具体实施方式

本公开的技术涉及基于患者的心脏的电活动或机械活动优化心脏疗法，如心脏再同步疗法(CRT)。电和/或机械活动可以用于确定是否正在递送有效的心脏疗法或是否指示患者的心脏随时间的有效重塑。这些技术可以包含使用植入式医疗装置以提供使用心脏传导系统或左心室心肌的心脏疗法，例如，可通过右心房到左心室(例如，心室-心房或VfA)或通过冠状窦植入。在一些实施例中，本文所描述的各种技术可以应用到希氏束或束支起搏应用。心脏疗法的各种非限制性实例包含单腔或多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)、房室同步起搏、异步起搏、触发型起搏、心脏再同步起搏或心动过速相关疗法。虽然本文参考了如起搏器或ICD等植入式医疗装置，但方法和过程可以与关于患者心脏的任何医疗装置、系统或方法一起使用。受益于本公开的各种其它应用对所属领域技术人员将变得显而易见。

可以为有益的是提供可以用于基于电和/或机械活动优化心脏疗法的植入式医疗装置和技术。提供不含经静脉引线的植入式医疗装置(例如，无引线装置)可以为有益的。还可以为有益的是提供能够用于各种心脏疗法(如单腔或多腔起搏(例如，双腔或三腔起搏)、房室同步起搏、异步起搏、触发起搏、心脏再同步起搏或心动过速相关治疗)的植入式医疗装置。进一步地，可以为有益的是提供用于以准确和精确的方式将医疗装置递送到右心房的科赫三角形区域或心脏传导系统以有助于起搏心内膜和/或希氏束传导系统。

本公开提供了一种用于将组织刺穿电极植入邻近患者的心脏的左心室心肌或其内的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中的技术。具体地，组织刺穿电极可以被定位成感测或起搏心脏传导系统或左心室心肌，并且可例如通过右心房向左心室植入或通过冠状窦植入。组织刺穿电极或另一可成像构件可以至少部分地由可成像材料形成。所述技术可以包含使用成像装置来捕获二维(2D)成像数据，并且可以根据表示植入式医疗装置的2D成像数据来生成三维(3D)信息(例如，定向信息)。

在一些实施例中，组织刺穿电极可以从右心房的科赫三角形区域穿过右心房心内膜和中心纤维体植入在患者的心脏的左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中。在无引线植入式医疗装置中，组织刺穿电极可以从装置的壳体的远端区域无引线地延伸，并且右心房电极可以无引线地耦接到壳体(例如，壳体的部分或定位于所述壳体的外部上)。右心房运动检测器可以在植入式医疗装置内。在有引线植入式医疗装置中，电极中的一个或多个可以使用植入式引线耦接到壳体。当装置植入时，电极可以用于感测患者心脏的一个或多个心房和/或心室中的电活动。运动检测器可以用于感测患者心脏的一个或多个心房和/或心室中的机械活动。具体地，可以监测右心房和左心室的活动，并且任选地，可以监测右心室的活动。电极可以用于递送心脏疗法，例如用于心房颤动的单腔起搏、用于心动过缓的房室同步起搏、异步起搏、触发起搏、用于心室不同步的心脏再同步起搏、抗心动过速起搏或电击疗法。电击疗法可以由植入式医疗装置启动。单独医疗装置(例如血管外ICD，其也可植入)可以与植入式医疗装置进行操作通信并且可以响应于由装置提供的如信令脉冲(例如，触发、信令或独特电脉冲)之类的触发而递送电击。

通常，可以使用受益于本公开的所属领域的一般技术人员可用的各种技术来感测、确定、获取或监测电活动或机械活动。如本文所使用的，术语“监测”通常是指感测、获取或接收可以被使用(例如被处理或存储)的数据或信息。

本公开还提供了例如在右心房中的科赫三角形区域中递送并植入医疗装置的技术。可以使用各种装置来标识科赫三角形区域的一般位置，所述位置可以被描述为植入位点。可以将柔性引线或另一探针推进到潜在的植入位点且用于标识植入医疗装置(如电极、导线、引线或心内装置)的精确位置。具体地，本公开的技术可以用于植入装置以向不同步的患者提供同步起搏，以及向中度心力衰竭的心动过缓患者提供双腔起搏。

图1-4示出了可以使用例如图24-25中所示的方法植入以将医疗装置递送到植入位点的各种心脏疗法系统的实例。在这些视图中，左心室(LV)通常位于右心室(RV)的后面。

尽管本公开描述了无引线和有引线的植入式医疗装置，但是首先参考示出了心脏疗法系统2的概念图的图1，所述心脏疗法系统包含可以被配置成用于单腔或双腔疗法并且植入在患者的心脏8中的心内医疗装置10。在一些实施例中，装置10可以被配置成用于单腔起搏，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。如本文所使用的，“心内”是指被配置成完全植入患者心脏内，例如，以提供心脏疗法的装置。示出了装置10植入患者的心脏8的右心房(RA)中位于目标植入区域4中。装置10可以包含一个或多个固定构件20，所述一个或多个固定构件将装置的远端锚定抵靠目标植入区域4中的心房心内膜。目标植入区域4可以位于希氏束5(或希氏的束)与冠状窦3之间，并且可以邻近三尖瓣6。装置10可以被描述为心房到心室(VfA)装置，所述VfA装置可以在通常被安置在右心房中的同时感测一个或两个心室(例如，右心室、左心室或两个心室，视情况而定)或向其提供疗法。具体地，装置10可以包含组织刺穿电极，所述组织刺穿电极可以从右心房的科赫三角形区域通过右心房心内膜和中心纤维体植入在患者的心脏的左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中。

装置10可以被描述为无引线植入式医疗装置。如本文中所使用的，“无引线”是指没有从患者的心脏8延伸出来的引线的装置。换句话说，无引线装置可以具有不从患者心脏的外部延伸到患者心脏的内部的引线。一些无引线装置可以穿过静脉引入，但是一旦被植入，所述装置就没有或可以不包含任何经静脉引线，并且可以被配置成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，当装置的壳体定位于心房中时，具体地，无引线VfA装置不使用引线来可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可以包含镖电极组合件12，所述镖电极组合件限定或具有从装置10的远端区域延伸的笔直轴。镖电极组合件12可以放置或者至少被配置成放置为通过心房心肌和中心纤维体并到心室心肌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。镖电极组合件12可以携带或包含轴的远端区域处的电极，使得所述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脉冲(例如，使左心室去极化以引起左心室的收缩)。在一些实例中，在轴的远端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它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，或其它临床疗法和应用。

应理解，尽管本文将装置10描述为包含单个镖电极组合件，但是装置10可以包含多于一个镖电极组合件，所述多于一个镖电极组合件放置或被配置成放置为通过心房心肌和中心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端区域处或沿轴的其它区域(例如，近侧区域或中心区域)携带或包含多于单个电极。

心脏疗法系统2还可以包含单独医疗装置50(在图1中示意性地描绘)，所述单独医疗装置可以定位在患者的心脏8的外部(例如，皮下)并且可以可操作地耦接到患者的心脏8以向其递送心脏疗法。在一个实例中，单独医疗装置50可以是血管外ICD。在一些实施例中，血管外ICD可以包含除颤引线，所述除颤引线包含或携带除颤电极。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的心脏8有关的电信号。ICD可以被配置成递送包含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。在一些实例中，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)。可以与本文中所描述的系统2一起使用的血管外皮下ICD的实例可以在2016年3月8日发布的美国专利第9,278,229号(Reinke等人)中进行描述，所述美国专利以全文引用的方式并入本文中。

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，单独医疗装置50(例如，血管外ICD)可以包含控制电路，所述控制电路使用疗法递送电路来生成具有多种波形特性(包含前沿电压、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60-80焦耳(J)之间的能量的除颤波形。

单独医疗装置50可以进一步包含感测电路。感测电路可以被配置成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。感测电路的组件可以包含模拟组件、数字组件或其组合。感测电路可以例如包含一个或多个感测放大器、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，并且可以通过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。在一个或多个实施例中，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和单独医疗装置50可以协作以向患者的心脏8提供心脏疗法。例如，装置10和单独医疗装置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可以与单独医疗装置50进行无线通信，以使用单独医疗装置50来触发电击疗法。如本文所使用的，“无线”是指在装置10与单独医疗装置50之间不使用金属导体的操作性耦接或连接。在一个实例中，无线通信可以使用由装置10提供的传导通过患者的组织并且可由单独医疗装置50检测到的独特、信令或触发电脉冲。在另一个实例中，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，所述电磁辐射传播通过患者的组织并且可例如使用单独医疗装置50的通信接口(例如，天线)检测到。

参考图2，心脏疗法系统402可以包含带引线医疗装置408，所述带引线医疗装置包含一个或单个植入式引线410，所述植入式引线具有耦接到所述引线的远端区域并且植入在患者的心脏8内的组织刺穿电极组合件12。带引线医疗装置408的壳体420可以被植入并且定位在患者的心脏8的外部，并且被配置成校准起搏疗法和/或递送起搏疗法。引线410可以包含右心房电极，并且装置408可以用作具有双通道的装置(例如，在右心房和左心室两者中起搏和/或感测)。在一些实施例中，引线410可以不包含右心房电极。换句话说，带引线医疗装置408可以是单通道装置，其可以用于异步、触发或另一类型的单通道起搏。带引线医疗装置408使用引线410可以在组织刺穿电极组合件12例如以如关于图1所描述的相同或类似的方式被植入时感测活动或将起搏递送到左心室(LV)。

参考图3，心脏疗法系统404可以包含带引线医疗装置418，所述带引线医疗装置类似于图2的带引线医疗装置408，除装置418包含两个植入式引线410、412之外。具体地，植入式引线412可以包含耦接到引线412的远端区域的电极(例如，右心房电极)，并且可以植入在与引线410不同的位置中。在一些实施例中，引线412植入在右心房的不同区域中。在一些实施例中，每个引线410、412可以贡献双通道装置418的一个通道。例如，引线410可以在组织刺穿电极组合件12的组织刺穿电极例如以如关于图1所描述的相同或类似的方式被植入时感测活动或将起搏递送到左心室(LV)，并且引线412可以感测活动或将起搏递送到右心房(RA)。

参考图4，心脏疗法系统406可以包含带引线医疗装置428，所述带引线医疗装置类似于图3的带引线医疗装置418，除装置428包含三个植入式引线410、412、414之外。具体地，植入式引线414可以包含耦接到引线414的远端区域的电极(例如，右心室电极)，并且可以植入在与引线410、412不同的位置中。如所展示的，植入式引线414通过三尖瓣6从右心房(RA)延伸到右心室(RV)。在一些实施例中，引线414植入在右心室的区域中。在一些实施例中，每个引线410、412、414可以向多通道装置428贡献一个通道。例如，引线410可以在组织刺穿电极组合件12例如以如关于图1所描述的相同或类似的方式被植入时感测活动或将起搏递送到左心室(LV)，引线412可以从将起搏递送到RA而感测活动，并且引线414可以感测活动或将起搏递送到RV。

在一些实施例中，可以例如使用单独医疗装置(如电极设备(例如，ECG带))对引线414上的用于对RV进行起搏的RV电极与引线410上的用于对LV进行起搏的LV电极之间的起搏延迟(例如，RV-LV起搏延迟，或更通常地说，VV起搏延迟)进行校准或优化。可以使用各种方法来校准或优化VV延迟。在一些实施例中，医疗装置428可以用于在多个不同的VV延迟下测试起搏。例如，RV可以比LV提前约80、60、40和20毫秒(ms)进行起搏，并且LV可以比RV提前约80、60、40和20毫秒进行起搏，以及RV-LV同时起搏(例如，约0毫秒VV起搏延迟)。然后，医疗装置428可以被配置成例如自动选择VV起搏延迟，所述VV起搏延迟在用于起搏时对应于使用电极设备测量的最小电不同步。可以使用特定的AV延迟(如由医疗装置428设置的额定AV延迟)或以基于患者特性的预定最佳AV延迟来执行不同VV起搏延迟下的测试起搏。

图5是图1的心内医疗装置10和患者的心脏8的解剖结构的放大概念图。具体地，装置10被配置成感测电活动和/或递送起搏疗法。心内装置10可以包含壳体30。壳体30可以限定装置10的内部组件(如结合图8总体上所描述的感测电路、疗法递送电路、控制电路、存储器、遥测电路、其它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可以由包含钛或钛合金、不锈钢、MP35N(非磁性镍-钴-铬-钼合金)、铂合金或其它生物兼容性金属或金属合金的导电材料形成。在其它实例中，壳体30可以由包含陶瓷、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)、液晶聚合物或其它生物兼容性聚合物的非导电材料形成。

在至少一个实施例中，壳体30可以被描述为以总体上圆柱形的形状在远端区域32与近端区域34之间延伸以促进导管递送。在其它实施例中，壳体30可以是棱柱形或任何其它形状以执行本文中所描述的功能和效用。壳体30可以包含例如在近端区域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例如在感测和/或起搏中用作电极。在所示出的实例中，基于壳体的电极24示出为外接壳体30的近侧部分(例如，与远端区域32相比，更靠近近端区域34)。当壳体30由导电材料(如钛合金或上文所列的其它实例)形成时，可以通过非导电材料(如聚对二甲苯、聚氨基甲酸酯、硅酮、环氧树脂或其它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限定近侧基于壳体的电极24。当壳体30由例如陶瓷、玻璃或聚合物材料之类的非导电材料形成时，可以将例如钛、铂、不锈钢或其合金之类的导电涂层或层施加到壳体30的一个或多个离散区，以形成近侧基于壳体的电极24。在其它实例中，近侧基于壳体的电极24可以是安装或组装到壳体30上的组件，如环形电极。近侧基于壳体的电极24可以例如通过导电壳体30或当壳体30是非导电材料时通过电导体电耦接到装置10的内部电路系统。

在所示出的实例中，近侧基于壳体的电极24被定位成与壳体远端区域32相比，更靠近壳体近端区域34，并且因此被称为“近侧基于壳体的电极”24。然而，在其它实例中，基于壳体的电极24可以定位于沿壳体30的其它位置处，例如，相对于所示位置更远。

在远端区域32处，装置10可以包含远侧固定和电极组合件36，所述远侧固定和电极组合件可以包含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。在一个实例中，单个镖电极组合件12包含向远侧延伸远离壳体远端区域32的轴40，以及在轴40的自由远端区域处或附近的一个或多个电极元件，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，所述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的轴40正常可以为笔直的构件并且可以为刚性的。在其它实施例中，轴40可以被描述为是相对坚硬的，但是在侧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侧向弯曲。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与壳体远端区域32间隔开至少轴40的高度47。换句话说，镖电极组合件12可以被描述为是弹性的。

镖电极组合件12可以被配置成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位点深度，并且轴40可以沿其纵向轴线具有相对较高的抗压强度，以在被压向植入区域4时抵抗在侧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位点深度，并且可以被配置成充当用于将起搏能量递送到组织的无关电极。可以例如通过向壳体30的近端区域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返回到其正常笔直定位。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。

所述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向远侧延伸的定位中。在从递送工具释放时向近侧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可以包含例如发布于2017年6月13日的美国专利第9,675,579号(Grubac等人)和发布于2015年9月1日的美国专利第9,119,959号(Rys等人)中描述的一个或多个方面，所述美国专利中的每一个以全文引用的方式并入本文。

在一些实例中，远侧固定和电极组合件36包含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。可替代地，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。在其它实例中，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。

如此图示中所示出的，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，穿过中心纤维体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。在各种实例中，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至约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。

装置10可以在壳体30内包含声学或运动检测器11。声学或运动检测器11可以可操作地耦接到控制电路80(图8)、感测电路86(图8)或疗法递送电路84(图8)中的一个或多个。在一些实施例中，声学或运动检测器11可以与图10-12所示方法600、650或800一起使用。声学或运动检测器11可以用于监测机械活动，例如心房机械活动(例如心房收缩)和/或心室机械活动(例如心室收缩)。在一些实施例中，声学或运动检测器11可以用于检测右心房机械活动。声学或运动检测器11的非限制性实例包含加速度计或麦克风。在一些实施例中，由声学或运动检测器11检测到的机械活动可以用于补充或替代由装置10的电极中的一个或多个电极检测到的电活动。例如，除了近侧基于壳体的电极24之外或作为所述近侧基于壳体的电极的替代方案，可以使用声学或运动检测器11。

声学或运动检测器11还可以用于速率响应检测或提供速率响应性IMD。与速率响应有关的各种技术可以在以下进行描述：于1992年10月13日发布的题为“速率响应性心脏起搏器的优化(Optimization for rate responsive cardiac pacemaker)”的美国专利第5,154,170号(Bennett等人)以及于1996年10月8日发布的题为“用于速率响应性心脏起搏的方法和设备(Method and apparatus for rate-responsive cardiac pacing)”的美国专利第5,562,711号(Yerich等人)，所述美国专利中的每一个以全文引用的方式并入本文。

在各个实施例中，声学或运动检测器11(或运动传感器)可以用作HS传感器，并且可以被实施为麦克风或1轴、2轴或3轴加速度计。在一个实施例中，声学传感器被实施为安装在植入式医疗装置壳体内并且响应于与心音相关联的机械运动的压电晶体。压电晶体可以是专用HS传感器，或可以用于多种功能。在所示的说明性实施例中，声学传感器被实施为压电晶体，所述压电晶体还用于以IMD壳体的可察觉的振动的形式生成患者警报信号。在检测到警报状况时，控制电路80可以使患者警告控制电路系统通过激活压电晶体来生成警报信号。

控制电路可以用于控制将压电晶体用于“监听模式”以通过HS感测电路系统来感测HS信号，还是用于“输出模式”以生成患者警报。在患者警报生成期间，HS感测电路系统可以通过控制电路系统暂时与HS传感器断开耦接。

可以适于与本公开的技术一起实施的声学传感器的其它实施例的实例可以在美国专利第4,546,777号(Groch等人)、美国专利第6,869,404号(Schulhauser等人)、美国专利第5,554,177号(Kieval等人)以及美国专利第7,035,684号(Lee等人)中总体描述，所述美国专利中的每一个以全文引用的方式并入本文中。

可以使用各种类型的声学传感器。声学传感器可以为响应于如前所述生成的心音中的一个或多个的任何植入式或外部传感器，并且由此产生在时间和幅度上与心音相关的模拟电信号。然后，模拟信号可以由HS感测模块处理(其可以包含数字转换)，以获得由HS感测模块或控制电路80导出的HS参数，例如幅度或相对时间间隔。声学传感器和HS感测模块可以并入能够递送CRT或正在优化的另一心脏疗法的IMD中，或者可以在与IMD进行有线或无线通信的单独装置中或在如本文所描述的起搏参数优化程序期间所使用的外部编程器或计算机中实施。

图6是患者的心脏的二维(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以及右心室322。图300包含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，其对应于人体心脏的左心室的17段)。图300的区326可以包含基底前区1、基底前中隔区2、基底下中隔区3、基底下区4、基底下外侧区5、基底前外侧区6、中前区7、中前中隔区8、中下中隔区9、中下区10、中下外侧区11、中前外侧区12、顶前区13、顶中隔区14、顶下区15、顶侧区16和顶点区17。还示出了右心室322的下中隔和前中隔区，以及右束支(RBB)和左束支(LBB)。

在一些实施例中，本公开的组织刺穿电极中的任一个可以植入患者的心脏的左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中。具体地，组织刺穿电极可以从右心房的科赫三角形区域穿过右心房心内膜和中心纤维体而植入。

一旦被植入，组织刺穿电极就可以定位在如左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域等目标植入区域4(图1-5)中。参考图300，基底区域包含基底前区1、基底前中隔区2、基底下中隔区3、基底下区4、中前区7、中前中隔区8、中下中隔区9和中下区10中的一个或多个。参考图300，中隔区域包含基底前中隔区2、基底前中隔区3、中前中隔区8、中下中隔区9和顶中隔区14中的一个或多个。

在一些实施例中，当植入时，组织刺穿电极可以定位于左心室心肌的基底中隔区域中。基底中隔区域可以包含基底前中隔区2、基底下中隔区3、中前中隔区8和中下中隔区9中的一个或多个。

在一些实施例中，当植入时，组织刺穿电极可以定位于左心室心肌的高下/后基底中隔区域中。左心室心肌的高下/后基底中隔区域可以包含基底下中隔区3和中下中隔区9中的一个或多个区(例如，仅基底下中隔区、仅中下中隔区或基底下中隔区和中下中隔区两者)的一部分。例如，高下/后基底中隔区域可以包含总体上图示为虚线边界的区域324。如所展示的，虚线边界表示高下/后基底中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7是能够校准起搏疗法和/或递送起搏疗法的装置10的三维透视图。如所展示的，远侧固定和电极组合件36包含被实施为环形电极的远侧基于壳体的电极22。当固定构件20的固定构件尖齿20a、20b和20c与心房组织接合时，远侧基于壳体的电极22可以定位成紧密接触或在操作上接近心房组织。可弹性变形的尖齿20a、20b和20c可以在将装置10递送到植入位点期间向远侧延伸。例如，当从递送工具中推出装置10时，尖齿20a、20b和20c可以刺穿心房心内膜表面，并且当所述尖齿不再约束在递送工具内时，弯曲回到其正常弯曲定位(如图所示)。当尖齿20a、20b和20c弯曲回到其正常定位时，固定构件20可以将远侧固定构件和电极组合件36拉向心房心内膜表面。当将远侧固定构件和电极组合件36拉向心房心内膜时，可以将尖端电极42推进穿过心房肌和中心纤维体并且进入心室肌中。然后，可以将远侧基于壳体的电极22定位于心房心内膜表面上。

远侧基于壳体的电极22可以包含由导电材料(如钛、铂、铱或其合金)形成的环。远侧基于壳体的电极22可以为单个连续环形电极。在其它实例中，环的部分可以涂覆有电绝缘涂层，例如聚对二甲苯、聚氨基甲酸酯、硅酮、环氧树脂或另一绝缘涂层，以减小环形电极的导电表面区。例如，可以涂覆环的一个或多个扇区以分离远侧基于壳体的电极22的两个或多个导电的暴露表面区。例如通过用绝缘涂层覆盖导电环的部分来减小远侧基于壳体的电极22的导电表面区可以增加远侧基于壳体的电极22的电阻抗，并且由此减少在对捕获心肌(例如心房肌组织)的脉冲进行起搏期间所递送的电流。较低的电流消耗可以节省装置10的电源，例如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。

如上文所描述的，远侧基于壳体的电极22可以被配置成心房阴极电极，所述心房阴极电极用于与作为返回阳极的近侧基于壳体的电极24结合将起搏脉冲递送到植入位点处的心房组织。电极22和24可以用于感测心房P波，以用于控制心房起搏脉冲(在不存在感测到的P波的情况下递送)以及用于控制使用作为阴极的尖端电极42和作为返回阳极的近侧基于壳体的电极24递送的心房同步心室起搏脉冲。在其它实例中，远侧基于壳体的电极22可以与用于心室起搏和感测的阴极尖端电极42结合用作返回阳极。

图8是电路系统的框图，所述电路系统可以围封在壳体30(图7)内以使用根据一个实例的装置10来提供校准起搏疗法和/或递送起搏疗法的功能，或者所述电路系统围封在本文所描述的任何其它医疗装置(例如，图2的装置408、图3的装置418、图4的装置428或图9的装置710)的壳体内。单独医疗装置50(图1-4)可以包含可以类似方式进行配置的一些或所有相同组件。围封在壳体30内的电子电路系统可以包含软件、固件和硬件，所述软件、固件和硬件协作地监测心房和心室的心电信号、确定何时需要心脏疗法、和/或根据编程的治疗模式和脉冲控制参数向患者心脏递送电脉冲。电子电路系统可以包含控制电路80(例如，包括处理电路系统)、存储器82、疗法递送电路84、感测电路86和/或遥测电路88。在一些实例中，装置10包含用于产生与患者的生理功能、状态或病状相关的信号的一个或多个传感器90(如患者活动传感器)以用于确定对起搏疗法和/或控制起搏速率的需要。例如，一个传感器90可以包含用以测量运动的惯性测量单元(例如，加速度计)。

电源98可以按需要对包含组件80、82、84、86、88、90中的每一个的装置10的电路系统提供电力。电源98可以包含一个或多个储能装置，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示出的总框图中理解电源98与例如传感器80、82、84、86、88、90之类的组件中的每一个之间的连接(未示出)。例如，电源98可以耦接到包含在疗法递送电路84中的一个或多个充电电路，以便提供用以对包含在疗法递送电路84中的保持电容器进行充电的电力，所述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(如DDI(R))来递送起搏脉冲。电源98还可以耦接到感测电路86的组件(如感测放大器、模数转换器、开关电路系统等)、传感器90、遥测电路88和存储器82，以向各种电路提供电力。

所示出的功能块表示装置10中包含的功能，并且可以包含实施模拟和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路组件，所述模拟和/或数字电路能够产生归因于本文医疗装置10的功能。各个组件可以包含执行一个或多个软件或固件程序的处理电路系统(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、状态机或其它提供所描述的功能的合适的组件或组件的组合。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可以包含任何易失性、非易失性、磁性或电非暂时性计算机可读存储介质，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)、闪速存储器或任何其它存储器装置。此外，存储器82可以包含存储指令的非暂时性计算机可读介质，所述指令在由一个或多个处理电路执行时，使控制电路80和/或其它处理电路系统校准起搏疗法和/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的其它心脏疗法功能(例如，感测或递送疗法)。存储指令的非暂时性计算机可读介质可以包含上文所列的介质中的任一个。

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可以包含心房(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。在包含两个或更多个可选择远侧基于壳体的电极的实例中，感测电路86可以包含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含在心房感测通道87中的心脏事件检测电路系统的开关电路系统。开关电路系统可以包含开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测电路86的组件选择性地耦接到所选电极的任何其它类型的开关装置。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中的每一个可以包含心脏事件检测电路系统，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。包含在通道87和89中的每个通道中的心脏事件检测电路系统可以被配置成对从所选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系统可以包含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)、定时器或其它模拟或数字组件。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隔和感测阈值，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隔进行控制的起搏逃逸间隔定时器。取决于特定的编程起搏模式，感测到的事件信号可以触发或抑制起搏脉冲。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(AV)起搏间隔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AV起搏间隔到期之前感测到R波，则可以抑制心室起搏脉冲。如果AV起搏间隔在控制电路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。

在一些实例中，装置10可以被配置成递送多种起搏疗法，包含心动过缓起搏、心脏再同步疗法、电击后起搏和/或心动过速相关疗法(如ATP)等。例如，装置10可以被配置成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隔，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间隔、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间隔，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间隔。可以将这些间隔与心动过速检测间隔进行比较，以检测非窦性心动过速。可以基于检测到的心动过速检测间隔的阈值数量，在给定的心腔中检测心动过速。

疗法递送电路84可以包含心房起搏电路83和心室起搏电路85。每个起搏电路83、85可以包含充电电路系统、一个或多个电荷存储装置(如一个或多个低电压保持电容器)、输出电容器和/或开关电路系统，所述开关电路系统控制一个或多个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AV或VV起搏间隔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隔。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隔截止，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AV起搏间隔，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经过编程的起搏电压幅度并且针对经过编程的起搏脉冲宽度使电容器放电。例如，控制电路80中包含的起搏定时电路可以包含可编程数字计数器，所述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联的基本起搏时间间隔。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、极性或其它特性。

装置10可以包含用于感测来自患者的信号的其它传感器90，以用于确定对由疗法递送电路84所递送的电刺激疗法的需要和/或控制所述电刺激疗法。在一些实例中，指示需要增加心脏输出的传感器可以包含患者活动传感器，如加速度计。由于如患者活动传感器所指示的活动增加所引起的患者代谢需求的增加可以由控制电路80来确定，以用于确定传感器指示的起搏速率。

可以经由遥测电路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，所述遥测电路也可以被描述为通信接口。遥测电路88包含用于使用射频通信或其它通信协议与如编程器或家用监测器等外部装置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医疗装置发射/从所述医疗装置接收通信信号。

图9是根据另一个实例的可以被配置成用于校准起搏疗法和/或递送起搏疗法以进行单腔或多腔心脏疗法(例如，双腔或三腔心脏疗法)的另一个无引线心内医疗装置710的三维透视图。装置710可以包含壳体730，所述壳体具有展示为圆柱形外侧壁的从壳体远端区域732延伸到壳体近端区域734的外侧壁735。壳体730可以围封被配置成执行单腔或多腔心脏疗法的电子电路系统，所述单腔或多腔心脏疗法包含心房和心室心脏电信号感测和对心房腔和心室腔进行起搏。递送工具接口构件726展示在壳体近端区域734上。

远侧固定和电极组合件736可以耦接到壳体远端区域732。远侧固定和电极组合件736可以包含耦接到壳体远端区域732的电绝缘性远侧构件772。组织刺穿电极组合件712远离壳体远端区域732延伸，并且多个非组织刺穿电极722可以直接耦接到绝缘性远侧构件772。组织刺穿电极组合件712在远离壳体远端区域732的纵向方向上延伸，并且可以与壳体730的纵向中心轴线731同轴。

远侧组织刺穿电极组合件712可以包含电绝缘轴740和尖端电极742(例如，组织刺穿电极)。在一些实例中，组织刺穿电极组合件712是包含螺旋轴740和远侧阴极尖端电极742的活动固定构件。螺旋轴740可以从轴远侧端部区域743延伸到轴近侧端部区域741，所述轴近侧端部区域可以直接耦接到绝缘性远侧构件772。螺旋轴740可以涂覆有电绝缘材料，例如聚对二甲苯或本文所列的其它实例，以避免沿轴长度感测或刺激心脏组织。尖端电极742处于轴远侧端部区域743处，并且可以充当用于当将尖端电极742推进到心室组织中时使用近侧基于壳体的电极724作为返回阳极来递送心室起搏脉冲并且感测心室电信号的阴极电极。近侧基于壳体的电极724可以是外接壳体730的环形电极，并且可以由纵向侧壁735的未绝缘部分限定。壳体730的不充当电极的其它部分可以用如上文结合图7所描述的电绝缘材料涂覆。

使用两个或更多个穿透进入LV心肌的组织刺穿电极(例如，任何类型的组织刺穿电极)可以用于更局部的起搏捕获，并且可以减轻心室起搏尖峰，从而影响捕获心房组织。在一些实施例中，多个组织刺穿电极可以包含两个或更多个镖型电极组合件(例如，图7的电极组合件12)、螺旋型电极(例如，电极组合件712)。多个组织刺穿电极的非限制性实例包含两个镖电极组合件、具有延伸穿过其中(例如，穿过中心)的镖电极组合件的螺旋电极或者双缠绕螺旋。多个组织刺穿电极也可以用于双极或多极起搏。

在一些实施例中，穿透进入LV心肌中的一个或多个组织刺穿电极(例如，任何类型的组织刺穿电极)可以是多极组织刺穿电极。多极组织刺穿电极可以包含一个或多个电活性元件和电分离元件，其可以使得能够从一个或多个组织刺穿电极进行双极或多极起搏。

多个非组织刺穿电极722可以沿绝缘性远侧构件772的外周提供，其位于组织刺穿电极组合件712的外周。绝缘性远侧构件772可以限定装置710的面向远侧的表面738和邻近壳体纵向侧壁735外接装置710的周向表面739。非组织刺穿电极722可以由例如钛、铂、铱或其合金之类的导电材料形成。在所展示的实施例中，六个非组织刺穿电极722沿绝缘性远侧构件772的外周以相等的距离径向间隔开。然而，可以提供两个或多个非组织刺穿电极722。

非组织刺穿电极722可以是离散组件，其各自保持在绝缘性构件772中的相应凹部774内，所述凹部的大小和形状被设计成与非组织刺穿电极722匹配。在其它实例中，非组织刺穿电极722各自可以为安装在绝缘性远侧构件772内或之上的单件式构件的未绝缘暴露部分。单件式构件中不用作电极的中间部分可以通过绝缘性远侧构件772进行绝缘，或者如果所述中间部分暴露于周围环境中，则其可以涂覆有电绝缘涂层，例如聚对二甲苯、聚氨基甲酸酯、硅酮、环氧树脂或另一绝缘涂层。

当将组织刺穿电极组合件712推进到心脏组织中时，至少一个非组织刺穿电极722可以被定位成抵靠、紧密接触或在操作上接近心脏组织表面，以递送脉冲和/或感测由患者的心脏产生的心脏电信号。例如，当组织刺穿电极组合件712被推进到心房组织中并且穿过中心纤维体直至远侧尖端电极742被定位成与心室组织(例如，心室肌和/或心室传导系统的部分)直接接触时，非组织刺穿电极722可以被定位成与右心房心内膜组织接触以在心房中进行起搏和感测。

非组织刺穿电极722可以耦接到由壳体730围封的疗法递送电路84和感测电路86(参见图8)，以与作为返回阳极的近侧基于壳体的电极724结合共同用作用于递送心房起搏脉冲并感测心房电信号(例如，P波)的阴极电极。可以在控制电路80的控制下激活包含在感测电路86中的开关电路系统，以将非组织刺穿电极中的一个或多个非组织刺穿电极耦接到心房感测通道87。远侧非组织刺穿电极722可以彼此电隔离，使得可以通过包含在疗法递送电路84中的开关电路系统来单独选择电极722中的每个单独的电极，以单独地或者以电极722中的两个或更多个电极的组合来充当心房阴极电极。可以在控制电路80的控制下激活包含在疗法递送电路84中的开关电路系统，以将非组织刺穿电极722中的一个或多个非组织刺穿电极耦接到心房起搏电路83。可以一次选择非组织刺穿电极722中的两个或更多个非组织刺穿电极以用作多点心房阴极电极。

可以基于心房捕获阈值测试、电极阻抗、心脏电信号中的P波信号强度或其它因素来选择用于心房起搏和/或心房感测的某些非组织刺穿电极722。例如，可以选择用作提供低起搏捕获阈值幅度和相对较高的电极阻抗的最佳组合的阴极电极的单个非组织刺穿电极722或两个或更多个单独的所述非组织刺穿电极的任何组合，以使用来自电源98的最小电流消耗来实现可靠的心房起搏。

在一些情况下，当组织刺穿电极组合件712将壳体730锚定在植入位点处时，面向远侧的表面738可以均匀地接触心房心内膜表面。在所述情况下，可以一起选择所有电极722以形成心房阴极。可替代地，电极722中的每隔一个电极可以一起选择以形成具有较高电阻抗的多点心房阴极，所述心房阴极仍沿面向远侧的表面738均匀地分布。替代地，可以选择沿绝缘性远侧构件772的一侧的一个或多个电极722的子集，以在期望位点提供起搏，所述期望位点由于电极722对受起搏的心房组织的相对位置而实现最低的起搏捕获阈值。

在其它情况下，取决于组织刺穿电极组合件712进入心脏组织的定位和定向，面向远侧的表面738可以相对于邻近的心内膜表面成角度地定向。在此情况下，非组织刺穿电极722中的一个或多个可以被定位成相比于其它非组织刺穿电极722而与邻近的心内膜组织更紧密地接触，所述其它非组织刺穿电极可以成角度地远离心内膜表面。通过沿绝缘性远侧构件772的外周提供多个非组织刺穿电极，组织刺穿电极组合件712和壳体远端区域732相对于心脏表面(例如，右心房心内膜表面)的角度可以不必基本上平行。解剖差异和定位差异可以使面向远侧的表面738相对于心内膜表面成角度或倾斜，然而，沿绝缘性远侧构件772的外周分布的多个非组织刺穿电极722增加了一个或多个电极722与邻近心脏组织之间进行良好接触的可能性，从而使用多个电极722的至少子集来促进可接受的起搏阈值和可靠的心脏事件感测。可能不需要周向地沿绝缘性远侧构件772的整个外周接触或固定。

非组织刺穿电极722被展示为各自包含沿面向远侧的表面738延伸的第一部分722a和沿周向表面739延伸的第二部分722b。第一部分722a和第二部分722b可以为连续的暴露表面，使得有源电极表面包裹在绝缘性远侧构件772的外周边缘776上，所述外周边缘将面向远侧的表面738和周向表面739接合起来。非组织刺穿电极722可以包含沿面向远侧的表面738的电极722中的一个或多个、沿周向表面739的一个或多个电极、各自沿面向远侧的表面738和周向表面739两者延伸的一个或多个电极，或其任何组合。非组织刺穿电极722中的每个非组织刺穿电极的暴露表面可以与相应的面向远侧的表面738和/或周向表面齐平。在其它实例中，非组织刺穿电极722中的每个非组织刺穿电极可以具有从绝缘性远侧构件772凸出的凸起表面。然而，电极722的任何凸起表面可以限定光滑或圆形的非组织刺穿表面。

远侧固定和电极组合件736可以密封壳体730的远端区域，并且可以提供将电极722安装在其上的基础。电极722可以被称为基于壳体的电极。电极722可以不由将有源电极部分(如位于延伸远离壳体730的螺旋轴740的远侧尖端处的远侧尖端电极742)延伸远离壳体730的轴或其它延伸部承载。本文呈现的耦接到绝缘性远侧构件的面向远侧的表面和/或周向表面的非组织刺穿电极的其它实例包含远侧基于壳体的环形电极22(图7)、围绕组合件36(图7)周向延伸的远侧基于壳体的环形电极、纽扣电极、其它基于壳体的电极以及其它周向环形电极。可以提供直接耦接到远侧绝缘性构件的位于中心组织刺穿电极外周的任何非组织刺穿电极，以单独地、共同地或以任何组合的方式用作用于将起搏脉冲递送到邻近心脏组织的阴极电极。当提供环形电极，如远侧环形电极22和/或周向环形电极时，环形电极的部分可以通过涂层进行电绝缘，以沿绝缘性远侧构件的面向远侧的表面和/或周向表面提供多个分布的非组织刺穿电极。

与沿远侧固定和电极组合件736提供的组织刺穿电极相比，上文列出的非组织刺穿电极722和其它实例预期提供更可靠和有效的心房起搏和感测。与心室腔壁相比，心房腔壁相对较薄。组织刺穿心房阴极电极可能会在心房组织内延伸得太深，从而导致无意间持续的或间歇性的对心室组织的捕获。由于在经由物理上更紧密接近心室组织的组织刺穿心房阴极电极接收到的心脏电信号中具有较大信号强度的心室信号，组织刺穿心房阴极电极可以对感测心房信号产生干扰。组织刺穿电极组合件712可以牢固地锚定在心室组织中，以使装置710的植入定位稳定，并且提供合理肯定，即尖端电极742在心室组织中进行感测和起搏，同时非组织刺穿电极722在心房中可靠地进行起搏和感测。当装置710被植入目标植入区域4(例如如图1所示，心室间隔)中时，尖端电极742可以到达左心室组织以对左心室进行起搏，而非组织刺穿电极722在右心房中提供起搏和感测。组织刺穿电极组合件712的从面向远侧的表面738起的长度可以处于约4mm到约8mm的范围内以到达左心室组织。在一些情况下，装置710可以通过以下实现四腔起搏：通过目标植入区域4中的非组织刺穿电极722从心房起搏电路83递送心房起搏脉冲以实现双心房(右心房和左心房)捕获，并且通过从目标植入区域4推进到心室组织中的尖端电极742来从心室起搏电路85递送心室起搏脉冲以实现双心室(右心室和左心室)捕获。

图10示出了例如使用图5的声学或运动检测器11来检测心房活动的说明性方法600，所述心房活动可以用于表示生理应答信息。具体地，方法600可以包含基于可以由植入患者心脏中的IMD执行的对(例如，由运动检测器11提供的)运动信号的分析来检测心房收缩。在一些实施例中，运动信号可以由植入在患者心脏的心室(如右心室)内的IMD提供。方法600可以包含在标识心室激活事件时开始心房收缩检测延迟周期630。方法600可以包含在心房收缩延迟周期到期时开始心房收缩检测窗口632。方法600可以包含分析心房收缩检测窗口内的运动信号。

方法600可以包含：对心房收缩检测窗内的运动信号进行滤波；对经过滤波的信号进行整流；以及生成心房收缩检测窗内的经过滤波和整流的运动信号的导数信号634。方法600可以包含确定心房收缩检测窗口内的导数信号的幅度是否超过阈值636。响应于确定心房收缩检测窗口内的导数信号的幅度超过阈值(636中为是(YES))，方法600可以继续进行到检测心房收缩638。否则(636中为“否”)，方法600可以返回到滤波、整流并且产生导数信号634。用于使用提供运动信号的运动检测器的各种技术可以在发布于2016年7月26日的题为“通过心室无引线起搏装置进行心房收缩检测以进行房室同步起搏(Atrialcontraction detection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronous ventricular pacing)”的美国专利第9,399,140号(Cho等人)中进行描述，所述美国专利以全文引用的方式并入本文。

如将关于图11所描述的，可以检测心音(HS)，并且将其用以表示生理应答信息。如本文所描述的，S1到S4心音中的一个或多个的幅度和/或相对时间间隔可以用于优化患者对CRT或包含心脏起搏和/或神经刺激的其它心脏疗法的血液动力学应答，以实现血液动力益处。第一心音S1对应于心室收缩期的开始。当动作电位通过房室结(AV结)传导并且迅速使心室肌去极化时，心室收缩期开始。此事件是通过ECG上的QRS综合波来区分的。当心室收缩时，心室中的压力开始升高，使得当心室压力超过心房压力时，心室与心房之间的二尖瓣和三尖瓣突然关闭。此瓣膜关闭可以生成S1。S1通常具有约150毫秒的持续时间和近似约20Hz到250Hz的频率。S1的幅度可以提供LV收缩性的替代量度。因此，S1幅度的增加可以与LV收缩性的改进正相关。其它测量，如从QRS开始到S1所测量的射血前期，也可以用作心肌收缩性指数的替代物。

由于心室不同步导致的二尖瓣和三尖瓣关闭的分离可以作为S1信号中分开的M1和T1峰而观察到。M1(二尖瓣关闭声音)和T1(三尖瓣关闭声音)的合并可以用作改善心室同步性的指标。

通常，在ECG的QRS复合波和二尖瓣关闭后，左心室压力(LVP)急剧上升，并且在心室收缩期期间持续增加，直到主动脉和肺动脉瓣打开，从而将血液喷射到主动脉和肺动脉中。在射血期期间，心室收缩通常会继续使心室以及主动脉和肺动脉中的血压升高。随着收缩的减少，血压会降低直到主动脉和肺动脉瓣关闭。

可以通过在接近心室收缩期结束和心室舒张期开始时关闭主动脉和肺动脉瓣膜而生成第二心音S2。因此，S2可以与主动脉和肺动脉中的舒张压相关。S2通常具有约120毫秒的持续时间和约25至350Hz的频率。S1与S2之间的时间间隔，即S1-S2时间间隔可以表示与心动周期的心室等容收缩期(射血前期)和射血期相对应的收缩时间间隔(STI)。此S1-S2时间间隔可以提供每搏输出量的替代量度。此外，射血前期(Q-S1)与S1-S2时间的比率可以用作心肌收缩性的指数。

第三心音S3与心室的早期被动舒张充盈相关联，并且第四心音S4可以与由于心房收缩引起的心室的晚期主动充盈相关联。通常，使用听诊器在正常患者中很难听到第三声音，并且在正常患者中通常不会听到第四声音。在使用听诊器进行检查期间，第三心音和第四心音的存在可以指示病理病状。S3和S4心音由于其与心脏的舒张功能有关而可以用于优化起搏参数。通常，当标识最佳起搏参数时，这些声音将最小化或消失。如所属领域的一般技术人员已知的，可以用于心脏起搏参数优化中的S1至S4心音的其它方面以及其定时。

图11是根据一个实施例的用于使用心音来优化起搏控制参数的方法的流程图800。本公开的方法可以包含流程图800中展示的一个或多个框。使用心音来优化心脏疗法的其它实例在于2017年5月9日授权的题为“用于使用心音进行起搏参数优化的系统和方法(System and method for pacing parameter optimization using heart sounds)”的美国专利第9,643,0134号中进行了总体描述，所述美国专利以全文引用的方式并入本文。

起搏参数优化方法可以在框802处启动。可以响应于经由外部编程器接收到的用户命令来启动优化过程。在初始IMD植入时或在办公室随访期间，或在远程患者监测会话期间，用户可以使用外部编程器或联网计算机启动基于HS的优化程序。另外或替代地，流程图800所展示的过程可以为周期性开始的自动化过程或者响应于基于感测到的生理信号(其可包含感测到的HS信号)感测到需要疗法递送或疗法调整而开始的自动化过程。

在框804处，选择要优化的起搏控制参数。控制参数可以为定时相关参数，如AV间隔或VV间隔。起搏向量是可以在框804处选择用于优化的另一控制参数。例如，当使用例如冠状窦引线之类的多极引线时，可以选择多个双极或单极起搏向量以在给定的心腔中进行起搏。与特定起搏向量相关联的起搏位点可以对起搏疗法的血液动力益处具有显著影响。如此，起搏向量是可以使用本文所描述的方法进行优化的一个起搏控制参数。

在框806处使用针对在框804处选择的测试参数的初始参数设置来启动起搏序列。在一个实施例中，AV间隔正在优化中，并且以初始AV间隔设置递送心室起搏。应理解，可以在框806处通过首先测量具有完好AV传导(即无AV阻断)的患者的固有AV间隔来选择初始AV间隔设置。初始AV间隔可以为默认起搏间隔、最后编程的AV间隔或要测试的最小或最大AV间隔。可替代地，如果选择VV间隔进行优化，则可以首先测量固有心室间传导时间，并且可以从与固有VV传导时间相比更长、更短或大约相等的VV间隔开始，迭代地调整起搏的VV间隔。

执行用于将所选测试参数调整为至少两个不同设置的迭代过程。可以以任何期望次序(例如递增、递减、随机等)将参数调整为不同的设置。例如，在AV间隔的调整期间，初始AV间隔可以被设置成刚好长于或大约等于经测量的固有AV传导时间，然后将所述初始AV间隔迭代地减小到最小AV间隔测试设置。在使用每个起搏参数设置进行起搏期间，在框808处获取HS信号。在框812处，迭代过程前进到下一个测试参数设置，直到如框810处所确定的，已经应用了所有测试参数设置，并且已经针对每个设置记录了HS信号。

可以获取多个心动周期的HS信号，以使得能够对从单独的心动周期获取的HS参数测量结果进行整体平均或平均。应当理解的是，放大、滤波、整流、噪声消除技术或其它信号处理步骤可以用于改善HS信号的信噪比，并且这些步骤对于所获取心音中的每个心音可能是不同的，所述心音可以包含任何或所有类型的心音。

在框814处，针对每个测试参数设置，从记录的HS信号中确定至少一个HS参数测量结果。例如包含在编程器中的IMD处理器或外部处理器或两者的组合可以执行本文所描述的HS信号分析。在一个实施例中，在框814处，记录S1和S2并且使用S1和S2信号测量HS参数。例如，测量S1的幅度、V-S2间隔(其中V事件可以为V起搏或感测到的R波)和S1-S2间隔。可以另外注意S3和/或S4的存在，或者可以对这些信号进行测量以确定有关参数。针对至少两个不同的测试参数设置(例如至少两个不同的AV间隔、两个或多个不同的VV间隔或者两个或多个不同的起搏向量)确定HS信号参数。

在框818处，确定在框810处所确定的每个HS参数随起搏参数测试设置而变化的趋势。在一个实施例中，确定V-S2间隔、S1幅度和S1-S2间隔中的每一个的趋势。其它实施例可以包含确定在S1信号期间M1和T1声音的分离。基于一个或多个HS参数相对于变化的起搏控制参数的趋势，在框820处，处理器可以自动标识最佳起搏参数设置。另外地或可替代地，在框822处，在例如编程器之类的外部装置上或在远程联网计算机处报告并显示HS趋势。

如果在将多极电极定位成沿心腔时(如沿LV的四极引线)，所测试的起搏参数是例如起搏位点或起搏向量，则可以基于使心室收缩性的基于HS的替代物最大化来选择起搏位点或向量。在一个实施例中，S1的幅度用作心室收缩性的替代物，并且在框820处将与最大S1相关联的起搏位点或向量标识为最佳起搏向量设置。

在框818处确定每个HS参数的趋势可以包含确定V-S2间隔趋势是否呈现出突然的斜率变化，例如从基本上平坦的趋势到下降的趋势。与VS2间隔趋势中的突然变化相关联的AV间隔可以被标识为最佳AV间隔设置。可以基于其它HS趋势，例如最大S1幅度和/或最大S1-S2间隔，来进一步标识最佳AV间隔。

在一些实施例中，在框824处，也可以在IMD中自动编程经自动标识的最佳起搏参数设置。在其它实施例中，临床医生或用户查看所报告的HS数据和所建议的一个或多个起搏参数设置，并且可以接受所建议的设置或基于HS数据选择另一设置。

HS感测模块或电路系统可以可操作地耦接到控制电路80(图8)并且被配置成从用于感测这些心音中的一个或多个心音的HS传感器接收模拟信号。例如，HS感测模块可以包含被配置成基于心音的频率、持续时间和定时来具体地感测具体心音的一个或多个“通道”。例如，心电图/电描记图(ECG/EGM)感测电路系统可以由控制电路80用来设置由用于感测心音的HS感测模块所使用的HS感测窗。HS感测模块可以包含用于优化心音信号的信噪比的一个或多个感测放大器、滤波器和整流器。可以提供用于感测S1至S4声音中的每一个的单独且独特的放大和滤波特性，以按需要提高信号质量。

可以测量生物阻抗或心内阻抗，并且将其用于表示生理应答信息。例如，本文所描述的IMD中的任何IMD可以通过注入电流并且测量电极向量配置的电极(例如，所选电极)之间的电压来测量心内阻抗信号。例如，IMD可以通过在第一电极(例如，RV电极)与定位于三尖瓣附近的RV中的电极之间注入电流(例如，非起搏阈值电流)并且测量第一电极与第二电极之间的电压来测量阻抗信号。可以使用的另一个向量是从LV电极到RV电极的。将会认识到其它向量对配置可以用于刺激和测量。可以在涵盖所关注的组织或心腔的任一组电极之间测量阻抗。因此，个人可以注入电流并且测量电压以计算相同两个电极上的阻抗(双极配置)，或者注入电流并且测量单独两对电极(例如，一对用于电流注入，并且一对用于电压感测)上的电压，因此是四极配置。对于四极电极配置，电流注入电极和电压感测电极可以彼此成一直线(或紧密平行)，并且电压感测电极可以位于电流感测场内。例如，如果在SVC线圈电极与RV尖端电极之间注入一个电流，则电压感测可以处于RV线圈电极与RV环形电极之间。在此类实施例中，VfA引线可以用于LV心脏疗法或感测。阻抗向量可以被配置成涵盖所关注的特定解剖区，例如心房或心室。

本文所描述的说明性方法和/或装置可以监测一个或多个电极向量配置。进一步地，可以同时和/或周期性地相对于另一向量而测量多个阻抗向量。在至少一个实施例中，示例性方法和/或装置可以使用阻抗波形来获取选择数据(例如，找到适用的基准点，以允许从此类波形中提取测量结果等)以优化CRT。

如本文中所使用的，术语“阻抗信号”不限于原始阻抗信号。应注意，可以对原始阻抗信号进行处理、归一化和/或滤波(例如，以去除伪像、噪声、静电、电磁干扰(EMI)和/或外来信号)以提供阻抗信号。进一步地，术语“阻抗信号”可以包含其各种数学导数，所述各种数学导数包含阻抗信号的实部和虚部、基于阻抗的电导信号(即，阻抗的倒数(reciprocal或inverse))等。换句话说，术语“阻抗信号”可以理解为包含电导信号，即作为阻抗信号的倒数的信号。

在本文所描述的方法和/或装置的一个或多个实施例中，可以监测各种患者生理参数(例如，心内阻抗、心音、如R-R间隔等心动周期间隔等)以用于获取选择数据以优化CRT(例如，设置AV和/或VV延迟，例如通过使用和/或测量阻抗一阶导数/来优化心脏收缩性，选择起搏位点，选择起搏向量、引线放置，或者从电气和机械视角评估起搏捕获(例如，电气捕获可能并不意味着机械捕获，并且心音和阻抗可以通过查看来自心音和阻抗的机械信息来帮助评估电刺激是否捕获心脏)，选择用于起搏的有效电极向量配置等)。例如，可以监测两个或更多个电极之间的心内阻抗信号，以用于提供这种优化。

图12示出了用于获取装置参数选项之一(例如，可以用来优化CRT的可选择装置参数之一，如可以作为最佳参数的潜在AV延迟)的选择数据的方法850的一个实例。使用心音来优化心脏疗法的其它实例在于2017年7月18日授权的题为“基于心内阻抗和心音的心脏再同步疗法优化(Cardiac resynchronization therapy optimization based onintracardiac impedance and heart sounds)”的美国专利第9,707,399号中进行了总体描述，所述美国专利以全文引用的方式并入本文。

如所示出的，使用多个装置选项之一来递送起搏疗法(框852)(例如，多个装置参数选项可以为所选择、所确定和/或所计算的AV延迟，如固有AV延迟的百分比，例如40％的固有AV延迟、50％的固有AV延迟、60％的固有AV延迟、70％的固有AV延迟、80％的固有AV延迟等)。对于用于起搏的装置参数选项(框852)，在多个电极向量配置中的每一个处获取选择数据(例如，在多个心动周期内监测心内阻抗，并且使用此类阻抗信号提取选择数据)。如决策框854所指示，如果尚未从所有期望的电极向量配置中获取选择数据，则重复获取选择数据的回路(例如，框858、860、862和864所示的回路)。如果已经从所有期望的电极向量配置中获取选择数据，则使用另一不同的装置参数选项来递送疗法(框856)，并且重复图12的方法850(例如，针对不同的装置参数选项)，直到已经针对所有不同的装置参数选项获取了选择数据(例如，针对不同的装置参数选项中的每一个而在多个电极向量配置中的每一个处收集选择数据)为止。

如针对期望的电极向量配置中的每个期望的电极向量配置而获取选择数据的重复回路中所示出的(例如，框858、860、862和864)，选择所述多个电极向量配置之一以用于获取选择数据(框858)。对于选定的电极向量配置，获取与至少一个心动周期的收缩部分中的至少一部分相关联的时间基准点和/或与至少一个心动周期的舒张部分中的至少一部分相关联的时间基准点(框860)(例如，如使用心音、分析阻抗信号的最小值和最大值、应用基于生理参数(例如R-R间隔)的算法等)。例如，可以获取与心动周期的收缩和/或舒张部分相关的时间基准点，可以获取与心动周期的收缩和/或舒张部分内的一个或多个限定的段相关的时间基准点，和/或可以获取心动周期的收缩和/或舒张部分的一个或多个点和/或部分内或与一个或多个点和/或部分相关的时间基准点。又进一步地，例如，可以获取仅与心动周期的收缩部分或仅舒张部分相关的时间基准点，可以获取与仅在心动周期的收缩部分或舒张部分内的一个或多个限定的段相关的时间基准点，和/或可以获取心动周期的仅收缩部分或仅舒张部分的一个或多个点和/或部分内或与一个或多个点和/或部分相关的时间基准点。换句话说，可以获取与心动周期的收缩和舒张部分两者相关联或者仅与心动周期的此类部分中的一个相关联的基准点。进一步地，例如，此类基准点可以表示或指示测量窗口和/或时段(例如，间隔、点等)，在所述测量窗口和/或时段处或期间，可以测量心内阻抗以用于本文所描述的分析。

在约相同的时间帧(例如，约与所获取的基准点同时)中，在所选电极向量配置处获取心内阻抗信号(框862)。利用所获取的基准点和所获取的心内阻抗信号，基于时间基准点来提取来自阻抗信号的测量结果(框864)(例如，在基准点之间限定的测量窗口中的阻抗信号的积分、在基准点之间限定的测量窗口中的阻抗信号的最大斜率、基准点之间的时间、基准点处的最大阻抗等)。此类测量结果中的一个或多个测量结果可以与用于此类测量的期望值相当，从而允许确定测量是否可以指示装置参数选项可以是用于优化疗法的有效装置参数(例如，基于多个此类测量结果是否满足某些标准或阈值，可以使用评分算法来确定装置参数选项是否可以是最佳参数)。

针对至少一个心动周期确定装置参数选项中的每个装置参数的测量数据(例如，如图12中所描述获得的)。在一个或多个实施例中，针对多个心动周期，获取此类测量数据。在其期间获取测量数据的心动周期可以是任何适合的心动周期。在一个或多个实施例中，在其期间获取测量数据的所选心动周期基于呼吸周期。在至少一个实施例中，在呼吸周期结束时(例如，接近呼气结束)发生的心动周期期间获取测量数据。

图13描绘了包含电极设备110、显示设备130和计算设备140的说明性系统100。所展示的电极设备110包含多个电极，所述多个电极并入或包含于缠绕在患者120的胸部或躯干周围的带内。电极设备110可操作地耦接到计算设备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计算设备140以进行分析、评估等。说明性电极设备可以在于2016年4月26日发布的题为“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号中进行描述，所述美国专利以全文引用的方式并入本文中。进一步地，将参考图14-15对示例性电极设备110进行更详细的描述。

尽管在本文中未进行描述，但是说明性系统100可以进一步包含成像设备。成像设备可以为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所述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定位于患者体内的任何组件或零件来提供患者的图像。应理解，本文描述的示例性系统、方法和接口可以进一步使用成像设备向用户(例如，医师)提供无创辅助，以校准和/或递送VfA起搏疗法，以定位并放置装置来递送VfA心脏起搏疗法，和/或结合对心房至心室起搏疗法的评估来定位或选择靠近患者心脏的起搏电极或起搏向量以进行心房至心室起搏疗法。

例如，说明性系统、方法和接口可以提供图像引导的导航，所述导航可以用于在患者体内对包含无引线装置、电极、无引线电极、无线电极、导管等的引线进行导航，同时还提供无创心脏疗法评估，其包含确定心房至心室(VfA)起搏性设置是否最佳，或确定一个或多个所选参数(例如所选位置信息(例如，以供电极靶向左心室中特定位置的位置信息))是否最佳。使用成像设备和/或电极设备的示例性系统和方法可以在以下进行描述：于2013年6月12日提交的并且题为“植入式电极位置选择(Implantable Electrode LocationSelection)”的美国专利公开第2014/0371832号、于2013年6月12日提交的并且题为“植入式电极位置选择”的美国专利公开第2014/0371833号、于2014年3月27日提交的并且题为“用于标识有效电极的系统、方法和接口(Systems,Methods,and Interfaces forIdentifying Effective Electrodes)”的美国专利公开第2014/0323892号、于2014年3月27日提交的并且题为“用于标识光学电向量的系统、方法和接口(Systems,Methods,andInterfaces for Identifying Optical Electrical Vectors)”的美国专利公开第2014/0323882号，所述美国专利公开中的每个专利公开以全文引用的方式并入本文。

说明性成像设备可以被配置成捕获x射线图像和/或任何其它替代的成像模态。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。另外，还可以获得图像并且以二维、三维或四维显示。在更高级的形式中，还可以通过合并来自通过MRI、CT或超声心动图模式捕获的图或术前图像数据中的心脏数据或其它软组织数据来实现心脏或身体其它区域的四维表面渲染。来自混合模态的图像数据集，例如与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)，也可以提供叠加到解剖数据上的功能图像数据，例如，以用于对邻近心脏或感兴趣的其它区内的目标位置(例如，左心室内的位置，包含左心室空腔的高后基底和/或中隔区内的选定位置)的治疗设备进行导航。

可以与本文所描述的说明性系统和方法结合使用的系统和/或成像设备可以在以下中进行描述：发表于2005年1月13日的Evron等人的美国专利申请公开第2005/0008210号、发表于2006年4月6日的Zarkh等人的美国专利申请公开第2006/0074285号、发表于2011年5月12日的Zarkh等人的美国专利申请公开第2011/0112398号、发表于2013年5月9日的Brada等人的美国专利申请公开第2013/0116739号、发表于2005年12月27日的Evron等人的美国专利第6,980,675号、发表于2007年10月23日的Okerlund等人的美国专利第7,286,866号、发表于2011年12月11日的Reddy等人的美国专利第7,308,297号、发表于2011年12月11日的Burrell等人的美国专利第7,308,299号、发表于2008年1月22日的Evron等人的美国专利第7,321,677号、发表于2008年3月18日的Okerlund等人的美国专利第7,346,381号、发表于2008年11月18日的Burrell等人的美国专利第7,454,248号、发表于2009年3月3日的Vass等人的美国专利第7,499,743号、发表于2009年7月21日的Okerlund等人的美国专利第7,565,190号、发表于2009年9月8日的Zarkh等人的美国专利第7,587,074号、发表于2009年10月6日的Hunter等人的美国专利第7,599,730号、发表于2009年11月3日的Vass等人的美国专利第7,613,500号、发表于2010年6月22日的Zarkh等人的美国专利第7,742,629号、发表于2010年6月29日的Okerlund等人的美国专利第7,747,047号、发表于2010年8月17日的Evron等人的美国专利第7,778,685号、发表于2010年8月17日的Vass等人的美国专利第7,778,686号、发表于2010年10月12日的Okerlund等人的美国专利第7,813,785号、发表于2011年8月9日的Vass等人的美国专利第7,996,063号、发表于2011年11月15日的Hunter等人的美国专利第8,060,185号以及发表于2013年3月19日的Verard等人的美国专利第8,401,616号，所述文献中的每个文献均以其全文引用的方式并入本文中。

显示设备130和计算设备140可以被配置成显示并分析数据，如电信号(例如，心电图数据)、代表机械心脏功能和电心脏功能(例如，仅机械心脏功能、仅电心脏功能，或机械心脏功能和电心脏功能两者)中的一个或多个的心脏信息等。心脏信息可以包含例如，使用利用电极设备110聚集、监测或收集的电信号生成的电异质性信息或电不同步信息、替代电激活信息或数据等。在至少一个实施例中，计算设备140可以为服务器、个人计算机或平板计算机。计算设备140可以被配置成从输入设备142接收输入并且将输出传输到显示设备130。进一步地，计算设备140可以包含数据存储装置，所述数据存储装置可以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，例如用于校准和/或递送起搏疗法以驱动被配置成以无创方式辅助用户靶向起搏装置的放置的图形用户接口，和/或用于评估那个位置(例如，用于起搏的植入式电极的位置、由特定起搏向量递送的起搏疗法的位置等)处的起搏疗法。

计算装置140可以可操作地耦接到输入设备142和显示设备130，以例如向和从输入设备142与显示设备130中的每一个传输数据。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计算设备140电耦接到输入设备142和显示设备130中的每一个。如本文中进一步所描述，用户可以向输入设备142提供输入以操纵或修改在显示设备130上显示的一个或多个图形描绘，并且以查看和/或选择与心脏疗法有关的一条或多条信息。

尽管如所描绘的输入设备142是键盘，但是应当理解，输入设备142可以包含能够向计算设备140提供输入，以用于执行本文描述的功能、方法和/或逻辑的任何设备。例如，输入设备142可以包含鼠标、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可以包含能够向用户显示信息的任何设备，例如图形用户接口132，其包含心脏信息、文本指令、电激活信息的图形描绘、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、用于校准和/或递送起搏疗法的无引线起搏装置的图形描绘、定位或放置成提供VfA起搏疗法的无引线起搏装置的图形描绘、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可以包含液晶显示器、有机发光二极管屏幕、触摸屏、阴极射线管显示器等。

计算设备140存储和/或执行的处理程序或例程可以包含用于计算数学、矩阵数学、离差确定(例如，标准偏差、方差、范围、四分位数范围、平均绝对差、平均绝对偏差等)、滤波算法、最大值确定、最小值确定、阈值确定、移动窗口算法、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、向量数学或实施本文描述的一个或多个说明性方法和/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/或使用的数据可以包含例如来自电极设备110的电信号/波形数据、离差信号、窗口化离差信号、各种信号的部位或部分、来自电极设备110的电激活时间、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、心脏信息等)或用于执行本文所描述的一个和/或多个过程或方法所必需的任何其它数据。

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(如包含例如处理能力、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。

可以使用任何可编程语言(例如适合与计算机系统进行通信的高级程序和/或面向对象的编程语言)来提供用于实施本文所描述的系统、方法和/或接口的所述一个或多个程序。当读取适合的装置以执行本文所描述的程序时，任何此类程序可以例如存储在任何适合的装置上，例如存储介质，其可由计算机系统(例如，包含处理设备)上运行的用于配置和操作计算机系统的通用或专用程序读取。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示例性系统、方法和/或接口，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，可以将示例性系统、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，所述逻辑包含用于执行的代码，并且在由处理器执行时，可操作以执行例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、微型计算机、平板计算机等)并且通常可以被描述为包含处理电路系统。计算设备140的确切配置不是限制性的，并且实质上可以使用能够提供适合的计算能力和控制能力(例如，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、磁性可记录的介质，如磁盘或磁带等)。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。

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/硬件不应限制本文所描述的系统、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。

患者的心脏的电激活时间可以用于评估患者的心脏病状和/或对待递送或正递送到患者的心房至心室(VfA)心脏疗法进行校准、递送或评估。可以使用如图13-15中所示出的电极设备110来监测或确定患者的心脏的一个或多个区域的替代电激活信息或数据。示例性电极设备110可以被配置成测量患者120的体表电位，并且更确切地说，测量患者120的躯干表面电位。

如图14中示出的，说明性电极设备110可以包含电极112组或阵列、条带113和接口/放大器电路系统116。在至少一个实施例中，可以使用电极集合的部分，其中所述部分对应于患者心脏上的特定位置。电极112可以附接或耦接到条带113，并且条带113可以被配置成缠绕在患者120的躯干周围，使得电极112包围患者心脏。如进一步所展示的，电极112可以被定位成围绕患者120的周围，包含患者120的躯干的后部、侧部、后外侧、前外侧和前部位置。

进一步地，电极112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的信号并且将信号提供给计算设备140。其它示例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。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接口/放大器电路系统116电耦接到计算设备140和显示设备130中的每一个。

尽管在图14的实例中，电极设备110包含条带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的间隔和放置。在一些实例中，条带113可以包含松紧带、胶带条或布。在其它实例中，电极112可以单独地放置在患者120的躯干上。进一步地，在其它实例中，电极112(例如，布置成阵列)可以为贴片、背心和/或将电极112固定到患者120的躯干的其它方式的部分或定位于其内。

电极112可以被配置成围绕患者120的心脏并且在信号已经传播穿过患者120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位。接口/放大器电路系统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至约50个。其它配置可以具有更多或更少的电极112。

计算设备140可以记录并且分析电极112感测到的并且接口/放大器电路系统116放大/调节的电活动(例如，躯干表面电位信号)。计算设备140可以被配置成分析来自电极112的信号以提供作为如本文将进一步描述的前电极和后电极信号并且替代心脏电激活时间，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。计算设备140可以被配置成分析来自电极112的信号以提供作为如本文将进一步描述的用于校准、递送和/或评估VfA起搏疗法的前中隔电极信号并且替代心脏电激活时间，例如表示患者心脏的一个或多个前中隔区域的实际或局部电激活时间。进一步地，在患者躯干的左前表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的左前左心室区域的电信号，在患者躯干的左侧表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的左侧左心室区域的电信号，在患者躯干的左后侧表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的后侧左心室区域的电信号，并且在患者躯干的后表面位置处测量的电信号可以表示或替代患者心脏的左后心室区域的电信号。在一个或多个实施例中，激活时间的测量可以通过测量心脏去极化的发作(例如，QRS综合波的发作)与适当的基准点(例如，峰值、最小值、最小斜率、最大斜率、零交叉、阈值交叉等)之间的时间段执行。

另外，计算设备140可以被配置成提供描绘使用电极设备110获得的替代电激活时间的图形用户接口。示例性系统、方法和/或接口可以无创方式使用通过使用电极设备110收集的电信息来评估患者的心脏病状和/或对待递送或正递送到患者的VfA起搏疗法进行校准、递送或评估。

图15展示了包含多个电极112的另一说明性电极设备110，所述多个电极被配置成围绕患者120的心脏并且在信号已经传播穿过患者120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。电极设备110可以包含背心114，所述多个电极112可以附接在所述背心上或者所述电极112可以耦接到所述背心。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。

与图14的电极设备110类似，图13的电极设备110可以包含接口/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电耦接到电极112中的每个电极并且被配置成将信号从电极112传输到计算设备140。如所展示的，电极112可以分布在患者120的躯干之上，包含例如患者120的躯干的前表面、侧表面、后侧表面、前侧表面和后表面。

背心114可以由织物形成，其中电极112附接到织物。背心114可以被配置成维持电极112在患者120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在患者120的躯干表面上的位置。在一个或多个实施例中，背心114可以包含可定位在患者的前躯干附近的约17个或更多个前电极，以及可定位在患者的前躯干附近的约39个或更多个后电极。在一些实例中，尽管在患者120的躯干周围可以分布有约25个电极112至约256个电极112，但是其它配置可以具有更多或更少的电极112。

如本文所描述，电极设备110可以被配置成测量表示患者的心脏的不同区域的电信息(例如，电信号)。例如，可以从使用与对应于患者心脏的不同区域的表面区接近的表面电极测量的表面心电图(ECG)激活时间来估计患者心脏的不同区域的激活时间。在至少一个实例中，可以使用与对应于患者心脏的前中隔区域的表面区接近的表面电极测量的表面ECG激活时间来估计患者心脏的前中隔区域的激活时间。也就是说，电极112的集合的部分而非整个集合可以用于生成与电极集合的部分所对应的患者心脏的特定位置相对应的激活时间。

说明性系统、方法和接口可以用于通过使用电极设备110在评估患者的心脏健康或状态和/或评估如心房至心室(VfA)起搏疗法之类的心脏疗法时向用户提供无创辅助(例如，目前心脏疗法在植入期间或植入之后被递送到患者)。进一步地，示例性系统、方法和接口可以用于辅助用户配置或校准待递送或正递送到患者的心脏疗法(例如VfA起搏疗法)。

VfA起搏可以被描述为提供心脏的心室的经过同步的均质激活。作为实例，以其它方式QRS完整(例如，正常)的患有可能导致心力衰竭的心房心室(AV)阻滞或延长的AV定时的患者可以从VfA起搏疗法中受益。另外，作为实例，VfA起搏可以为患有固有心室传导障碍的心力衰竭患者提供有益的激活。进一步地，VfA起搏的恰当放置可以为此类患者提供最佳心室激活。进一步地，针对具有左束支阻滞(LBBB)的心力衰竭患者的左心室(LV)再同步可以发现VfA起搏使得在不暴露无引线装置的情况下能够更易于访问左心室心内膜，或导致心内膜血池。同时，在所述实例中，这可以有助于接合传导系统的部分以潜在地校正LBBB并且有效地使患者再同步。

可以使用多个外部电极(如图13-15的电极112)来监测电活动。可以在VfA起搏疗法期间或在没有VfA起搏疗法的情况下通过多个电极来监测电活动。所监测的电活动可以用于评估对患者的VfA起搏疗法。使用描述的ECG带监测的电活动可以用于评估心脏上VfA起搏疗法的至少一种起搏性设置。作为实例，起搏性设置可以为任何一个参数或参数的组合，包含但不限于电极定位、起搏极性、起搏输出、起搏脉冲宽度、相对于心房(A)定时递送VfA起搏的定时、起搏速率等。进一步地，作为实例，无引线装置或起搏引线的位置可以包含左心室中的位置，所述位置通过右心房进入左心室腔的高后基底和/或中隔(HPBS)区内或与其紧密接近。此外，HPBS区中的或紧密接近其的起搏可以为选择性的(例如，涉及刺激仅HPBS的特定区)，或非选择性的(例如，在HPBS和其它心房和/或心室中隔区的位置处的组合起搏)。

进一步地，可以在VfA起搏疗法期间或在没有VfA起搏疗法的情况下使用所监测的电活动来构建心室激活的体表等时线图。所监测的电活动和/或心室激活图可以用于生成电异质性信息(EHI)。电异质性信息可以包含确定电异质性的度量。电异质性的度量可以包含患者躯干左侧上的电极的激活时间标准差(SDAT)的度量和/或患者躯干左侧上的电极的平均左心室激活时间(LVAT)的度量。LVAT的度量可以从更靠近左心室的前表面和后表面两者上的电极确定。电异质性信息的度量可以包含患者躯干右侧上的电极的平均右心室激活时间(RVAT)的度量。RVAT的度量可以根据更靠近右心室的前表面和后表面两者上的电极确定。电异质性的度量可以包含从患者躯干两侧的多个电极信号中获取的平均总激活时间(mTAT)的度量，或者其可以包含反映了位于患者躯干右侧或患者躯干左侧的多个电极上的激活时间的范围或离差，或对患者躯干的右侧和左侧进行组合的其它度量(例如，标准偏差、四分位数偏差、最新的激活时间与最早的激活时间之间的差)。电异质性信息的度量可以包含紧密接近心脏的前中隔部分的躯干上电极的前中隔激活时间(ASAT)的度量。

可以在以一种或多种VfA起搏性设置递送VfA起搏疗法期间生成电异质性信息(EHI)。可以使用电异质性的度量来生成电异质性信息。作为实例，电异质性的度量可以包含SDAT、LVAT、RVAT、mTAT和ASAT中的一个或多个。在至少一个实施例中，仅可以确定并且进一步使用ASAT，和/或ASAT的权重可以比其它值更大。

可以评估与VfA起搏疗法相关的一种或多种起搏性设置。起搏性设置可以包含多个起搏参数。如果患者的心脏病状改善，如果VfA起搏疗法有效捕获了左心室的期望的部分(例如，高后基底和/或中隔区)和/或如果电异质性的度量与基线节律或疗法相比改善了某个阈值，则所述多个起搏参数可以是最佳的。在至少一个实施例中，确定起搏性设置是否最佳可以基于在VfA起搏期间(以及也在一些实施例中，在自然传导期间或不存在VfA起搏的情况下)由电活动产生的电异质性的至少一个度量。所述至少一个度量可以包含SDAT、LVAT、RVAT、mTAT和ASAT中的一个或多个。

进一步地，如果电异质性的度量大于或小于特定阈值，和/或如果用于激发左心室的起搏疗法的位置引发心脏中肌肉纤维的特定刺激模式，则所述多个起搏参数可以为最佳的。另外，如果电异质性的度量指示左束支阻滞(LBBB)的校正，和/或如果电异质性的度量指示浦肯野系统的完全接合等，则所述多个起搏参数可为最佳的。作为实例，小于或等于阈值(例如，阈值为30毫秒)的ASAT和小于或等于阈值(例如，阈值为30毫秒)的LVAT的电异质性的度量可以指示LBBB的校正，并且因此，起搏性设置是最佳的。作为实例，小于或等于阈值(例如，阈值为30毫秒)的RVAT、小于或等于阈值(例如，阈值为30毫秒)的ASAT以及小于或等于阈值(例如，阈值为30毫秒)的LVAT的电异质性的度量可以指示浦肯野系统的完全接合，并且因此起搏性设置可以为最佳的。

可以使用可接受的、有益的、指示患者的天然心脏传导系统已完全接合、指示心室传导障碍(例如，左束支阻滞)的校正等的起搏性设置而响应于VfA起搏疗法来将起搏性设置确定为最佳的。起搏性设置可以包含以下中的一个或多个：起搏电极定位(包含深度、角度、基于螺钉的固定机制的转数等中的一个或多个)、电压、脉冲宽度、强度、起搏极性、起搏向量、起搏波形，相对于固有或起搏性心房事件或相对于固有希氏束电位所递送的起搏定时，和/或起搏位置等。起搏向量可以包含任何两个或更多个起搏电极，例如用于将VfA起搏疗法递送到罐形电极的尖端电极、递送到环形电极的尖端电极等。起搏位置可以指使用引线、无引线装置和/或被配置成递送VfA的任何装置或设备来定位的所述一个或多个起搏电极中的任一个的位置。

可以调整用于VfA起搏疗法的起搏性设置。在至少一个实施例中，可以响应于不是最佳的起搏性设置来调整起搏性设置。在至少一个实施例中，但是为了确定起搏性设置是否可以处于最佳范围内的对于VfA起搏疗法更有益、更有用、更实用等定位处，可以响应于最佳范围内的起搏性设置而调整起搏性设置。可以调整起搏性设置，以找到最佳的电异质性度的量。

在一个或多个实施例中，可以基于使用ECG带的电异质性的特定度量来确定起搏性设置是否最佳。在至少一个实例中，可以以与电异质性的度量的变化相关的间隔来调整起搏性设置，直到电异质性的度量等于或接近特定度量值。例如，对起搏性设置的调整可以使电异质性的度量接近电异质性的特定阈值度量，并且随着度量接近特定阈值，可以减慢对起搏性设置进行调整的速率。换句话说，当电异质性的度量距离特定阈值度量较远时，可以更快地调整起搏性设置；并且当电异质性的度量接近特定阈值度量时，可以更缓慢地调整起搏性设置直到电异质性的度量处于特定阈值度量处。

可以与本文所描述的装置、系统和方法一起使用的用于利用具有多个外部电极的电极设备来监测来自患者组织的电活动的各种技术在于2018年3月23日提交的题为“心房至心室起搏疗法的评估(Evaluation of Ventricle from Atrium Pacing Therapy)”的美国专利申请序列号15/934,517中进行了公开，所述美国专利申请以全文引用的方式并入本文中。

植入式医疗装置的各个实施例可以用于使用电和/或机械活动来优化CRT。可替代地或除了使用心音之外，例如，运动检测器可以提供指示患者的心脏内机械活动的一个或多个信号，所述一个或多个信号可以与使用植入式医疗装置的一个或多个电极检测到的电活动结合使用。检测到的电和/或机械活动也可以用于评估心腔重塑的标志物，例如可能在很长一段时间内发生的左心房和左心室重塑。

图16示意性地示出了从右心房(RA)510附接到房室(AV)中隔壁512或AV中隔的植入式医疗装置，特别是LPD 500。尽管示出了LPD，但在其它实施例中，植入式医疗装置可以包含引线。LPD 500可以包含在本公开中描述的医疗装置中包含的其它组件中的任何一个或多个。在所展示的实施例中，LPD 500至少包含活动传感器或运动检测器502，如加速度计，其可以耦接到LPD的感测电路。在一些情况下，运动检测器502可以类似于运动检测器11(图5)。LPD 500还包含：至少一个心房电极504，所述至少一个心房电极可以植入患者的心脏的心房中以递送心脏疗法或感测所述心房的电活动，以及至少一个心室电极506，所述至少一个心室电极可以植入中隔壁中，例如，在中隔壁的心室侧，以向心室提供心脏疗法或感测所述心室的电活动。

在一个或多个实施例中，LPD 500的壳体从近端区域501延伸到远端区域503。心房电极504可以无引线地耦接到壳体。心室电极506还可以无引线地耦接到壳体的远端区域503，并且特别地，可以从远端区域无引线地延伸。通常，心室电极506定位在心房电极504的远侧。运动检测器502、疗法递送电路、感测电路和具有处理器的控制器中的每一个可以被围封或包含在LPD 500的壳体内。

在一些实施例中，心房电极504可以是定位在RA 510中的AV中隔壁512的表面上的RA电极，并且心室电极506可以是定位在AV中隔壁512中的组织刺穿电极。如所展示的，心房电极504植入RA 510中与AV中隔壁512接触，并且心室电极506植入AV中隔壁512中的左心室侧。在一个或多个实施例中，心室电极506从患者的心脏的RA的科赫三角形区域植入患者的心脏的LV心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中以将心脏疗法递送到左心室(LV)并且感测所述左心室的电活动。

LPD 500可以包含运动检测器502中的一个或多个，所述运动检测器被配置成检测患者的心脏的机械运动或机械活动。其它引线、结构或LPD可以定位在或不定位在心脏的其它腔室(例如，用于心脏疗法的左心房或右心室)中。当LPD 500包含承载在LPD 500的外部壳体上的两个或更多个电极时，可以不需要结构的其它引线。

运动检测器502可以包含一个或多个加速度计或其它此类能够检测LPD 500的运动和/或定位的装置。例如，运动检测器502可以包含被配置成检测空间中任何方向上的加速度的3轴加速度计。具体地，3轴加速度计可以用于检测可以指示心脏事件的LPD 500运动。例如，LPD 500可以随着心脏的腔壁(如AV中隔壁512)移动，并且检测到的加速度变化可以指示心脏内的收缩或其它机械活动。可以由LPD 500的处理器使用运动检测器502检测到的加速度来标识由感测电路检测到的信号中的潜在噪声。

可以在来自运动检测器的数据中区分患者的心脏的各种收缩。图17示出了来自LPD(如LPD 500(图16))的一个或多个电极和运动检测器的信号读数的绘图520。具体地，绘图520示出了时间段内的EGM信号522和运动信号524。运动信号524示出了来自例如植入RA中的LPD 500中的加速度计的特征。机械活动的特征可以指示心房收缩事件528、LV收缩事件530(或二尖瓣关闭的打开)的开始和舒张期事件532(或主动脉瓣的关闭)的开始。EGM信号522和运动信号524还示出与心房激活526和心室激活534相关，其中的任何一个都可以是固有的或起搏事件。例如，可以响应于从疗法递送电路递送的起搏脉冲的递送而检测起搏心房激活。

运动检测器和电极的使用可以允许患者的心脏的电活动充当患者的心脏的机械活动的电参考。具体地，心房激活可以充当心房收缩的参考。电活动和机械活动不仅可以用作传统AV起搏的标志物，还可以用作机电定时间隔的标志物。

可以确定和评估各种机电间隔以指示患者心脏的各种病况。如本文所使用的，术语机电间隔用于描述电活动事件与机械活动事件之间、两个电活动事件之间或两个机械活动事件之间的间隔。具体地，机电间隔表示在一次心跳期间不同事件之间的间隔。

机电间隔536的一个实例基于心房激活526和心房收缩事件528。心房激活到收缩间隔536可以用于确定AV起搏间隔，其也可以被描述为AV起搏延迟。具体地，AV起搏间隔可以被设置成仅大于心房激活到收缩间隔538的值。可替代地或另外地，AV起搏间隔可以被设置成不大于心房激活526与固有心室激活之间的间隔的某一百分比(例如，80％)的值。

AV起搏间隔可以用于在检测到心房(如RA)的固有激活之后对心室(如LV)进行起搏。一个或多个起搏脉冲可以使用植入在AV中隔壁512中的心室电极506递送到心室。AV起搏间隔可以在植入LPD期间或之后确定，其可以在植入之后当患者走动时由LPD使用。

在一些实施例中，AV起搏间隔可以基于来自具有多个外部电极的电极设备的所监测的电活动来确定。例如，ECG设备可以用于基于SDAT或LVAT优化一个或多个起搏参数。此类参数可以包含但不限于AV起搏间隔、起搏向量和起搏输出。基于此所监测的电活动确定的特定AV起搏间隔可以被描述为经过优化的AV起搏间隔。

机电间隔538的另一实例基于心室激活534和LV收缩事件530(如二尖瓣关闭)的开始。心室激活到收缩间隔538可以用于确定AV起搏间隔对于心脏疗法是否可接受。

例如，可以将固有心室激活到收缩间隔与起搏心室激活到收缩间隔进行比较。来自不同心跳的此间隔的固有和起搏测量结果的比较可以用于确定AV起搏间隔对于心脏疗法是否可接受。

在另一实例中，使用经过优化的AV起搏间隔例如在植入后患者在诊所时测量的起搏心室激活到收缩间隔538可以与在固有测量后的时间段内(例如当患者走动时)测量的起搏心室激活到收缩间隔538进行比较。为了评估患者的心脏的长期变化，时间段可以是数周或数月的量级。在不同时间点的此间隔的较早和较晚起搏测量结果的比较可以用于确定AV起搏间隔对于心脏疗法是否可接受。对于患者的心脏的最佳AV起搏间隔可以随时间的推移而改变，例如，由于重塑。

在一些实施例中，可以例如基于固有测量间隔或较早测量间隔来确定阈值机电间隔，并且可以将起搏测量间隔或较晚测量间隔与相应阈值进行比较，以确定AV起搏间隔对于心脏疗法是否可接受。

在一个或多个实施例中，响应于比固有心室激活到收缩间隔538的预定百分比长，可以认为起搏心室激活到收缩间隔538是不可接受的。例如，阈值或预定百分比可以等于固有心室激活到收缩间隔538的约90％、约85％或甚至约80％。

机电间隔540的另外的实例基于LV收缩事件530的开始和舒张期事件532的开始。心室收缩到舒张期间隔540可以用于确定AV起搏间隔对于心脏疗法是否可接受。心室收缩到舒张期间隔540可以以与评估心室激活到收缩间隔538相同或类似的方式进行评估。具体地，固有LV收缩到舒张期间隔可以与起搏LV收缩到舒张期间隔进行比较，或者较早LV收缩到舒张期间隔可以与较晚LV收缩到舒张期间隔进行比较。在任一情况下，比较可以用于确定AV起搏间隔对于心脏疗法是否可接受，例如，使用基于固有间隔或较早间隔的阈值。

在一个或多个实施例中，响应于比固有心室收缩到舒张期间隔540的预定百分比短，可以认为起搏心室收缩到舒张期间隔540是不可接受的。例如，阈值或预定百分比可以等于固有心室收缩到舒张期间隔540的约110％、约115％或甚至约120％、约130％、约140％或甚至约150％。

响应于经测量的一个或多个机电间隔是不可接受的，可以调整AV起搏间隔。通常，可以响应于至少一个机电间隔被认为对于心脏疗法是不可接受的而缩短AV起搏间隔。

可以使用心音测量结果来确认、参考或校准在运动信号524中可检测到的机械活动事件，所述心音测量结果可以在心音图上看到。术语心音是指心音信号的特征，如S1、S2、S3或S4心音。对于任何给定的心动周期或心跳，可以存在多种心音，如S1、S2、S3和S4心音中的每个心音。可以使用本领域普通技术人员在受益于本公开的情况下已知的任何合适的技术来检测或测量心音。例如，心音传感器可以包含在医疗装置系统中，如在LPD 500中，并且可以由压电材料形成，所述压电材料可以是压电陶瓷、薄膜或聚合物，或者可以包含微型麦克风。压电材料可以被描述为无源传感器，并且麦克风可以被描述为可能需要通电以检测声音的有源传感器。

通常，心音与患者的心脏的机械振动和通过心脏瓣膜的血液流动相关联，并且因此可以与心脏瓣膜上的压力梯度和血压高度相关联。心音可能不仅是由于心脏内的振动和压力引起的，而且还可能是由于整个心血系统，例如，血液、心脏、大动脉等。心音可以随着每个心动周期重复出现，并根据与振动相关联的活动进行分离和分类。

第一心音被称为“S1”，并且可以认为是在房室(AV)瓣膜(即二尖瓣和三尖瓣)关闭期间心脏发出的振动音。S1音有时可以分解为M1音分量(来自二尖瓣关闭)和T1音分量(来自三尖瓣关闭)。第二心音被称为“S2”，由半月瓣(即肺动脉瓣和主动脉瓣)关闭引起。S2心音可以被认为是心脏舒张期开始的标志。S2声音也可以分解为分量部分。P2声音分量来自肺动脉瓣关闭，并且A2声音分量来自主动脉瓣关闭。第三心音和第四心音分别被称为“S3”和“S4”，并且可以概念化为与舒张期期间的心室充盈有关。S3是由于心室快速充盈，并且当大量血液从心房流入心室时，心室壁未松弛时可能发生。S4是由于心房收缩导致血液迅速从心房充入心室引起的。

通常，可以使用S4心音来确认或参考心房收缩事件528。可以使用S1心音或更具体地S1心音的M1分量来确认或参考LV收缩事件530的开始。可以使用S2心音或更具体地S2心音的A2分量来确认参考舒张期事件532的开始。

随时间对不同时间间隔的重复测量结果可以用于指示患者的心脏是否由于心脏疗法而正在经历有效的重塑。从图18中可以看出，示例间隔(t)对时间范围(T)的绘图550示出了心脏疗法(如CRT)的两个示例结果。示例间隔可以是适于指示重塑的任何机电间隔，如心室激活到收缩间隔538或心室收缩到舒张期间隔540。

间隔数据的趋势可以指示重塑是否有效。例如，由第一数据集552表示的显示出在很长时间段内减小的间隔的特定机电间隔可以指示有效的心房或心室重塑。由第二数据集554表示的显示出在相同时间段内增加的间隔的特定机电间隔可以指示无效的心房或心室重塑，其也可以被描述为心房或心室舒张。

间隔数据中的趋势可以基于随时间进行的测量。在一些实施例中，可以例如在周期性的基础上重复进行单独的测量。周期性重复测量的非限制性实例包含每小时、每天、每周或每月测量。这些单独的测量可以用于绘制时间段内的趋势，所述时间段可以是一天或多天、数周或数月。在一个实例中，时间段可以等于约六个月。

测量结果也可以以任何合适的方式聚合以提供趋势的实用视图。可以聚合更短时间段内的测量结果。通常，用于聚合单个测量结果的时间段比用于评估趋势的时间段要短。用于聚合单个测量结果的时间段可以限于长于一次心跳的间隔。

可以使用多个聚合测量结果来绘制随时间的趋势。用于聚合测量结果的技术的非限制性实例包含在时间段内使用总和、乘积、平均值、加权平均值、中值、方差或其它聚合函数。任何合适的时间段都可以用于聚合单独的测量结果，如一分钟或几分钟、数小时、数天、数周或数月。在一个实例中，用于聚合各个测量结果的时间段可以是一周，而用于评估趋势的时间段可以是三个月。

确定心房或心室重塑无效可以表明患者心力衰竭或心房颤动的高风险。可以提醒患者去诊所就诊。在诊所，可以通知临床医生，并且可以滴定患者以获得更好的药物，或者可以使用一些其它动作来治疗以改善心力衰竭管理。

图19示出了使用机电间隔进行心脏疗法的方法560的一个实例。方法560可以包含在过程562中递送起搏脉冲。可以根据AV起搏间隔来递送起搏脉冲。方法可以包含在过程564中确定至少一个机电间隔。机电间隔可以基于电活动和机械活动中的至少一个。方法560可以包含在过程566中调整AV起搏间隔。AV起搏间隔可以基于机电间隔进行调整。

在一些实施例中，在过程566中调整AV起搏间隔还可以包含确定所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是否可接受并且响应于所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是不可接受的而调整AV起搏间隔。

方法560可以重复任何合适的次数以更新AV起搏间隔，例如，以确保根据AV起搏间隔的起搏在长时间段内有效。例如，AV起搏间隔可以连续更新或每心跳、每分钟、每小时、每天或每周更新一次。

图20示出了用于使用机电间隔检测心腔重塑的方法570的一个实例。方法570可以包含在过程572中检测指示激活的电活动。在一些实施例中，可以使用心房电极来检测心房激活或使用心室电极来检测心室激活来检测电活动。

方法570可以包含在过程574中检测指示收缩的机械活动。在一些实施例中，可以使用运动检测器来检测机械活动。机械活动可以指示心房收缩或心室收缩。在一个或多个实施例中，可以检测相同心腔的激活和收缩。例如，可以检测心房激活和心房收缩。在另一实例中，可以检测心室激活和心室收缩。

方法570可以包含在过程576中确定机电间隔。在一些实施例中，机电间隔可以被确定为电活动事件与机械活动事件之间的时间间隔。例如，可以基于心房激活和心房收缩来确定至少一个机电间隔。在另一实例中，可以基于心室激活和心室收缩来确定至少一个机电间隔。

方法570还可以包含在过程578中确定至少一个机电间隔的重复测量结果是否指示重塑。可以随时间重复测量相同类型的间隔。在一个实例中，心房激活到收缩间隔的重复测量结果可以指示心房重塑。在另一实例中，心室激活到收缩间隔的重复测量结果可以指示心室重塑。

在过程578中确定间隔是否指示重塑可以包含确定重塑是否有效。在一个实例中，响应于心房激活到收缩间隔随时间减少，心腔重塑可以是有效的。在另一个实例中，响应于心室激活到收缩间隔随时间减少，心腔重塑可以是有效的。

说明性实施例

尽管本公开不如此限制，但是将通过对以下提供的说明性实施例的讨论来获得对本公开的各个方面的理解。实例和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文中将变得显而易见。

在说明性实施例A1中，一种植入式医疗装置包含多个电极。所述多个电极包含：第一电极，所述第一电极要植入在患者的心脏的心房中以递送心脏疗法或感测所述患者的心脏的所述心房的电活动；以及第二电极，所述第二电极要植入在所述患者的心脏的在第一电极远侧的中隔壁中并且向所述患者的心脏的心室递送心脏疗法或感测所述心室的电活动。所述装置还包含：运动检测器，所述运动检测器用于检测所述患者的心脏的机械活动；疗法递送电路，所述疗法递送电路可操作地耦接到所述多个电极以向所述患者的心脏递送心脏疗法；以及感测电路，所述感测电路可操作地耦接到所述多个电极以感测所述患者的心脏的电活动，并且可操作地耦接到所述运动检测器以感测所述患者的心脏的机械活动。所述装置还包含控制器，所述控制器具有可操作地耦接到所述疗法递送电路和所述感测电路的处理电路系统。所述控制器被配置成：使用所述第二电极根据房室(AV)起搏间隔递送起搏脉冲；响应于递送所述起搏脉冲，基于电活动和机械活动中的至少一个确定至少一个机电间隔；并且基于所述至少一个机电间隔调整所述AV起搏间隔。

在说明性实施例A2中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中为了调整所述AV起搏间隔，所述控制器被进一步配置成：确定所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是否可接受；并且响应于所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是不可接受的而调整所述AV起搏间隔。

在说明性实施例A3中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中所述控制器被进一步配置成：基于使用所述第一电极指示心房激活的电活动以及使用所述运动检测器指示心房收缩的机械活动，确定心房激活到收缩间隔；并且基于所确定的心房激活到收缩间隔确定所述AV起搏间隔。

在说明性实施例A4中，一种装置包含根据实施例A3所述的装置，其中检测到的心房激活是使用所述第一电极检测到的固有心房激活。

在说明性实施例A5中，一种装置包含根据实施例A3或A4所述的装置，其中检测到的指示心房收缩的机械活动对应于S4心音。

在说明性实施例A6中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，所述装置进一步具有壳体，所述壳体包含远端区域。所述第一电极无引线地耦接到所述壳体，并且所述第二电极从所述壳体的所述远端区域无引线地延伸。所述运动检测器、所述疗法递送电路、所述感测电路和所述控制器都围封在所述壳体内。

在说明性实施例A7中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中所述第一电极是右心房电极，并且所述第二电极是组织刺穿电极。

在说明性实施例A8中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中所述第一电极可植入所述患者的心脏的右心房(RA)中以向所述患者的心脏的RA递送心脏疗法或感测RA的电活动，并且所述第二电极可从所述患者的心脏的RA的科赫三角形区域植入，以在所述患者的心脏的左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中向左心室(LV)递送心脏疗法或感测LV的电活动。

在说明性实施例A9中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中所述至少一个机电间隔包含从指示心室起搏的电活动到指示二尖瓣关闭的机械活动的间隔。

在说明性实施例A10中，一种装置包含根据实施例A9所述的装置，其中响应于比从固有心室激活到二尖瓣关闭的间隔的预定百分比长，从心室起搏到二尖瓣关闭的所述间隔是不可接受的。

在说明性实施例A11中，一种装置包含根据实施例A9或A10所述的装置，其中指示二尖瓣关闭的所述机械活动对应于S1心音。

在说明性实施例A12中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中所述至少一个机电间隔包含响应于心室起搏从指示二尖瓣关闭的机械活动到指示主动脉瓣关闭的机械活动的间隔。

在说明性实施例A13中，一种装置包含根据实施例A12所述的装置，其中响应于比从固有二尖瓣关闭到固有主动脉瓣关闭的间隔的预定百分比短，响应于心室起搏从二尖瓣关闭到主动脉瓣关闭的间隔是不可接受的。

在说明性实施例A14中，一种装置包含根据实施例A12或A13所述的装置，其中指示主动脉瓣关闭的所述机械活动对应于S2心音。

在说明性实施例A15中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中响应于所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是不可接受的而缩短所述AV起搏间隔。

在说明性实施例A16中，一种装置包含根据A实施例中任一项所述的装置，其中确定所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是否可接受包含将所述至少一个机电间隔与相应阈值机电间隔进行比较，其中使用特定AV起搏间隔来确定所述相应阈值机电间隔。所述特定AV起搏间隔是基于来自包含多个外部电极的电极设备监测到的电活动来确定的。

在说明性实施例B1中，一种植入式医疗装置包含多个电极。所述多个电极包含：第一电极，所述第一电极要植入在患者的心脏的心房中以递送心脏疗法或感测所述患者的心脏的所述心房的电活动；以及第二电极，所述第二电极要植入在所述患者的心脏的在第一电极远侧的中隔壁中并且向所述患者的心脏的心室递送心脏疗法或感测所述心室的电活动。所述装置还包含：运动检测器，所述运动检测器用于检测所述患者的心脏的机械活动；疗法递送电路，所述疗法递送电路可操作地耦接到所述多个电极以向所述患者的心脏递送心脏疗法；以及感测电路，所述感测电路可操作地耦接到所述多个电极以感测所述患者的心脏的电活动，并且可操作地耦接到所述运动检测器以感测所述患者的心脏的机械活动。所述装置还包含控制器，所述控制器具有可操作地耦接到所述疗法递送电路和所述感测电路的处理电路系统。所述控制器被配置成：检测来自所述第一电极的指示心房激活的电活动，检测来自运动检测器的指示心房收缩的机械活动，基于检测到的心房激活和检测到的心房收缩确定至少一个机电间隔，并且确定所述至少一个机电间隔的重复测量结果是否指示心房重塑。

在说明性实施例B2中，一种装置包含根据B实施例中任一项所述的装置，其中所述控制器被进一步配置成基于随时间减小的心房激活到收缩间隔来确定所述至少一个机电间隔的重复测量结果是否指示有效的心房重塑。

在说明性实施例C1中，一种植入式医疗装置包含多个电极。所述多个电极包含：第一电极，所述第一电极要植入在患者的心脏的心房中以递送心脏疗法或感测所述患者的心脏的所述心房的电活动；以及第二电极，所述第二电极要植入在所述患者的心脏的在第一电极远侧的中隔壁中并且向所述患者的心脏的心室递送心脏疗法或感测所述心室的电活动。所述装置还包含：运动检测器，所述运动检测器用于检测所述患者的心脏的机械活动；疗法递送电路，所述疗法递送电路可操作地耦接到所述多个电极以向所述患者的心脏递送心脏疗法；以及感测电路，所述感测电路可操作地耦接到所述多个电极以感测所述患者的心脏的电活动，并且可操作地耦接到所述运动检测器以感测所述患者的心脏的机械活动。所述装置还包含控制器，所述控制器具有可操作地耦接到所述疗法递送电路和所述感测电路的处理电路系统。所述控制器被配置成：使用所述第二电极检测指示心室激活的电活动，使用所述运动检测器检测指示心室收缩的机械活动，基于检测到的心室激活和检测到的心室收缩确定至少一个机电间隔，并且确定所述至少一个机电间隔的重复测量结果是否指示心房重塑。

在说明性实施例C2中，一种装置包含根据C实施例中任一项所述的装置，其中所述控制器被进一步配置成基于随时间减小的心室激活到收缩间隔来确定所述至少一个机电间隔的重复测量结果是否指示有效的心室重塑。

在说明性实施例C3中，一种装置包含根据C实施例中任一项所述的装置，其中所述至少一个机电间隔包含从指示心室起搏的电活动到指示二尖瓣关闭的机械活动的间隔。

在说明性实施例C4中，一种装置包含根据实施例C3所述的装置，其中指示二尖瓣关闭的所述机械活动对应于S1心音。

在说明性实施例C5中，一种装置包含根据C实施例中任一项所述的装置，其中所述至少一个机电间隔包含响应于心室起搏从指示二尖瓣关闭的机械活动到指示主动脉瓣关闭的机械活动的间隔。

在说明性实施例C6中，一种装置包含根据实施例C5所述的装置，其中指示主动脉瓣关闭的所述机械活动对应于S2心音。

在说明性实施例D1中，一种方法包含根据房室(AV)起搏间隔向患者的心脏递送起搏脉冲。所述方法还包含响应于递送所述起搏脉冲，基于检测到的电活动和机械活动中的至少一个确定至少一个机电间隔。所述方法还包含基于所述至少一个机电间隔调整所述AV起搏间隔。

在说明性实施例D2中，一种方法包含根据D实施例中任一项所述的方法，其中调整所述AV起搏间隔包含确定所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是否可接受；并且响应于所述至少一个机电间隔对于心脏疗法是不可接受的而调整所述AV起搏间隔。

在说明性实施例D3中，一种方法包含根据D实施例中任一项所述的方法，其中所述方法进一步包含确定所述至少一个机电间隔的重复测量结果是否指示有效的心房重塑。

在说明性实施例D4中，一种方法包含根据D实施例中任一项所述的方法，其中所述方法进一步包含确定所述至少一个机电间隔的重复测量结果是否指示有效的心室重塑。

因此，公开了使用加速度计的VFA心脏再同步疗法(VFA CARDIACRESYNCHRONIZATION THERAPY USING ACCELEROMETER)的各个实施例。尽管本文参考了形成本公开的部分的附图集合，但是至少所属领域的一般技术人员中的一个将理解，本文所描述的实施例的各种改编和修改都在本公开的范围内或不背离本公开的范围。例如，本文所描述的实施例的各个方面可以多种方式彼此组合。因此，应理解，在所附权利要求的范围内，可以不同于本文明确描述的方式来实践所要求保护的发明。

应当理解，本文所公开的各个方面可以以不同的组合而非说明书和附图中具体呈现的组合而组合。还应理解，取决于实例，本文中所描述的工艺或方法中的任一个的某些动作或事件可以不同序列执行，可以被添加、合并或完全省略(例如，所有描述的动作或事件对于执行这些技术可不为必需的)。另外，出于清晰的目的，虽然本公开的某些方面被描述为由单个模块或单元来执行，但是应当理解，本公开的技术可以由与例如医疗装置相关联的单元或模块的组合来执行。

在一个或多个实例中，所描述的技术可以以硬件、软件、固件或其任何组合实施。如果以软件实施，则可以将功能以一个或多个指令或代码的形式存储在计算机可读介质上并且可以由基于硬件的处理单元执行。计算机可读介质可以包含非暂时性计算机可读介质，其对应于有形介质，例如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪速存储器或可以用于存储呈指令或数据结构形式的期望程序代码且可以由计算机访问的任何其它介质)。

指令可以由一个或多个处理器执行，如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)或其它等效的集成或离散逻辑电路系统。因此，如本文中所使用的术语“处理器”可以指代任何前述结构或者适合于实施所描述的技术的任何其它物理结构。而且，所述技术可完全实施于一个或多个电路或逻辑元件中。

出于所有目的，本文所引用的所有参考文献和出版物均以全文引用的方式明确地并入本文中，除非任何方面与本公开直接矛盾。

除非另外指明，本文所使用的所有科学和技术术语具有本领域所普遍使用的意义。本文所提供的定义是为了有助于理解在此频繁使用的某些术语，并且不意味着限制本公开的范围。

除非另外指明，否则表示在说明书和权利要求书中使用的特征大小、数量和物理特性的所有数字可以理解为被术语“精确”或“约”修饰。因此，除非指出有相反的意思，否则在前述说明书和所附权利要求中阐述的数值参数都是近似值，所述近似值可以根据本领域的技术人员利用本文公开的教导寻求获得的期望性质而变化或者例如在典型的实验误差范围内。

通过端点列举的数值范围包含纳入所述范围内的所有数字(例如，1到5包含1、1.5、2、2.75、3、3.80、4和5)以及所述范围内的任何范围。在本文中，术语“多达”或“不大于”一数值(例如，多达50)包含所述数值(例如，50)，并且术语“不小于”一数值(例如，不少于5)包含所述数值(例如，5)。

与定向相关的术语，例如“近侧”或“远侧”用于描述组件的相对定位，并不意味着限制所设想的实施例的定向。

术语“耦接”或“连接”是指元件彼此直接连接(彼此直接接触)或间接连接(在两个元件之间具有一个或多个元件并将其连接)。这两个术语均可以由“在操作上(operatively)”和“可操作地(operably)”修饰，其可互换使用，以描述联接或连接被配置成允许组件交互以执行至少一些功能。

如本文所使用的，除非本公开的内容另外明确指明，否则术语“被配置成”可以与术语“适于”或“被结构化为”互换使用。

除非上下文另外明确指明，否则单数形式“一个/一种(a/an)”和“所述(the)”涵盖具有复数指示物的实施例。

除非内容另外明确指明，否则术语“或”通常以其包含的意义使用，例如表示“和/或”。

术语“和/或”意味着所列元件中的一个或全部或所列元件中的至少两个的组合。

列表跟随的短语“至少一个”、“包括至少一个”和“一个或多个”指的是列表中的任何一项以及列表中两个或更多个项目的任何组合。

如本文所使用的，“具有(have)”、“具有(having)”、“包含(include)”、“包含(including)”、“包括(comprise)”、“包括(comprising)”等都是以其开放式含义使用的，并且通常意味着“包含但不限于”。应当理解，“基本上由……组成”、“由……组成”等包含在术语“包括”等之中。

提及“一个实施例(one embodiment)”、“一个实施例(an embodiment)”、“某些实施例(certain embodiments)”或“一些实施例(some embodiments)”等意味着结合实施例描述的特定特征、配置、组成或特性包含在本公开的至少一个实施例中。因此，此类短语在全文各个地方的出现不一定是指本公开的相同实施例。此外，在一个或多个实施例中，可以以任何适合的方式组合特定特征、配置、组成或特性。