的左心室中的电引线的远侧末端的放大视图的图。
26.图12a为例如图10-11的系统的说明性imd的框图。
27.图12b为说明性imd(例如，植入式脉冲发生器)电路系统以及在图10-11的系统中
采用的相关联的引线的另一框图。
具体实施方式
28.在以下对说明性实施例的详细描述中，对形成详细描述的一部分的附图进行参考，并且在附图中通过说明的方式示出了可以实践的具体实施例。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，可以利用其它实施例，并且可以进行结构改变。
29.将参考图1-12描述说明性系统和方法。对本领域技术人员来说显而易见的是，一个实施例的元件或过程可以与其它实施例的元件或过程组合使用，并且使用本文所阐述的特征的组合的此类系统、方法和装置的可能实施例不限于图中所示和/或本文描述的特定实施例。进一步地，将认识到本文所描述的实施例可以包括许多不一定按比例示出的元件。仍进一步地，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它定时、一个或多个形状和/或大小或者元件类型。
30.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信号可以用于评估和配置心脏疗法，如例如由执行心脏再同步疗法(crt)的植入式医疗装置提供的心脏疗法。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，所述心脏电激活时间可以用于生成可以由用户(例如，医师)用于优化心脏疗法(例如，起搏疗法)(如crt)的一个或多个设置或参数的各种度量(例如，电异质性信息)。
31.各种说明性系统、方法和图形用户接口可以被配置成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辅助用户(例如，医师)评估心脏健康和/或心脏疗法的配置(例如，优化)。图1描绘了包括电极设备110、计算设备140和远程计算装置160的说明性系统100。
32.如图所示的电极设备110包括多个电极，所述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可操作地联接到计算设备140(例如，通过一个或有线电连接、无线地等)，以向计算设备140提供来自电极中的每个电极的电信号以供分析、评估等。说明性电极设备可以描述在于2014年3月27日提交的并且于2016年3月26日公开的题为“生物电传感器装置和方法(bioelectric sensor device and methods)”的美国专利第9,320,446号中。进一步地，将参考图2-3更详细地描述说明性电极设备110。
33.尽管在本文中未进行描述，但是说明性系统100可以进一步包括成像设备。成像设备可以是被配置成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，除了如造影溶液等无创工具之外，成像设备可以不使用可以位于患者体内的任何组件或部件来提供患者的图像。应当理解，本文所述的说明性系统、方法和接口可以进一步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。
34.例如，说明性系统和方法可以提供图像引导导航，所述图像引导导航可以用于在患者体内导航包括电极、无引线电极、无线电极、导管等引线，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，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ghosh的于2014年12月18日公开的美国专利申请公开第2014/0371832号、ghosh等人的于2014年12月18日公开的美国专利申请公开第2014/0371833号、ghosh等人的于2014年10月30日公开的美国专利申请公开第2014/0323892号、ghosh等人的于2014年10月20日公开的美国专利申请公开第2014/0323882号中。
35.说明性成像设备可以被配置成捕获x射线图像和/或任何其它替代性成像模态。例如，成像设备可以被配置成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成捕获多个连续图像(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数据或运动图片数据。采用超声的示例性系统可见于stadler等人的题为《心脏再同步疗法的无创性评估(noninvasive assessment of cardiac resynchronization therapy)》的美国专利申请公开第2017/0303840号。此外，也可获得并且以二维、三维或四维显示图像。在更高级的形式中，还可以通过并入来自图或来自通过mri、ct或回声心动描计术模态捕获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其他区域的四维表面渲染。来自混合模态的图像数据集，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)还可以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它区域内的目标位置的功能图像数据。
36.可以与本文所述的说明性系统和方法结合使用的系统和/或成像设备描述于evron等人的于2005年1月13日公开的美国专利申请公开第2005/0008210号、zarkh等人的于2006年4月6日公开的美国专利申请公开第2006/0074285号、zarkh等人的于2014年5月20日发布的美国专利第8,731,642号、brada等人的于2014年10月14日发布的美国专利第8,861,830号、evron等人的于2005年12月27日发布的美国专利第6,980,675号、okerlund等人的于2007年10月23日发布的美国专利第7,286,866号、reddy等人的于2011年12月11日发布的美国专利第7,308,297号、burrell等人的于2011年12月11日发布的美国专利第7,308,299号、evron等人的于2008年1月22日发布的美国专利第7,321,677号、okerlund等人的于2008年3月18日发布的美国专利第7,346,381号、burrell等人的于2008年11月18日发布的美国专利第7,454,248号、vass等人的于2009年3月3日发布的美国专利第7,499,743号、okerlund等人的于2009年7月21日发布的美国专利第7,565,190号、zarkh等人的于2009年9月8日发布的美国专利第7,587,074号、hunter等人的于2009年10月6日发布的美国专利第7,599,730号、vass等人的于2009年11月3日发布的美国专利第7,613,500号、zarkh等人的于2010年6月22日发布的美国专利第7,742,629号、okerlund等人的于2010年6月29日发布的美国专利第7,747,047号、evron等人的于2010年8月17日发布的美国专利第7,778,685号、vass等人的于2010年8月17日发布的美国专利第7,778,686号、okerlund等人的于2010年10月12日发布的美国专利第7,813,785号、vass等人的于2011年8月9日发布的美国专利第7,996,063号、hunter等人的于2011年11月15日发布的美国专利第8,060,185号以及verard等人的于2013年3月19日发布的美国专利第8,401,616号中。
37.计算设备140和远程计算装置160可以各自分别包括显示设备130、170，所述显示
设备可以被配置成显示和分析数据，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。例如，可以针对一个或多个度量对由电极设备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进行分析和评估，所述一个或多个度量包括激活时间和电异质性信息，所述电异质性信息可以与涉及心脏疗法的一个或多个参数的治疗性质相关，如例如起搏参数、引线位置等。更具体地，例如，可以针对一个或多个度量对单个心动周期的qrs波群进行评估，如例如qrs起始、qrs偏移、qrs峰值、电异质性信息(ehi)、称为最早激活时间的电激活时间、电激活时间的左心室或胸部标准偏差(lved)、激活时间的标准偏差(sdat)、参考最早激活时间的平均左心室或胸部替代电激活时间(lvat)、qrs持续时间(例如，qrs起始到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值、相对或绝对qrs形态、激活时间的较高百分位与较低百分位之间的差值(较高百分位可以为90％、80％、75％、70％等，并且较低百分位可以为10％、15％、20％、25％和30％等)、中心趋势(例如，中值或众数)、离差(例如，平均偏差、标准偏差、方差、四分位数间偏差、范围)的其它统计量度等。进一步地，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所选区域(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。
38.在至少一个实施例中，计算设备140和远程计算装置160中的一者或两者可以是服务器、个人计算机、平板电脑、移动设备和蜂窝电话。计算设备140可以被配置成从输入设备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可以被配置成从输入设备162(例如，触摸屏)接收输入并将输出传输到显示设备170。计算设备140和远程计算装置160中的一者或两者可以包括可以允许访问处理程序或例程和/或一种或多种其它类型的数据的数据存储，例如用于分析由电极设备110捕获的多个电信号，用于确定qrs起始、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，用于驱动图形用户界面，该图形用户界面被配置成无创地帮助用户配置一个或多个起搏参数或设置，诸如，例如起搏频率、心室起搏频率、a-v间期、v-v间期、起搏脉冲宽度、起搏矢量、多点起搏矢量(例如左心室矢量四引线)、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。
39.计算设备140可以操作性地联接到输入设备142和显示设备130以例如向输入设备142和显示设备130中的每个设备传输数据并从所述设备传输数据，并且远程计算装置160可以操作性地联接到输入设备162和显示设备170以例如向输入设备162和显示设备170中的每个设备传输数据并从所述设备传输数据。例如，计算设备140和远程计算装置160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、基于互联网的连接等来电联接到输入设备142、162和显示设备130、170。如本文进一步描述的，用户可以向输入设备142、162提供输入，以便查看和/或选择与由心脏疗法设备，如例如植入式医疗装置递送的心脏疗法相关的一条或多条配置信息。
40.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可以包括能够向计算设备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可包括能够向用户显示信息的任何设备，如图形用户接口132、172，包括电极状态信息、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、各种心脏疗法方案选择区域、各种心脏疗法方案排名、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、患者的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、患者的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。
41.由计算设备140和远程计算装置160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，各种过滤算法、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/或过程的任何其它处理的程序或例程。由计算设备140和远程计算装置160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)、图形用户接口、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它数据。
42.在一个或多个实施例中，说明性系统、方法和接口可以使用在可编程计算机(例如，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)上执行的一个或多个计算机程序来实施。本文所描述的程序代码和/或逻辑可以应用于输入数据以执行本文所描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本文所描述或将以已知方式应用的一个或多个其它装置和/或方法。
43.可以使用任何可编程语言来提供用于实施本文所描述的系统、方法和/或界面的一个或多个程序，例如适合与计算机系统通信的高级程序和/或面向对象的编程语言。例如，任何此类程序可以存储在可通过在计算机系统(例如，包括处理设备)上运行的用于在合适的设备读取时配置和操作计算机系统以执行本文描述的程序的通用或专用程序读取任何合适的装置上，例如，存储介质。换句话说，至少在一个实施例中，可以使用配置有计算机程序的计算机可读存储介质来实施说明性系统、方法和接口，其中如此配置的存储介质使计算机以具体且预定义的方式进行操作以执行本文所描述的功能。进一步地，在至少一个实施例中，可以将说明性系统、方法和/或接口描述为由在一个或多个非暂时性介质中编码的逻辑(例如，目标代码)来实施，所述逻辑包括用于执行的代码，并且在由处理器或处理电路系统执行时，可操作以执行如本文所描述的方法、过程和/或功能之类的操作。
44.计算设备140和远程计算装置160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、微型计算机、平板计算机等)。计算设备140和远程计算装置160的确切配置不是限制性的，并且可以使用基本上能够提供合适的计算能力和控制能力(例如，信号分析、数学函数如中值、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)的任何装置。如本文所描述的，数字文件可以是含有可以由本文中所描述的计算设备140和远程计算装置160可读取和/或可写入的数字位(例如，以二进制、三进制编码)的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、cd-rom、打孔卡、
磁性可记录磁带等)。而且，如本文所描述的，用户可读格式的文件可以是可在可由用户读取和/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。
45.鉴于上文，将显而易见的是，可以按照所属领域技术人员已知的任何方式来实施根据本公开的一个或多个实施例中描述的功能。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它软件/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。
46.说明性电极设备110可以被配置成测量患者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、条带113的集合或阵列和接口/放大器电路系统116。电极112可以附接或联接到条带113，并且条带113可以被配置成缠绕在患者14的躯干周围，使得电极112围绕患者的心脏。如进一步展示的，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、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置。
47.说明性电极设备110可以被进一步被配置成测量或监测来自患者14的至少一个或两个的声音。如图2所示，说明性电极设备110可以包括附接或联接到条带113的声学传感器120的集合或阵列。条带113可以被配置成缠绕在患者14的躯干周围，使得声学传感器120围绕患者的心脏。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、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置。
48.进一步地，电极112和声学传感器120可以通过有线连接118电连接到接口/放大器电路系统116。接口/放大器电路系统116可以被配置成放大来自电极112和声学传感器120的信号并将信号提供给计算设备140和远程计算装置160中的一个或两个。其它说明性系统可以使用无线连接(例如，作为数据通道)来将由电极112和声学传感器120感测到的信号传输到接口/放大器电路系统116，并且进而传输到计算设备140和远程计算装置160中的一个或两个。在一个或多个实施例中，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/放大器电路系统116电联接到计算设备140。
49.尽管在图2的实例中，电极设备110包括条带113，但是在其它实例中，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。在一些实例中，条带113可以包括松紧带、胶带条或布。进一步地，在一些实例中，条带113可以是一件衣服(例如，t恤)的一部分或与其整合。在其它实例中，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，在其它实例中，电极112(例如，布置成阵列)和声学传感器120(例如，也以阵列布置)中的一个或两个可以是贴片、背心和/或将电极112和声学传感器120固定到患者14的躯干的其它方式的一部分或位于其内。仍进一步地，在其它实例中，电极112和声学传感器120中的一个或两个可以是材料的两个部分或两个贴片的一部分或位于其内。这两个贴片中的一个可以位于患者14的躯干的前侧上(以便例如监测表示患者的心脏的前侧的电信号、测量表示患者的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的心脏的后侧的电信号、测量表示患者的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，在其它实例中，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的后侧的顶排和底排。又仍进一步地，在其它实例中，电极112和声学传感器120中的一个或两个可以布置成围绕腋窝区的曲线并且在右胸的电极/传感器密度可以低于其它剩余区域的密度。
50.电极112可以被配置成围绕患者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/放大器电路系统116也可以联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)。
51.在一些实例中，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50个并且声学传感器120可以有约12个到约50个。其它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。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，其中在右侧附近(包括患者的右侧的后部区域和前部区域)具有较少或没有电极和声学传感器。
52.计算设备140可以记录和分析由电极112感测的躯干表面电势信号和由声学传感器120感测的声音信号，所述信号被接口/放大器电路系统116放大/调节。计算设备140可以被配置成分析来自电极112的电信号以提供来自患者的心脏的心电图(ecg)信号、信息或数据，如本文将进一步描述的。计算设备140可以被配置成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(如左心室辅助装置)的声音信号、信息或数据。
53.另外，计算设备140和远程计算装置160可以被配置成提供图形用户接口132、172，所述图形用户接口描绘了与电极设备110相关的各种信息以及使用电极设备110收集或感测的数据。例如，图形用户接口132、172可以描绘包括使用电极设备110获得的qrs波群的ecg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它信息。说明性系统和方法可以无创地使用利用电极设备110收集的电信息和利用声学传感器120收集的声音信息来评估患者的心脏健康状况并且评估和配置向患者递送的心脏疗法。
54.进一步地，电极设备110可以进一步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，所述参考电极和/或驱动电极可以进一步由系统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 central terminal)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。
55.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，所述多个电极被配置成围绕患者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，所述多个声学传感器被配置成围绕患者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可以附接在所述背心上或者电极112和声学传感器120可以联接到所述背心。在至少一个实施例中，所述多个电极112或者所述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/放大器电路系统116，所述接口/放大器电路系统通过有线连接118电联接到电极112和声学传感器120中的每一个并且被配置成将信号从电极112和声学传感器120发射到计算设备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，包括例如患者14的躯干的后部位置、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置。
56.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可以被配置成维持电极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。在一些实例中，围绕患者14的躯干可以分布有约25到约256个电极112和约25到约256个声学传感器120，尽管其它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。
57.说明性系统和方法可以用于在患者的心脏健康的评估和/或当前(例如，通过递送起搏治疗的植入式医疗装置、通过lvad等)被递送至患者的心脏治疗的评估和配置中向用户提供无创协助。进一步地，应当理解，计算设备140和远程计算装置160可以以多种不同的方式操作性地彼此联接以便进行或执行本文所描述的功能。例如，在所描绘的实施例中，计算装置140可以可操作地无线联接到远程计算装置160，如其间发出的无线信号线所描绘的。另外，与无线连接相反，计算设备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可操作地联接。
58.根据本文描述的实施例，ecg带与crt系统一起使用以推算心动周期(或心跳)的sdat。根据各种实施例，ecg带用于推算crt起搏后心动周期的sdat。举例来说，ecg带可用于推算双心室和/或左心室起搏的心动周期的sdat。本文描述的实施例可用于非crt起搏。如果sdat不准确，那么ecg带的输出可能产生误导，并可能影响引线放置(例如引线未放置在最佳位置)和/或最佳装置编程。举例来说，如果sdat不准确，那么sdat可人为地降低，导致引线留在其当前位置，而不是重新定位以获得更好的响应。ecg带检测到的信号中的干扰可导致检测到错误的激活时间，从而导致sdat不准确。检测和/或去除干扰可降低sdat不准确的风险。
59.图4中描绘了用于检测电信号中的干扰的示例性方法400。如图所示，方法400包括监测410电活动以产生多个电信号。根据各种实施例，使用多个电极监测电活动。多个电极可为配置在带或背心中的外表面电极，类似于本文关于图1-3所描述的。每个电极可围绕患者的躯干定位或设置，以便从围绕患者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一个可对应于患者心脏的心脏组织的不同部分或区域的电激活。
60.过滤420多个电信号。根据本文所述的实施例，例如，使用更高阶过滤器，如二阶过滤器过滤电信号。在一些实施例中，过滤器可为二阶差异过滤器。根据各种实施方式，过滤器可为二阶导数过滤器。更具体地，可单独过滤多个电信号中的每一个，从而产生多个经过滤的信号。此外，在一些实施例中，多个电信号中的每一个可由相同的过滤器过滤。因此，可处理多个电信号以将使它们成为能够检测干扰的形式。
61.在经过滤的电信号中检测430至少一个干扰。举例来说，可通过确定经过滤的信号超过预定阈值来检测干扰。干扰可包括起搏尖峰和/肌肉产生的噪声中的一者或多者。其它
类型的干扰可包括由于运动、呼吸等引起的伪影。本文描述的检测方法可用于检测在希式(his)束起搏中使用的希氏电势或用于目标引线放置的左束电势，以捕获患有传导系统疾病，如左束支阻滞的患者的左束。
62.在一个或多个实施例中，基于至少一个经过滤的信号的振幅的绝对值超过预定振幅阈值的时间来确定440至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置。预定阈值可基于至少一个电信号的采样速率。在一些情况下，阈值可基于预定数量的电信号样本来确定。根据各种实施例，干扰的时间位置由预定阈值确定。预定阈值可基于电信号的振幅测量值。更具体地，可通过确定经过滤的信号达到预定振幅的时间来确定预定阈值。
63.根据一个或多个实施例，可从多个电信号中的至少一个中去除450检测到的干扰。可使用各种方法去除450干扰。举例来说，可通过使用所确定的干扰的时间位置平滑在窗口内的电信号来去除450干扰。可使用任何已知的平滑算法或技术来进行或执行平滑在窗口内的电信号。举例来说，可通过用线代替窗口内的一个或多个信号以在窗口内的起点和终点处连接信号，从而平滑在窗口内的电信号。在某些情况下，最佳拟合线可以代替窗口中的电信号和/或在干扰期间窗口被消隐，使得它不用于激活时间确定。
64.可在其中去除干扰的窗口可开始或具有开始时间，即在干扰的时间位置之前的预定时间段。同样，窗口可在干扰的时间位置之后的预定时间段结束或具有结束时间。换句话说，窗口可在至少一个干扰的时间位置之前预定时间段开始并且在时间位置之后延伸预定时间量。举例来说，在干扰的时间位置(用于确定窗口)之前的预定时间段可在约0.5毫秒毫秒(ms)至约2毫秒之间。在至少一个实施例中，在干扰的时间位置之前的预定时间段为约1ms。此外，例如，在干扰的时间位置(用于确定窗口)之后的预定时间段可在约5ms至约15ms之间。在至少一个实施例中，在干扰的时间位置之后的预定时间段为约10ms。
65.此外，在至少一个实施例中，窗口可为从预定起点开始的固定长度。举例来说，窗口长度可在约5ms至约15ms的范围内。在一些情况下，窗口长度为约10ms。窗口开始时间和结束时间可基于偏离阈值振幅的基线和返回到阈值振幅来确定。换句话说，窗口开始时间可基于第一阈值超过并且结束时间可基于在第一阈值超过之后发生的第二阈值超过。
66.在已去除至少一个干扰之后，电信号可用于确定多个激活时间。另外，可基于多个心脏激活时间来确定电异质性信息。
67.在一些实施例中，检测和/或去除多于一个的干扰。举例来说，可检测到第一干扰并且还可检测到在第一干扰之后发生的第二干扰。可通过平滑在窗口内的电信号去除第一干扰和/或第二干扰，所述窗口在第一干扰的时间位置之前的预定量大时间开始并且在第二干扰之后延伸预定量的时。虽然这里描述了两个干扰，但是应当理解，可从电信号中检测和/或去除更多的干扰。此外，在一些实施例中，可被单独去除第一和第二干扰中的每一个以及任何其它额外的干扰，每一个都在其自己的窗口内。
68.根据一个或多个实施例，在至少一个电信号中检测到干扰。在一些情况下，仅当在多个电信号中的预定数量的电信号中感测到检测到的干扰时才去除检测到的干扰。图5示出用于根据本文所描述的实施例基于在预定数量的电信号中检测到的干扰去除电信号中的干扰的过程500。使用多个电极感测多个电信号。检测到510至少一个干扰。确定在至少预定数量的感测的电信号中是否存在干扰。需要检测干扰的信号的预定数量可在约三至约十的范围内。在一些情况下，需要检测干扰的信号的预定数量为四。如果确定510在至少预定
数量的电信号中没有检测到干扰，那么不去除520干扰。如果确定510在至少预定数量的电信号中检测到干扰，那么从至少预定数量的电信号中去除530干扰。在一些情况下，如果确定510在至少预定数量的电信号中检测到干扰，那么从所有多个电信号中去除530干扰。在一些实施方式中，如果在预定数量的电信号中检测到干扰，那么从多于预定数量但少于所有电信号的信号中去除干扰。
69.根据各种实施方式，只有在从一组预定电极导出的预定数量的电信号中感测到干扰时，才可去除干扰。举例来说，只有在从电极子集中的四个电极导出的至少四个电信号中感测到干扰时，才可去除干扰。举例来说，电极子集可为约12个电极，其位于前部上的胸骨的顶行和左侧以及后部上的脊柱左侧。
70.图6a和6b示出根据本文所描述的实施例的多个采样电信号的实例。如图所示，电信号或电活动的一部分沿时间轴605绘制。如本文所述，可过滤采样的电信号并且激活时间可基于经过滤的信号确定。根据各种实施方式，可基于经过滤的信号的斜率来确定激活时间。图6b说明在图6a所示的信号的垂直方向上的特写视图。
71.在此实例中，感测到的信号包括响应于起搏的心脏活动610。第一干扰612和较小的第二干扰620出现在感测的心脏响应活动610之前。第一干扰612和/或第二干扰620具有可指示信号的激活时间的斜率。这可能导致激活时间的错误检测，从而导致数据不准确。更具体地，用于确定每个信号的激活时间的基准点可为每个信号内最大斜率的时间位置，并且干扰可导致或创建每个信号内的最大斜率，从而导致不准确的激活时间数据。
72.为了检测干扰，使用采样频率来确定已知脉冲宽度或脉冲宽度范围的干扰的二阶(或更高阶)差异的阈值。信号穿过二阶过滤器，并检查得到的经过滤的信号是否超过阈值。图7图说明在使用二阶过滤器进行过滤之后的采样信号的实例。振幅超过阈值720的信号710被检测为干扰。一旦识别出干扰710，就确定干扰的时间位置。举例来说，这可通过确定干扰超过阈值720的时间来完成。
73.如本文所述，从窗口内的至少一个信号中去除干扰。图8a说明在去除窗口825内的一些信号中的干扰之后的实例信号。这里可以观察到，已去除在窗口825内具有直线部分的信号上的干扰。图8b示出具有如本文所描述的附加过滤的图8a的信号。这里，可观察到已去除干扰。现在可基于这些经过滤的信号确定激活时间，而不受干扰的干扰。
74.如本文所述，在不从电信号中去除干扰的情况下，可检测到不准确的激活时间。图9a说明基于干扰925的位置检测到错误激活时间930的实例。检测和/或去除一个或多个干扰可用于减少错误激活时间检测的发生。举例来说，可使用控制器完成干扰的检测。在一些情况下，干扰的检测使用商业芯片进行。图9b示出图9a所示的相同信号，但是其中去除了干扰925。如可以观察到的，不再检测到错误激活时间930。基于图9a的电信号的电激活时间产生的sdat为46.0ms，并且基于图9b的电信号的电激活时间产生的sdat为28.5ms。因此，根据本公开的干扰去除可导致心脏电异质性，例如sdat的测量精度的可测量的改进。
75.说明性心脏治疗系统和装置可以在本文中参考图10-12进一步描述，图10-12可以利用本文关于图1-9描述的说明性系统、界面、方法和过程。
76.图10为说明说明性治疗系统10的概念图，所述治疗系统可以用于向患者14递送起搏治疗。患者14可以但不一定是人。疗法系统10可以包括可以联接到引线18、20、22的植入式医疗装置16(imd)。imd 16可以是例如植入式起搏器、心脏复律器和/或除颤器，其通过联
接到引线18、20、22中的一者或多者的电极向患者14的心脏12递送或提供电信号(例如，起搏等)和/或感测来自所述患者的所述心脏的电信号。
77.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10所示的实例中，右心室(rv)引线18延伸穿过一个或多个静脉(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延伸穿过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并且进入冠状窦30到达邻近心脏12的左心室32的自由壁的区域。右心房(ra)引线22延伸穿过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。
78.imd 16可以通过联接到引线18、20、22中的至少一个的电极来感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号等。在一些实例中，imd 16基于在心脏12内感测到的电信号向心脏12提供起搏疗法(例如，起搏脉冲)。imd 16可操作以调整与起搏疗法相关联的一个或多个参数，如a-v延迟和其它各种定时、脉冲宽度、振幅、电压、突发长度等。进一步地，imd 16可操作以使用各种电极配置来递送起搏疗法，所述电极配置可以是单极的、双极的、四极的或进一步多极的。例如，多极引线可以包括可以用于递送起搏疗法的若干电极。因此，多极引线系统可以提供或供应多个电向量以从其起搏。起搏向量可以包括至少一个阴极和至少一个阳极，所述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，所述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的外壳或罐上的至少一个电极。虽然作为起搏疗法的结果的心脏功能的改善可能主要取决于阴极，但如阻抗、起搏阈值电压、电流消耗、寿命等电参数可能更依赖于起搏向量，所述起搏向量包括阴极和阳极两者。imd 16还可以通过位于引线18、20、22中的至少一个上的电极来提供除颤疗法和/或心脏复律疗法。进一步地，imd 16可以检测心脏12的心律失常，诸如，心室28、32的纤颤，并且以电脉冲的形式对心脏12进行除颤疗法。在一些实例中，imd 16可以被编程成递送治疗进程，例如能量水平增加的脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。
79.图11a-11b为更详细地说明图13的治疗系统10的imd 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可以通过连接器块34电联接到疗法递送模块(例如，用于递送起搏疗法)、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的任何其它模块。在一些实例中，引线18、20、22的近侧末端可以包括电联接到imd 16的连接器块34内的相应的电触点的电触点。另外，在一些实例中，引线18、20、22可以借助于固定螺钉、连接销或另一合适的机械联接机件机械地联接到连接器块34。
80.引线18、20、22中的每一个包括细长绝缘引线体，所述细长绝缘引线体可以承载通过绝缘(例如，管状绝缘护套)彼此分离的多个导体(例如，同心线圈导体、直导体等)。在所展示的实例中，双极电极40、42位于引线18的远端附近。另外，双极电极44、45、46、47位于引线20的远端附近，并且双极电极48、50位于引线22的远端附近。
81.电极40、44、45、46、47、48可以采用环形电极的形式，并且电极42、50可以采用分别可缩回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中的相应一个可以电联接到其相关联的引线18、20、22的引线体内的导体(例如，线圈导体和/或直导体)中的相应导体，并且由此联接到引线18、20、22的近侧末端上的电触点中的相应一个。
82.另外，电极44、45、46和47的电极表面积可以为约5.3mm2到约5.8mm2。电极44、45、46和47也可以分别被称为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)可以以可变距离间隔开。例如，电极44可以与电极45相距例如约21毫米(mm)的距离，电极45和46可以彼此间隔开例如约1.3mm到约1.5mm的距离，并且电极46和47可以彼此间隔开例如20mm到约21mm的距离。
83.电极40、42、44、45、46、47、48、50可以进一步用于感测伴随心脏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)。电信号通过相应的引线18、20、22传导到imd 16。在一些实例中，imd 16还可以通过电极40、42、44、45、46、47、48、50递送起搏脉冲，以促使患者的心脏12的心脏组织的去极化。在一些实例中，如图11a所说明，imd 16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电极58，其可以与imd 16的壳体60(例如，气密密封壳体)的外表面一体形成或以其它方式联接到壳体60。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的任一个可以与壳体电极58组合用于单极感测或起搏。本领域的技术人员通常理解的是，也可以选择其它电极来定义起搏和感测向量或用于起搏和感测向量。进一步地，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个，在未用于进行起搏疗法时，可以用于在起搏疗法期间感测电活动。
84.如参考图11a进一步详细描述的，壳体60可以封装治疗递送模块，该治疗递送模块可以包括用于生成心脏起搏脉冲和除颤或复律电击的刺激发生器，以及用于监测患者心脏的电信号(例如，患者的心律)的传感模块。引线18、20、22还可以分别包括可以采用线圈形式的细长电极62、64、66。imd 16可以通过细长电极62、64、66和壳体电极58的任何组合向心脏12递送除颤电击。电极58、62、64、66还可以用于向心脏12递送心脏复律脉冲。进一步地，电极62、64、66可以由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于铂、铂合金和/或已知可用于植入式除颤电极中的其它材料。由于电极62、64、66通常不被配置成进行起搏疗法，因此电极62、64、66中的任一个可以用于感测电活动，并且可以与电极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可以用于在递送起搏疗法期间感测患者的心脏的电活动(例如，与壳体电极58或除颤电极到壳体电极向量组合)。
85.图10-12说明的说明性治疗系统10的配置只是一个实例。在其它实例中，替代或除了图10说明的经静脉引线18、20、22，治疗系统可以包括心外膜引线和/或贴片电极。此外，在其它实例中，治疗系统10可以在不具有经静脉引线(例如，无引线/无线起搏系统)或具有植入(例如，经静脉植入或使用方法)到心脏左腔中的引线(如图10所说明，除了或替代放置在心脏右腔中的经静脉引线)的情况下植入在心脏间隔区中/周围。进一步地，在一个或多个实施例中，不需要将imd 16植入患者14体内。例如，imd 16可以通过经皮引线向心脏12进行各种心脏疗法，所述经皮引线延伸穿过患者14的皮肤到达心脏12内或所述心脏外的多个位置。在一个或多个实施例中，系统10可以利用无线起搏(例如，通过超声、电感联接、rf等将能量传输到(一个或多个)心脏内起搏组件)和使用罩壳/壳体上和/或皮下引线上的电极感测心激活。
86.在向心脏12提供电刺激疗法的疗法系统的其它实例中，此类疗法系统可以包括联接到imd 16的任何合适数量的引线，并且所述引线中的每个引线可以延伸到心脏12内或附近的任何位置。例如，如图10-12所说明，治疗系统的其它实例可以包括定位的三个经静脉引线。仍进一步地，其它疗法系统可以包括从imd 16延伸到右心房26或右心室28中的单个引线或延伸到右心房26和右心室28中的相应一个中的两个引线。
87.图12a是imd 16的一种说明性配置的功能框图。如所示出的，imd 16可以包括控制
模块81、疗法递送模块84(例如，其可包括刺激发生器)、感测模块86以及电源90。
88.控制模块或设备81可以包括处理器80、存储器82，以及遥测模块，或设备88。存储器82可以包括计算机可读指令，所述计算机可读指令在，例如，由处理器80执行时促使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。进一步地，存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性、光学和/或电介质，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)、闪速存储器和/或任何其它数字介质。说明性捕获管理模块可以是在题为“lv阈值测量结果和捕获管理(lv threshold measurement and capture management)”并且于2010年3月23日发布的美国专利第7,684,863号中描述的左心室捕获管理(lvcm)模块。
89.控制模块81的处理器80可以包括以下中的任何一者或多者：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系统。在一些实例中，处理器80可以包括多个组件，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的任何组合，以及其它离散或集成逻辑电路系统。归属于本文的处理器80的功能可以体现为软件、固件、硬件或其任何组合。
90.控制模块81可以控制疗法递送模块84根据可以存储在存储器82中的所选择的一个或多个疗法程序向心脏12递送疗法(例如，如起搏等电刺激疗法)。更具体地，控制模块81(例如，处理器80)可以控制由治疗递送模块84递送的电刺激的各种参数，诸如，例如a-v延迟、v-v延迟、具有振幅、脉冲宽度、频率或电极极性等的起搏脉冲，其可以由一个或多个所选治疗程序(例如，a-v和/或v-v延迟调整程序、起搏治疗程序、起搏恢复程序、捕获管理程序等)。如所示出的，治疗递送模块84例如通过相应引线18、20、22的导体或在壳体电极58的情况下通过布置在imd 16的壳体60内的电导体电联接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。疗法递送模块84可以被配置成使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极生成如起搏疗法等电刺激疗法并且向心脏12递送所述电刺激疗法。
91.例如，疗法递送模块84可以通过联接到引线18、20、22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或引线18、22的螺旋尖端电极42、50来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。进一步地，例如，疗法递送模块84可以通过电极58、62、64、66中的至少两个向心脏12递送除颤电击。在一些实例中，疗法递送模块84可以被配置成以电脉冲的形式递送起搏、心脏复律或除颤刺激。在其它实例中，疗法递送模块84可以被配置成以其它信号(如正弦波、方波和/或其它基本上连续的时间信号)的形式递送这些类型的刺激中的一种或多种刺激。
92.imd 16可以进一步包括开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可以使用开关模块85来例如通过数据/地址总线选择可用电极中的哪些电极用于递送疗法，如用于起搏疗法的起搏脉冲，或者可用电极中的哪些电极用于感测。开关模块85可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测模块86和/或疗法递送模块84选择性地联接到一个或多个所选择电极的任何其它类型的开关装置。更具体地，疗法递送模块84可以包括多个起搏输出电路。所述多个起搏输出电路中的每个起搏输出电路可以，例如，使用开关模块85选择性地联接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极(例如，用于向双极或多极起搏向量递送疗法的一对电极)。换句话说，每个电极可以使用开关
模块85选择性地联接到疗法递送模块的起搏输出电路之一。
93.感测模块86联接(例如，电联接)到感测设备，在另外的感测设备中，所述感测设备可以包括电极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信号可以用于测量或监测激活时间(例如，心室激活时间等)、心率(hr)、心率变异性(hrv)、心率震荡(hrt)、减速/加速能力、减速序列发病率、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区段(即，连接qrs波群和t波的区段)、t波变化、qt间期、电向量等。
94.开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择使用或启用可用电极中的哪些电极来，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的任何组合的患者的心脏的一个或多个电向量)。同样地，开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择不使用(例如，禁用)可用电极中的哪些电极来，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的任何组合的患者的心脏的一个或多个电向量)等。在一些实例中，控制模块81可以通过感测模块86内的开关模块例如通过数据/地址总线提供信号来选择充当感测电极的电极。
95.在一些实例中，感测模块86包括通道，所述通道包括具有比r波或p波放大器相对更宽的通带的放大器。可以向多路复用器提供来自所选择的感测电极的信号，并且此后由模数转换器转换成多位数字信号，以便存储在存储器82中，例如，作为电描记图(egm)。在一些实例中，此类egm在存储器82中的存储可以处于直接存储器存取电路的控制下。
96.在一些实例中，控制模块81可以作为中断驱动装置操作，并且可以响应于来自起搏器定时和控制模块的中断，其中中断可以与感测到的p波和r波的发生和心脏起搏脉冲的生成相对应。任何必要的数学计算可以由处理器80执行，并且由起搏器定时和控制模块控制的值或间期的任何更新可以在此类中断之后发生。存储器82的一部分可以被配置成多个再循环缓冲器，所述多个再循环缓冲器能够保持一个或多个系列的测量间期，所述测量间期可以由例如处理器80响应于起搏或感测中断的发生来分析，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。
97.控制模块81的遥测模块88可以包括用于与如编程器等另一个装置通信的任何合适的硬件、固件、软件，或其任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可以借助于天线(所述天线可以是内部的和/或外部的)从编程器接收下行链路遥测并且向编程器发送上行链路遥测。处理器80可以，例如，通过地址/数据总线提供要被上行链路传送到编程器的数据和遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些实例中，遥测模块88可以通过多路复用器向处理器80提供接收到的数据。
98.imd 16的各个组件进一步联接到电源90，所述电源可以包括可再充电或不可再充电电池。不可再充电电池可以被选择为持续数年，而可再充电电池可以例如每天或每周地从外部装置感应地充电。
99.图15b是imd 16的功能框图的另一实施例，其描绘了不具有la cs起搏/感测电极并且与植入式脉冲发生器(ipg)电路31联接的双极ra引线22、双极rv引线18和双极lv cs引线20，该植入式脉冲发生器电路具有起搏领域已知的可编程模式以及双心室ddd/r类型的参数。进而，传感器信号处理电路91间接联接到定时电路43，并且通过数据和控制总线联接
到微计算机电路系统33。ipg电路31示于功能框图中，所述功能框图总体上被分为微计算机电路33和起搏电路21。起搏电路21包括数字控制器/定时器电路43、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，以及下文描述的许多其它电路和组件。
100.在电池29提供电力时，晶体振荡器电路89向起搏电路21提供基本定时时钟。上电复位电路87响应于电路与电池的初始连接，以用于限定初始操作条件，并且类似地，响应于检测到低电池条件而将装置的操作状态复位。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。模数转换器(adc)和多路复用器电路39将模拟信号和电压数字化，以提供，例如，来自感测放大器55的心脏信号的实时遥测，以通过rf发射器和接收器电路41进行上行链路传输。电压参考和偏置电路37、adc和多路复用器39、上电复位电路87以及晶体振荡器电路89可以与在说明性植入式心脏起搏器中使用的那些中的任一个相对应。
101.如果ipg被编程成速率响应模式，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)，以导出生理逸搏间期。例如，逸搏间期与在所描绘的说明性ipg电路31中的患者活动传感器(pas)电路35中产生的患者活动水平成比例地调整。患者活动传感器27联接到ipg壳体，并且可以采取压电晶体换能器的形式。患者活动传感器27的输出信号可以被处理，并且用作rcp。传感器27响应于感测到的身体活动而生成电信号，所述电信号由活动电路35处理并且提供给数字控制器/定时器电路43。活动电路35和相关联的传感器27可以与在题为“用于在脉冲发生器中实施活动感测的方法和设备(method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator)”并且于1991年10月1日发布的美国专利第5,052,388号和题为“速率自适应起搏器(rate adaptive pacer)”并且于1984年1月31日发布的美国专利第4,428,378号中公开的电路系统相对应。类似地，本文所述的说明性系统、设备和方法可以结合替代类型的传感器(如氧合传感器、压力传感器、ph传感器和呼吸传感器)来实践，以用于提供速率响应起搏能力。可替代地，qt时间可以用作速率指示参数，在这种情况下，不需要额外的传感器。类似地，本文所描述的说明性实施例也可以在非速率响应式起搏器中实践。
102.往来于外部编程器的数据传输通过遥测天线57和相关联的rf收发器41来实现，所述相关联的rf收发器用于解调接收到的下行链路遥测和发射上行链路遥测两者。上行链路遥测能力可以包括发射所存储的数字信息的能力，例如，操作模式和参数、egm直方图和其它事件，以及心房和/或心室电活动的实时egm和指示心房和心室中的所感测和起搏的去极化的发生的标记通道脉冲。
103.微计算机33分别含有微处理器80和相关联的系统时钟以及处理器上ram芯片82a和rom芯片82b。另外，微计算机电路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通常在降低功耗模式下操作，并且是由中断驱动的。微处理器80响应于所定义的中断事件而被唤醒，所述所定义的中断事件可以包括由数字定时器/控制器电路43中的定时器生成的a-trig、rv-trig、lv-trig信号以及由感测放大器电路55生成的a-event、rv-event和lv-event信号等。由数字控制器/定时器电路43超时的间期和延迟的具体值由微计算机电路33通过数据和控制总线从编程的参数值和操作模式控制。另外，如果被编程成作为速率响应起搏器操作，则可以提供定时中断，例如，每个循环或每两秒，以便允许微
处理器分析活动传感器数据并且更新基本的a-a、v-a或v-v逸搏间期(如果适用的话)。另外，微处理器80还可以用于定义可变的、可操作的a-v延迟间期、v-v延迟间期以及向每个心室和/或心房递送的能量。
104.在一个实施例中，微处理器80是适于以常规方式获取和执行存储在ram/rom单元82中的指令的定制微处理器。然而，构想了其它实施方案可能适合于实践本公开。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器或定制的专用硬连线逻辑或状态机类型电路可以执行微处理器80的功能。
105.数字控制器/定时器电路43在微计算机33的一般控制下操作以控制起搏电路21内的定时和其它功能，并且包括一组定时和相关联的逻辑电路，其中描绘了与本公开相关的某些逻辑电路。所描绘的定时电路包括uri/lri定时器83a、v-v延迟定时器83b、用于对流逝的v-event到v-event间期或v-event到a-event间期或v-v传导间期进行定时的固有间期定时器83c、用于对a-a、v-a和/或v-v起搏逸搏间期进行定时的逸搏间期定时器83d、用于对来自先前的a-event或a-trig的a-lvp延迟(或a-rvp延迟)进行定时的a-v延迟间期定时器83e、用于对心室后时间段进行定时的心室后定时器83f以及日期/时间时钟83g。
106.a-v延迟间期定时器83e加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(例如，a-rvp延迟或a-lvp)，以从先前的a-pace或a-event开始超时。间期定时器83e触发起搏刺激递送，并且可以根据一个或多个之前的心动周期(或根据针对给定患者凭经验导出的数据集)。
107.事件后定时器83f使跟随rv-event或lv-event或rv-trig或lv-trig的心室后时间段和跟随a-event或a-trig的心房后时间段超时。事件后时间段的持续时间也可以被选择为存储在微计算机33中的可编程参数。心室后时间段包括pvarp、心房后心室消隐期(pavbp)、心室消隐期(vbp)、心室后心房消隐期(pvarp)和心室不应期(vrp)，但是其它时间段可以至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路系统来适当地定义。心房后时间段包括心房不应期(arp)和心房消隐期(abp)，在心房不应期期间，出于重置任何a-v延迟的目的忽略a-event，在心房消隐期期间，心房感测被禁用。应注意，心房后时间段和a-v延迟的开始可以与每个a-event或a-trig的开始或结束基本上同时开始，或者在后一种情况下，在可以跟随a-trig的a-pace结束时开始。类似地，心室后时间段和v-a逸搏间期的开始可以与v-event或v-trig的开始或结束基本上同时开始，或者在后一种情况下，在可以跟随v-trig的v-pace结束时开始。微处理器80还任选地推算a-v延迟、v-v延迟、心室后时间段和心房后时间段，其随着响应于一个或多个rcp建立的基于传感器的逸搏间期和/或固有心房和/或心室率而变化。
108.输出放大器电路51含有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、lv起搏脉冲发生器和/或被配置成提供心房和心室起搏的任何其它脉冲发生器。为了触发rv-pace或lv-pace脉冲的生成，数字控制器/定时器电路43在由a-v延迟间期定时器83e(或v-v延迟定时器83b)提供的a-rvp延迟(在rv预激励的情况下)超时时生成rv-trig信号或在a-lvp延迟(在lv预激励的情况下)超时时生成lv-trig。类似地，数字控制器/定时器电路43在由逸搏间期定时器83d定时的v-a逸搏间期结束时生成触发ra-pace脉冲的输出的ra-trig信号(或触发la-pace脉冲的输出的la-trig信号，如果提供的话)。
109.输出放大器电路51包括开关电路，所述开关电路用于将来自引线导体和ind-can
电极20之中的所选择的起搏电极对联接到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选择引线导体和相关联的起搏电极对以与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器联接，以用于实现ra、la、rv和lv起搏。
110.感测放大器电路55含有用于心房和心室起搏和感测的感测放大器。高阻抗p波和r波感测放大器可以用于放大由于心脏去极化波前的经过而跨感测电极对生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并且依赖于通带过滤器、时域过滤和振幅阈值比较来将p波或r波与背景电噪声区分开。数字控制器/定时器电路43控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
111.在向起搏系统的起搏电极中的任一个递送起搏脉冲之前、期间和之后的消隐期期间，感测放大器可以与感测电极解联接，以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，所述消隐电路用于在abp、pvabp和vbp期间将所选择的引线导体对和ind-can电极20与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。感测放大器电路55还包括开关电路，所述开关电路用于将所选择的感测电极引线导体和ind-can电极20联接到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。同样，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联接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实现ra、la、rv和lv感测。
112.由ra感测放大器感测到的ra-sense信号中的右心房去极化或p波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的ra-event信号。类似地，由la感测放大器(如果提供的话)感测到的la-sense信号中的左心房去极化或p波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的la-event信号。由心室感测放大器感测到的rv-sense信号中的心室去极化或r波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的rv-event信号。类似地，由心室感测放大器感测到的lv-sense信号中的心室去极化或r波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的lv-event信号。rv-event、lv-event和ra-event、la-sense信号可能是不应期的或应期的，并且可以不经意地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是由真正的r波或p波触发。
113.本公开中描述的技术(包括归属于imd 16、计算设备140和/或各种组成组件的技术)可以至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合的形式来实施。例如，所述技术的各个方面可以在如在医师或患者编程器等编程器、刺激器、图像处理装置或其它装置中具体化的一个或多个处理器内实施，所述一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、dsp、asic、fpga或任何其它等效的集成或离散逻辑电路系统以及此类组件的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路系统”总体可以指代前述逻辑电路系统单独或与其它逻辑电路系统的组合或任何其它等效的电路系统中的任何电路系统。
114.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现，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、模块或组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。将不同特征描绘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以由单独的硬件或软件组件来执行，或者集成在共同的或单独的硬件或软件组件中。
115.当以软件实施时，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。指令可以由处理电路系统和/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。
116.说明性实施例
117.实施例1.一种用于心脏评估的系统，其包含：
118.i.电极设备，其包含多个要安置在患者皮肤近侧的外部电极；和
119.ii.计算设备，其包含处理电路系统，所述计算设备可操作地联接到电极设备并且被配置成：
120.iii.使用多个外部电极监测来自患者组织的电活动以产生多个电信号；
121.i.过滤多个电信号中的至少一个电信号；
122.ii.使用至少一个经过滤的信号检测至少一个电信号中的至少一个干扰；和
123.iii.基于至少一个经过滤的信号超过预定阈值的时间来确定至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置。
124.实施例2.根据实施例1所述的系统，其中电活动包含表示传播通过患者躯干的心脏组织的去极化的电激活时间。
125.实施例3.根据实施例1至2中任一项所述的系统，其中多个外部电极包含多个要定位在患者驱干皮肤近侧的表面电极。
126.实施例4.根据实施例1至3中任一项所述的系统，其中预定阈值基于至少一个电信号的采样速率。
127.实施例5.根据实施例1至4中任一项所述的系统，进一步其中，计算设备被配置成去除至少一个干扰。
128.实施例6.根据实施例5所述的系统，其中在去除至少一个干扰之后，计算设备被配置成使用电信号来确定多个心脏激活时间。
129.实施例7.根据实施例1至6中任一项所述的系统，其中计算设备被配置成平滑在窗口内的至少一个电信号，所述窗口在至少一个干扰的时间位置之前的预定时间段开始并且在至少一个干扰的时间位置之后延伸预定量的时间。
130.实施例8.根据实施例1至7中任一项所述的系统，其中计算设备被配置成：
131.i.确定至少两个电信号中的至少一个干扰的时间位置；和
132.ii.平滑至少两个信号中的至少一个干扰的时间位置处的多个电信号。
133.实施例9.根据实施例1至8中任一项所述的系统，其中计算设备被配置成使用第二差异过滤器对过滤至少一个电信号。
134.实施例10.根据实施例1至9中任一项所述的系统，其中计算设备被配置成基于预定脉冲宽度范围确定预定阈值。
135.实施例11.根据实施例1至10中任一项所述的系统，其中计算设备被配置成确定在预定窗口内至少一个干扰的时间位置，所述预定窗口基于至少一个电信号的振幅。
136.实施例12.根据实施例1至11中任一项所述的系统，其中至少一个干扰包含起搏尖峰和肌肉产生的噪声中的一者或多者。
137.实施例13.一种用于心脏评估的系统，其包含：
138.i.电极设备，其包含多个要安置在患者皮肤近侧的外部电极；和
139.i.计算设备，其包含处理电路系统，所述计算设备可操作地联接到电极设备并且被配置成：
140.ii.使用多个外部电极监测来自患者组织的电活动以产生多个电信号；
141.iii.检测多个电信号中的至少一个中的至少一个干扰；
142.iv.确定至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置；和
143.v.基于至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置去除至少一个干扰。
144.实施例14.根据实施例13所述的系统，其中计算设备被配置成如果在多个信号中的至少选定数量中检测到至少一个干扰，那么基于至少一个干扰在至少一个电信号中的时间位置去除至少一个干扰。
145.实施例15.根据实施例14所述的系统，其中选定数量包含至少四个电信号。
146.实施例16.根据实施例13至15中任一项所述的系统，其中计算设备被配置成平滑在窗口内的至少一个电信号，所述窗口在至少一个干扰的时间位置之前的预定时间段开始并且在至少一个干扰的时间位置之后延伸预定量的时间。
147.实施例17.根据实施例13至16中任一项所述的系统，其中在去除至少一个干扰之后，计算设备被配置成使用电信号来确定多个心脏激活时间。
148.实施例18.一种用于心脏评估的方法，其包含：
149.i.使用多个外部电极监测来自患者组织的电活动以产生多个电信号；
150.ii.过滤多个电信号中的电信号的至少一个电信号；
151.iii.使用所述至少一个经过滤的信号检测至少一个电信号中的至少一个干扰；和
152.iv.基于至少一个经过滤的信号超过预定阈值的时间来确定至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置。
153.实施例19.根据实施例18所述的方法，其中电活动包含表示传播通过患者躯干的心脏组织的去极化的电激活时间。
154.实施例20.根据实施例18至19中任一项所述的方法，其中多个外部电极包含多个要定位在患者驱干皮肤近侧的表面电极。
155.实施例21.根据实施例18至20中任一项所述的方法，其中预定阈值基于至少一个电信号的采样速率。
156.实施例22.根据实施例18至21中任一项所述的方法，其还包含从至少一个电信号中去除至少一个干扰。
157.实施例23.根据实施例22所述的方法，其中去除至少一个干扰包含平滑在窗口内的至少一个电信号，所述窗口在至少一个干扰的时间位置之前的预定时间段开始并且在至少一个干扰的时间位置之后延伸预定量的时间。
158.实施例24.根据实施例22至23中任一项所述的方法，其中使用至少一个经过滤的信号检测至少一个电信号中的至少一个干扰包含检测至少一个电信号中的至少第一干扰和第二干扰，第二干扰出现在第一干扰之后，
159.i.其中确定至少一个电信号中的至少一个干扰的时间位置包含确定第一干扰和第二干扰的时间位置，
160.ii.其中方法还包含通过平滑在窗口内的至少一个电信号去除第一干扰和第二干
扰，所述窗口在第一干扰的时间位置之前的预定时间段开始并且在的第二干扰的时间位置之后延伸预定量的时间。
161.实施例25.根据实施例22至24中任一项所述的方法，其还包含，在去除至少一个干扰之后，使用电信号来确定多个心脏激活时间。
162.实施例26.根据实施例18至25中任一项所述的方法，其中确定至少一个干扰的时间位置包含：
163.i.确定至少两个电信号中的至少一个干扰的时间位置；和
164.ii.平滑至少两个信号中的至少一个干扰的时间位置处的多个电信号。
165.实施例27.根据实施例18至26中任一项所述的方法，其中过滤至少一个电信号包含使用第二差异过滤器过滤至少一个信号。
166.本公开是参考说明性实施例提供的，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，其它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。说明性实施例的各种修改以及本公开的另外的实施例在本说明书将变得显而易见。