用于左心室起搏的递送系统和方法

本申请要求于2018年12月21日提交的美国临时申请序列号62/783,479的权益，所述申请通过引用以其整体并入。

本技术通常涉及医疗装置方法和系统，如用于可植入医疗装置的植入和使用的方法和系统。

心脏传导系统包含窦房(SA)结、房室(AV)结、希氏束(the bundle of His)、束支和浦肯野纤维(Purkinje fiber)。心跳在SA结中启动，所述SA结可以被描述为心脏的自然“起搏器”。由SA结引起的电脉波导致心房心肌收缩。电脉波或电脉冲或信号通过AV结传导到心室，这固有地延迟传导以允许心房在心室开始收缩之前停止收缩，从而提供适当的AV同步性。电脉波通过希氏束、束支和浦肯野纤维从AV结传导到心室心肌。

传导系统异常，如AV结传导不良或SA结功能不良的患者可以接受用于恢复更正常的心脏节律和AV同步性的可植入医疗装置(IMD)，如起搏器。一些类型的IMD，如心脏起搏器、可植入心脏复律除颤器(ICD)或心脏再同步疗法(CRT)装置通过定位在心脏中或附近的一个或多个可植入心内膜、心外膜或冠状静脉引线上的电极为患者的心脏提供治疗性电刺激。治疗性电刺激可以以脉冲或电击形式递送到心脏，以用于起搏、心脏复律或除颤。在一些情况下，IMD可以感测到心脏的固有去极化并且基于所述感测来控制向心脏递送治疗性刺激。

将治疗性电刺激递送到心脏可以用于解决心脏病状，如可能发生在患者体内的心室不同步。心室不同步可被描述为缺乏同步性或心脏的左心室和右心室收缩定时的差异。收缩定时的显著差异可能降低心脏效率。由IMD递送到心脏的CRT可以通过使心脏心室的机电活动再同步来增强心脏输出。当对右心房、右心室和左心室起搏时，CRT可以包含“三室起搏”。

除心脏起搏外，还可以通过递送来自例如ICD的用于进行心脏复律或心脏除颤的休克疗法来治疗心脏心律失常，所述ICD可以感测患者的心脏节律并且根据心律失常检测方案对节律进行分类，以便检测心动过速或纤颤发作。检测到的心律失常可以包含心室心动过速(VT)、快速心室心动过速(FVT)、心室纤颤(VF)、心房心动过速(AT)和心房纤颤(AT)。抗心动过速起搏(ATP)可用于治疗室性心动过速(VT)以基本上终止许多单形性快速节律。

可获得双腔医疗装置，其包含可以放置在右心房中的经静脉心房引线携带的电极和可以经由右心房放置在右心室中的经静脉心室引线携带的电极。双腔医疗装置本身通常植入皮下囊袋，并且经静脉引线穿入皮下囊袋。双腔医疗装置可以感测心房电信号和心室电信号，并且可以根据需要提供心房起搏和心室起搏两者，以促进正常的心脏节律和AV同步性。一些双腔医疗装置可以治疗房性心律失常和室性心律失常。

已经提出或提议将如无引线起搏器等心脏内医疗装置完全植入患者的心脏内，从而消除了对经静脉引线的需求。无引线起搏器可以在其外壳上包含一个或多个电极以递送治疗电信号和/或感测心脏的固有去极化。心脏内医疗装置可以在患者的心脏的单腔内提供心脏疗法功能，如感测和起搏。单腔心内装置也可治疗房性或室性心律失常或纤维性颤动。一些无引线起搏器不是心脏内的，并且可以定位于心脏外部，并且在一些实例中，可以经由固定机构锚定到心脏壁。

在一些患者中，单腔装置可充分满足患者需求。在其它患者中，单腔感测和疗法可能无法完全解决所有患者(例如，患有一些形式的AV不同步或心动过速的患者)的心脏传导疾病或异常。除了在一些情况下的ICD功能之外，可以使用双腔感测和/或起搏功能来恢复更正常的心脏节律。

发明内容

本公开的技术通常涉及用于将用于左心室起搏的可植入医疗装置递送到例如与患者的心脏的科赫三角形区域(triangle of Koch region)相邻或在所述科赫三角形区域内的植入部位的方法和系统。在一些实施例中，可以使用患者的心脏的冠状窦系统进入植入部位。递送系统可以包含护套，所述护套具有两个或更多个弯曲部以促进将起搏引线递送到植入部位。所述起搏引线可以包含管腔，所述管腔的大小可以适当地被设定成收纳导丝。所述起搏引线还可以包含附接到心脏组织的固定元件。具体地，所述起搏引线可以被配置成附接到与所述患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜中的植入部位。

一方面，本公开提供了一种递送起搏引线的方法，其包含：将潜在的植入部位定位与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内。所述方法还包含使起搏引线前进到所述潜在的植入部位。所述起搏引线包含细长主体和固定元件，所述细长主体从近侧部分延伸到远侧部分，所述固定元件联接到所述远侧部分并且可附接到与所述患者的心脏的所述右心房中的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜。所述方法还包含将所述起搏引线植入在所述潜在的植入部位处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-中隔区域中将心脏疗法递送到左心室或感测左心室的电活动。

另一方面，本公开提供了一种起搏引线递送系统，其包含：护套，所述护套具有细长主体，所述细长主体限定在近侧部分与远侧部分之间延伸的管腔；导丝，所述导丝能够至少部分地安置在所述护套的所述管腔中；带针尖扩张器，所述带针尖扩张器被配置成在所述导丝之上前进并且接合潜在的植入部位中的组织；以及起搏引线，所述起搏引线具有细长主体和固定元件，所述细长主体从近侧部分延伸到远侧部分，所述固定元件联接到所述远侧部分并且可附接到与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜中的植入部位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-中隔区域中将心脏疗法递送到左心室或感测左心室的电活动。

另一方面，本公开提供了一种起搏引线，其包含细长主体，所述细长主体限定从近侧部分延伸到远侧部分的管腔，所述管腔被配置成收纳导丝；以及左心室电极，所述左心室电极能够从与右心房的科赫三角形区域相邻或在右心房的科赫三角形区域内的组织通过右心房心内膜植入以在患者的心脏的左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中将心脏疗法递送到左心室或感测左心室的电活动。

另一方面，本公开提供了一种起搏引线递送系统，其包含护套，所述护套具有细长主体，所述细长主体限定在近侧部分与远侧部分之间延伸的管腔；导丝，所述导丝可至少部分地安置在所述护套的所述管腔中并且被配置成接合潜在的植入部位中的组织；以及起搏引线，所述起搏引线具有细长主体和固定元件，所述细长主体从近侧部分延伸到远侧部分，所述固定元件联接到所述远侧部分并且可附接到与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜中的植入部位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-中隔区域中到达左心室或感测左心室的电活动。

在以下的附图和描述中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。本公开中描述的技术的其它特征、目的和优点将从说明书和附图以及权利要求书中显而易见。

附图说明

图1是用于与例如图29-34的说明性方法一起使用的包含植入在患者的心脏中的心脏内医疗装置和定位在患者的心脏的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2-4是用于与例如图29-34的说明性方法一起使用的包含医疗装置的说明性心脏疗法系统的概念图，所述医疗装置包含具有植入在患者的心脏中的电极的引线。

图5是图1的心脏内医疗装置和患者的心脏的解剖结构的放大概念图。

图6是用于与例如图1-4和图16-28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7是用于与例如图1-4和图16-28的说明性系统和装置一起使用的具有远侧固定和电极组合件的心脏内医疗装置的透视图，所述远侧固定和电极组合件包含被实施为环形电极的远侧基于壳体的电极。

图8是可以包围在例如图1-4和图16-28的医疗装置的壳体内以提供本文中所描述的功能和疗法的说明性电路系统的框图。

图9是用于与例如图1-4和图16-28的说明性系统和装置一起使用的另一种说明性心脏内医疗装置的透视图。

图10是用于与例如图1-4和图16-28的说明性系统和装置一起使用的使用心房运动检测器检测心房活动的说明性方法的流程图。

图11是用于与例如图1-4和图16-28的说明性系统和装置一起使用的检测用于表示生理反应信息的心音的说明性方法的流程图。

图12是用于与例如图1-4和图16-28的说明性系统和装置一起使用的检测用于表示生理反应信息的生物阻抗的说明性方法的流程图。

图13是用于与例如图1-4和图16-28的说明性系统和装置一起使用的包含电极设备、显示设备和计算设备的说明性系统的图。

图14-15是用于与例如图1-4和图16-28的说明性系统和装置一起使用的用于测量躯干-表面电位的说明性外部电极设备的图。

图16-25是示出了用于与例如图1-4的说明性系统和装置和图29-34的方法一起使用的起搏引线递送系统的各种配置的图示。

图26是患者的心脏的右前斜剖视图和图16-25的说明性起搏引线递送系统的图示。

图27是患者的心脏的俯视剖视图和位于如图26中所示出的相同定位中的图16-25的说明性起搏引线递送系统的图示。

图28是示出了用于与例如图1-4的说明性系统和装置和图16-25的说明性起搏引线递送系统一起使用的目标植入地带的患者的心脏的图示。

图29是使用例如图1-4的说明性系统和装置和图16-28的说明性起搏引线递送系统的方法的流程图。

图30是用于与例如图29的说明性方法一起使用的用于定位潜在的植入部位的方法的一个实例的流程图。

图31是用于与例如图29的说明性方法一起使用的用于定位潜在的植入部位的方法的另外的实例的流程图。

图32是用于与例如图29的说明性方法一起使用的用于准备植入部位的方法的一个实例的流程图。

图33是用于与例如图29的说明性方法一起使用的用于准备植入部位的方法的另一个实例的流程图。

图34是用于与例如图29的说明性方法一起使用的用于准备植入部位的方法的另外的实例的流程图。

具体实施方式

本公开的技术通常涉及递送可植入医疗装置以使用心脏传导系统或左心室心肌来提供心脏疗法。具体地，递送系统和技术可以用于将可植入医疗装置从科赫三角形区域或冠状窦通过右心房植入到左心室(例如，心房至心室或VfA)。在一些实施例中，本文所描述的各种技术可以应用于使用心脏传导系统的希氏束(His bundle)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。尽管本文中参考了如起搏器或ICD等可植入医疗装置，但是所述方法和工艺可以与和患者的心脏相关的任何医疗装置、系统或方法一起使用。各种其它应用对于受益于本公开的本领域技术人员将变得显而易见。

提供可植入医疗装置递送系统和技术来定位用于感测或起搏左心室心肌的电极或心脏传导系统可能是有益的。提供一种递送系统和技术以例如使用心内膜和/或心脏传导系统以对于左心室起搏而言适当的角度递送与科赫三角形区域相邻或在科赫三角形区域内的可植入医疗装置也可能是有益的。

如本文中所使用的，术语“捕获”通常是指获得例如与成像有关的信息或数据。术语“捕获”在起搏的上下文中(例如，从起搏中有效捕获心脏)是指确定是否感测到响应于刺激的期望的响应，如感测响应于递送到心脏的一部分的电脉冲的期望的电活动。

如本文中所使用的，术语“有效”通常是指满足对于本领域的普通技术人员而言足以执行特定功能的条件。例如，在感测到并且确定左心室的电活动或机械活动时，左心室的有效起搏可能导致左心室的捕获，以提供所期望的心脏疗法。

本公开提供了一种用于将用于左心室起搏的可植入医疗装置递送到例如与患者的心脏的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的植入部位的技术。在一些实施例中，可以使用患者的心脏的冠状窦系统进入植入部位。具体地，递送系统和技术可以用于将起搏引线递送到植入部位。递送系统可以包含护套，所述护套具有两个或更多个弯曲部以促进将所述起搏引线递送到植入部位。所述起搏引线可以包含管腔，所述管腔的大小可以适当地被设定成收纳导丝。所述起搏引线还可以包含附接到心脏组织的固定元件。具体地，所述起搏引线可以被配置成附接到与所述患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜中的植入部位。

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。在无引线可植入医疗装置中，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联接到壳体(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在可植入医疗装置内。在有引线可植入医疗装置中，电极中的一个或多个可以使用可植入引线联接到壳体。当装置植入时，电极可以用于感测患者的心脏的一个或多个心房和/或心室中的电活动。所述运动检测器可用于感测患者的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。电极可用于递送心脏疗法，例如用于房颤的单腔起搏、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、抗心动过速起搏或休克疗法。休克疗法可以由可植入医疗装置启动。单独的医疗装置(例如血管外ICD，其也可植入)可以与可植入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、获取或监测电或机械活动。如本文中所使用的，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识别科赫三角形区域的一般位置，所述位置可以被描述为植入部位。柔性引线或其它探针可前进到潜在的植入部位且用于识别植入医疗装置(例如电极、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29-34中所示出的方法植入以将医疗装置递送到植入部位的各种心脏疗法系统的实例。在这些视图中，左心室(LV)通常定位于右心室(RV)的后面。

尽管本公开描述了无引线和有引线的可植入医疗装置，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中的心脏内医疗装置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。如本文中所使用的，“心内”是指被配置成完全植入患者的心脏内，例如，以提供心脏疗法的装置。示出了装置10植入在患者的心脏8的右心房(RA)中位于目标植入区域4。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(希氏的束)与冠状窦3之间，并且可以邻近三尖瓣6。装置10可以被描述为心房至心室(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可植入医疗装置。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的心脏的外部延伸到患者的心脏的内部的引线。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，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来可操作地连接到心室中的电极。另外，无引线电极可以联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还可以包含单独的医疗装置50(在图1中示意性地描绘)，所述单独的医疗装置可以定位在患者的心脏8的外部(例如，皮下)并且可以可操作地联接到患者的心脏8以向其递送心脏疗法。在一个实例中，单独的医疗装置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。此外，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休克疗法。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可以递送休克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，所述美国专利通过引用以其整体并入本文中。

在休克疗法(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、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。

单独的医疗装置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和单独的医疗装置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来触发休克疗法。如本文中所使用的，“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联接或连接。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的医疗装置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的医疗装置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可植入引线410，所述植入式引线具有联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、触发型或其它类型的单通道起搏。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包含两个可植入引线410、412之外。具体地，可植入引线412可以包含联接到引线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包含三个可植入引线410、412、414之外。具体地，可植入引线414可以包含联接到引线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，可植入引线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，可以例如使用单独的医疗装置(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，可以在LV之前对RV起搏约80、60、40和20毫秒(ms)，并且可以在RV之前对LV起搏约80、60、40和20毫秒，以及同时对RV-LV起搏(例如，约0毫秒的VV起搏延迟)。然后，医疗装置428可以例如被配置成自动选择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)或以基于患者特点的预定最佳AV延迟来执行不同VV起搏延迟下的测试起搏。

图5是图1的心脏内医疗装置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。心脏内装置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可以被描述为以大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联接到装置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的其它定位处，例如，相对于所示定位更远。

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正常可为笔直的构件并且可为刚性的。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。此外，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，以在被压靠在植入区域4时抵抗侧向或径向方向上的弯曲。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，以使镖电极组合件12前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。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可以保持如所示出的笔直的线性定位。

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。尖齿的远侧尖端可以穿透心脏组织至有限深度，然后其一从递送工具释放，就向近侧弹性地弯曲回到(示出)正常弯曲定位。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通过引用以其整体并入本文中。

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。

如这个图示中所示出的，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，并且进入到心室心肌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或长度完全前进到目标植入区域4中时，尖端电极42可以置于心室心肌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。

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可以可操作地联接到控制电路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可以与如图10-12中所示出的方法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，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换由装置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通过引用以其整体并入本文中。

在各种实施例中，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轴加速计。在一个实施例中，声学传感器被实施为安装在可植入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，声学传感器以压电晶体的形式具体化，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可以使患者警报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传感器断开联接。

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通过引用以其整体并入本文中。

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，并且从而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，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1-17(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。还展示了右心室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例如左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域之类的目标植入区域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下/后基底中隔区域中。在一些情况下，下/后基底中隔区域可以被描述为下/后基底中隔区域。在一些实施例中，组织刺穿电极可以定位于左心室的后上膨凸中。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(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，下/后基底中隔区域可以包含大体上展示为虚线边界的区域324。如所示出的，虚线边界表示下/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。如所示出的，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递送到植入部位期间向远侧延伸。例如，当装置10前进出递送工具时，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(如所示出的)。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朝向心房心内膜表面拉动。当将远侧固定构件和电极组合件36朝向心房心内膜拉动时，可以使尖端电极42前进穿过心房心肌和中心纤维体并且进入心室心肌中。然后，可以将远侧基于壳体的电极22抵靠心房心内膜表面定位。

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可以是单个连续环形电极。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、环氧树脂或其它绝缘涂层，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的两个或更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，并且从而减少在对捕获心肌(例如，心房心肌组织)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可以被配置为心房阴极电极，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部位处的心房组织。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，所述电路系统可以包围在壳体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，或者所述电路系统包围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。单独的医疗装置50(图1-4)可以包含可以以类似方式进行配置的一些或所有相同组件。包围在壳体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/或根据经过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。电子电路系统可以包含控制电路80(例如，包含处理电路系统)、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、状态或状况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可以包含用于测量运动的惯性测量单元(例如，加速计)。

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的电池。可以从向本领域的普通技术人员展示的总框图中理解电源98与如传感器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可以联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还可以联接到感测电路86的组件(如读出放大器、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)、闪存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可以电联接到疗法递送电路84以将电刺激脉冲递送到患者的心脏，并且电联接到感测电路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可以联接到心房感测通道87以感测心房信号，例如伴随心房心肌去极化的P波。在包含两个或更多个可选的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联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的组件选择性地联接到所选择的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可以联接到心室感测通道89以感测心室信号，例如伴随心室心肌去极化的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，以用于从由相应的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择的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读出放大器、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波感测阈值跨越而产生P波感测的事件信号。心室感测通道89可以响应于R波感测阈值跨越而产生R波感测的事件信号。感测到的事件信号可以由控制电路80用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逸搏间隔定时器。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以经过编程的房室(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起搏间隔截止之前感测到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到期，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、休克后起搏和/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。可以基于所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联接到相应的起搏电路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联接到心室起搏电路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可以联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可以根据经过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到期，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、极性或其它特点。

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个医疗装置发射/从所述另一个医疗装置接收通信信号。

图9是根据另个一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)的另一个无引线心脏内医疗装置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可以包围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示出在壳体近端区域734上。

远侧固定和电极组合件736可以联接到壳体远端区域732。远侧固定和电极组合件736可以包含联接到壳体远端区域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可以直接联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可以从轴远端区域743延伸到轴近端区域741，所述轴近端区域可以直接联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处于轴远端区域743处，并且可以充当阴极电极，其用于在尖端电极742前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感测心室电信号。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和外接与壳体纵向侧壁735相邻的装置710的周向表面739。非组织刺穿电极722可以由如钛、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，可以提供两个或更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、环氧树脂或其它绝缘涂层。

当组织刺穿电极组合件712前进到心脏组织中时，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前进到心房组织中并且通过中心纤维体直到远侧尖端电极742被定位成与心室组织(例如，心室心肌和/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可以联接到由壳体730包围的疗法递送电路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联接到心房感测通道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分别选择电极722中的每个单独的电极，以单独地或以电极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联接到心房起搏电路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锚定在植入部位处时，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被一起选择以形成具有较高电阻抗的多点心房阴极，所述多点心房阴极仍沿面向远侧的表面738均匀地分布。可替代地，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，以在期望的部位处提供起搏，所述期望的部位由于电极722对受到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。在这种情形下，非组织刺穿电极722中的一个或多个非组织刺穿电极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的外围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的外围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可以是连续的暴露表面，使得有源电极表面包裹在绝缘性远侧构件772的外围边缘776上，所述外围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中的一个或多个电极、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。本文呈现的联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。可以提供直接联接到远侧绝缘性构件的位于中心组织刺穿电极外围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对感测心房信号产生干扰。组织刺穿电极组合件712可以紧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中所示出的，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4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前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反应信息。具体地，方法600可以包含基于可以由植入患者的心脏中的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的心脏的心室(如右心室)内的IMD提供。方法600可以包含在识别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632。方法600可以包含分析心房收缩检测窗内的运动信号。

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(NO))，方法600可以返回到滤波、整流以及生成导数信号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(Atrial contractiondetection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronousventricular pacing)”的美国专利第9,399,140号(Cho等人)中进行描述，所述美国专利通过引用以其整体并入本文中。

如将关于图11所描述的，可以检测到心音(HS)，并且将其用以表示生理反应信息。如本文所述，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响应，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心肌去极化时，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120ms的持续时间和约25至350Hz的频率。S1-S2之间的时间间隔，即S1至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用于优化起搏参数。通常，当识别最佳起搏参数时，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中所示出的一个或多个框。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，所述美国专利通过引用以其整体并入本文中。

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。另外地或可替代地，流程图800所示出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(其可以包含感测到的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。控制参数可为定时相关参数，例如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个控制参数。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部位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间隔可为默认起搏间隔、最后编程的AV间隔或待测试的最小或最大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。

执行用于将所选择的测试参数调整为至少两个不同设置的迭代过程。可以任何期望次序(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测得的固有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参数测量值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参数测量值。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、两个或更多个不同的VV间隔或者两个或更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，处理器可以自动识别最佳起搏参数设置。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(例如沿LV的四极引线)，所测试的起搏参数是例如起搏部位或起搏向量，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部位或向量。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相关联的起搏部位或向量识别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V-S2间隔趋势中的突然变化相关联的AV间隔可以被识别为最佳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，来进一步识别最佳AV间隔。

在一些实施例中，在框824处，也可以在IMD中自动编程经自动识别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联接到控制电路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，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反应信息。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，所选择的电极)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。可以在涵盖感兴趣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包含感兴趣的特定解剖区域，例如心房或心室。

本文所述的说明性方法和/或装置可以监测一个或多个电极向量配置。此外，可以相对于另一个同时和/或周期性地测量多个阻抗向量。在至少一个实施例中，说明性方法和/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值等)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，以去除伪影、噪声、静电、电磁干扰(EMI)和/或外来信号)以提供阻抗信号。此外，术语“阻抗信号”可以包含其各种数学导数，包含阻抗信号的实部和虚部、基于阻抗的电导信号(即阻抗的倒数或倒数)等。换言之，术语“阻抗信号”可以被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、诸如R-R间隔的心动周期间隔等)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dZ/dt来优化心脏收缩性，选择起搏部位，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的可选择的装置参数之一，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，所述美国专利通过引用以其整体并入本文中。

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选择、确定和/或计算出的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电极向量配置处获取选择数据(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所指示的，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所展示的回路)。如果已经从所有期望的电极向量配置中获取选择数据，则使用另一个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个装置参数选项而在多个电极向量配置中的每个电极向量配置处收集选择数据)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)，选择多个电极向量配置之一以用于获取选择数据(框858)。对于所选择的电极向量配置，获取与至少一个心动周期的收缩部分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(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。此外，例如，此类基准点可以表示或指示测量窗和/或时段(例如，间隔、点等)，在所述测量窗和/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，大约与所获取的基准点同时)中，在所选择的电极向量配置处获取心脏内阻抗信号(框862)。利用所获取的基准点和所获取的心脏内阻抗信号，基于时间基准点来提取来自阻抗信号的测量值(框864)(例如，在基准点之间限定的测量窗中的阻抗信号的积分、在基准点之间限定的测量窗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)。此类测量值中的一个或多个测量值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，基于多个此类测量值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择的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。如所示出的电极设备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，所述美国专利通过引用以其整体并入本文中。此外，将参考图14-15对说明性电极设备110进行更详细的描述。

尽管本文中未描述，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，除了例如造影溶液之类的无创工具之外，成像设备可以不使用可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，本文描述的说明性系统、方法和接口可以进一步使用成像设备向用户(例如，医生)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的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择的参数(例如所选择的位置信息(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/或电极设备的说明性系统和方法可以描述在于2013年6月12日提交的并且题为“可植入电极位置选择(Implantable Electrode LocationSelection)”的美国专利公开第2014/0371832号、在2013年6月12日提交的并且题为“可植入电极位置选择”的美国专利公开第2014/0371833号、在2014年3月27日提交的并且题为“用于识别有效电极的系统、方法和接口(Systems,Methods,and Interfaces forIdentifying Effective Electrodes)”的美国专利公开第2014/0323892号、在2014年3月27日提交的并且题为“用于识别光电向量的系统、方法和接口(Systems,Methods,andInterfaces for Identifying Optical-Electrical Vectors)”的美国专利申请公开第2014/0323882号中，所述文献中的每个文献均通过引用以其整体并入本文中。

说明性的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以下捕获图像或图像数据：等中心荧光术、双平面荧光术、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。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推移提取的多个图像可以提供视频帧或运动图片、数据。另外，还可以获得图像并且以两个维度、三个维度或四个维度进行显示。在更先进的形式中，心脏或身体其它区域的四维表面再现也可以通过结合来自由MRI、CT或超声心动图模态捕获的图或术前图像数据的心脏数据或其它软组织数据来实现。来自混合模态(诸如与CT组合的正电子发射断层摄影(PET)，或与CT组合的单光子发射计算机断层摄影(SPECT))的图像数据集也可以提供叠加到解剖数据上的功能图像数据，例如，用于导航接近心脏或其它感兴趣区域内的目标位置(例如，诸如左心室内的位置，包含左心室腔的高后基底和/或中隔区域内的所选择的位置)的治疗设备。

可以与本文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各者中进行描述：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、发布于2005年12月27日的Evron等人的美国专利第6,980,675号、发布于2007年10月23日的Okerlund等人的美国专利第7,286,866号、发布于2011年12月11日的Reddy等人的美国专利第7,308,297号、发布于2011年12月11日的Burrell等人的美国专利第7,308,299号、发布于2008年1月22日的Evron等人的美国专利第7,321,677号、发布于2008年3月18日的Okerlund等人的美国专利第7,346,381号、发布于2008年11月18日的Burrell等人的美国专利第7,454,248号、发布于2009年3月3日的Vass等人的美国专利第7,499,743号、发布于2009年7月21日的Okerlund等人的美国专利第7,565,190号、发布于2009年9月8日的Zarkh等人的美国专利第7,587,074号、发布于2009年10月6日的Hunter等人的美国专利第7,599,730号、发布于2009年11月3日的Vass等人的美国专利第7,613,500号、发布于2010年6月22日的Zarkh等人的美国专利第7,742,629号、发布于2010年6月29日的Okerlund等人的美国专利第7,747,047号、发布于2010年8月17日的Evron等人的美国专利第7,778,685号、发布于2010年8月17日的Vass等人的美国专利第7,778,686号、发布于2010年10月12日的Okerlund等人的美国专利第7,813,785号、发布于2011年8月9日的Vass等人的美国专利第7,996,063号、发布于2011年11月15日的Hunter等人的美国专利第8,060,185号以及发布于2013年3月19日的Verard等人的美国专利第8,401,616号，所述专利中的每一个通过引用以其整体并入本文中。

显示设备130和计算设备140可以被配置成显示并分析数据，例如电信号(例如，心电图数据)、表示机械心脏功能和电心脏功能中的一个或多个(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)的心脏信息等。心脏信息可以包含例如电异质性信息或电不同步信息、替代电激活信息或数据等，其为使用由电极设备110采集、监测或收集的电信号而生成的。在至少一个实施例中，计算设备140可以是服务器、个人计算机或平板计算机。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。此外，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/或用于评估所述位置(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。

计算设备140可以在操作上联接到输入设备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电联接到输入设备142和显示设备130中的每一个。如本文中进一步所描述的，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，但是应理解，输入设备142可以包含能够向计算设备140提供输入以执行本文所描述的功能、方法和/或逻辑的任何设备。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，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、患者的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。

由计算设备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(例如标准差、方差、极差、四分位差、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、傅里叶变换、快速傅里叶变换等)、标准化算法、比较算法、向量数学或实施本文中所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、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)或用于执行本文中所描述的一个和/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(例如，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性并且生成所期望的输出信息。可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/或接口的一个或多个程序。例如，任何此类程序可以存储在可通过在计算机系统(例如，包含处理设备)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/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。此外，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合适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中所描述的计算设备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状况和/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。说明性电极设备110可以被配置成测量患者120的体表电位，并且更具体地说，测量患者120的躯干-表面电位。

如图14中所示出的，说明性电极设备110可以包含电极112的集合或阵列、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的心脏上的特定位置。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120的躯干周围，使得电极112包围患者的心脏。如进一步展示的，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、外侧部、后外侧、前外侧和前部位置。

进一步地，电极112可以经由有线连接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电联接到计算设备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，但在其它实例中，可以采用多种机制中的任何一种机制(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可以分别放置在患者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)可以是贴片、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通过患者120的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和再极化相关联的电信号。可以单极配置使用电极112中的每个电极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)。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。其它配置可以具有更多或更少的电极112。

计算设备140可以记录和分析由电极112感测并且由接口/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，例如表示患者的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例如用于校准、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，例如表示患者的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的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的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的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的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。

另外地，计算设备140可以被配置成提供描绘替代电激活时间的图形用户接口，所述替代电激活时间是使用电极设备110获得的。说明性系统、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状况和/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示出了包含多个电极112的另一个说明性电极设备110，所述电极被配置成围绕患者120的心脏并且在信号已经传播通过患者120的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和再极化相关联的电信号。电极设备110可以包含背心114，多个电极112可以附接在所述背心上或者所述电极112可以联接到所述背心。在至少一个实施例中，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电联接到电极112中的每个电极，并且所述电极设备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、外侧表面、后外侧表面、前外侧表面和后表面。

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的躯干的表面上的位置。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到约256个电极112，但是其它配置可以具有更多或更少的电极112。

如本文中所描述，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的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的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的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的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的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)。此外，说明性系统、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同步均质激活。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起搏可以为患有内在性心室传导障碍的心力衰竭患者提供有益的激活。此外，VfA起搏的恰当放置可以为此类患者提供最佳心室激活。此外，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。所监测的电活动可用于评估对患者的VfA起搏疗法。使用所描述的ECG带监测的电活动可用于评估对心脏上的VfA起搏疗法的至少一个起搏设置。作为实例，起搏性设置可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。此外，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/或间隔(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/或心室间隔区的位置处的组合起搏)。

此外，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动的体表等时图。所监测的电活动和/或心室激动图可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偏差((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的度量可以根据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的度量可以依据前表面和后表面两者上的更接近右心室的电极确定。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，或者其可以包含其它度量(例如，标准差、四分位差、最新激活时间与最早激活时间之间的差)，所述其它度量反映了位于患者躯干右侧或患者躯干左侧的多个电极上激活时间的范围或离差，或对患者躯干的右侧和左侧两者进行组合。电异质性信息的度量可以包含紧密接近心脏的前间隔部分的躯干上电极的前间隔激活时间(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。如果患者的心脏状况改善，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/或间隔区)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(并且，在一些实施例中，在自然传导期间或在无VfA起搏存在下)根据电活动生成的电异质性的至少一个度量。至少一个度量可以包含SDAT、LVAT、RVAT、mTAT和ASAT中的一个或多个。

此外，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，则多个起搏参数可为最佳的。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完全接合等，则多个起搏参数可以是最优的。作为实例，ASAT的电异质性的度量小于或等于阈值(例如，30毫秒的阈值)并且LVAT小于或等于阈值(例如，30毫秒的阈值)可以指示LBBB的校正，并且因此起搏设置是最优的。作为实例，小于或等于阈值(例如，阈值为30ms)的RVAT、小于或等于阈值(例如，阈值为30ms)的ASAT以及小于或等于阈值(例如，阈值为30ms)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，起搏设置可以响应于不是最优的起搏设置而调整。在至少一个实施例中，可以响应于最佳范围内的起搏性设置而调整起搏性设置，不过是为了确定起搏性设置是否可以处于对VfA起搏疗法更有益、更有用、更实用等的最佳范围内的定位处。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，所述美国专利申请通过全文应用的方式并入本文。

对与科赫三角形区域相邻或在所述科赫区三角形区域内的植入部位进行定位可以使用本公开的各种递送系统和技术来促进。可以使用各种递送系统和技术来将包含组织刺穿电极的起搏引线递送到与科赫三角形区域相邻或在所述科赫区三角形区域内的植入部位。具体地，一些递送系统和技术可以用于将起搏引线递送到与科赫三角形区域相邻的冠状窦中的目标植入地带(例如，在冠状窦口附近)。

在一些实施例中，本公开的递送到植入部位的起搏引线可以具有与如图1-4中所示出的引线相同或类似的结构和特征。起搏引线可以包含细长主体，所述细长主体限定从近侧部分延伸到远侧部分的管腔。

左心室(LV)电极可以联接到细长主体，所述LV电极可以通过右心房心内膜和中心纤维体从与右心房(RA)的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的组织植入。LV电极可以被配置成在患者的心脏的左心室心肌的基底和/或中隔区域中将心脏疗法递送到左心室或感测左心室的电活动。LV电极可以被配置成刺穿与患者的心脏的右心房的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的植入部位中的组织以将起搏引线紧固到所述植入部位。

右心房(RA)电极也可以联接到起搏引线的细长主体，所述细长主体靠近LV电极并且可定位在RA内。RA电极可以被配置成将心脏疗法递送到患者的心脏的右心房或感测患者的心脏的右心房的电活动。

图16-25示出了起搏引线递送系统500的各种配置。图16示出了起搏引线递送系统500，所述起搏引线递送系统可以用于将起搏引线递送到与科赫三角形区域相邻或在科赫三角形区域内的植入部位。如所展示的，递送系统500可以包含护套502，所述护套从近侧部分504(例如，近端部分)延伸到远侧部分506(例如，远端部分)。护套502可以包含细长主体，所述细长主体限定在近侧部分504与远侧部分506之间延伸的管腔。护套502的管腔可以被配置成收纳导丝。管腔可以被配置成收纳一种或多种大小(例如，一种或多种直径)的导丝。

递送系统500的护套502可以是可偏转的、具有固定弯曲部或这些的任何组合。可偏转的护套可以由适于在植入期间使用的任何柔性或半刚性的材料(例如，生物相容性的)形成。固定弯曲部护套可以由适于在植入期间使用的任何刚性或半刚性材料(例如，生物相容性的)形成，使得一个或多个弯曲部分段可以被描述为基本上固定或不变。

护套502可以限定或包含一个、两个、三个或更多个弯曲部分段。在一些实施例中，护套502具有两个或更多个弯曲部或弯曲部分段。在所展示实施例中，递送系统500的护套502具有第一弯曲部分段532和第二弯曲部分段534。第一弯曲部分段532可以用于从患者的心脏的外部达到冠状窦口或科赫三角形区域。第二弯曲部分段534可以用于指向或定向护套502的朝向与LV相邻的膜间隔(例如，中隔壁)的远侧部分506。例如，第二弯曲部分段534可以用于指向护套502的朝向科赫三角形区域或恰好在冠状窦口附近的冠状窦内部的区域(例如，与科赫三角形区域相邻)的远端。在一些实施例中，第一弯曲部分段532可以具有固定弯曲部，并且第二弯曲部分段534可以具有固定弯曲部，所述第二弯曲部分段可以相对于所述第一弯曲部分段伸缩。

所述弯曲部分段可以是可偏转的、固定的或两者的组合。例如，第一弯曲部分段532可以具有固定弯曲部，并且第二弯曲部分段534可以是可偏转的。在一些实施例中，可偏转的弯曲部分段可以被配置成伸缩。例如，第一弯曲部分段532(例如，外护套或导管)可以是来自第二弯曲部分段534(例如，内护套或导管)的单独的件，并且第二弯曲部分段可以配置成在第一弯曲部分段532的管腔内伸缩或进行调整。在一些实施例中，第二弯曲部分段534可以被配置成可通过相对于第一弯曲部分段532旋转例如至多360度而调整。

弯曲部分段可以具有相同或不同的曲率。例如，在一些实施例中，第一弯曲部分段532可以限定第一曲率半径并且第二弯曲部分段534可以限定小于第一曲率半径的第二曲率半径。在一些实施例中，第一弯曲部分段532可以与第一平面对准，并且第二弯曲部分段534可以与具有与所述第一平面不同的定向的第二平面对准。例如，第一平面可以与第二平面正交。在一些实施例中，第一弯曲部分段532可以可相对于第二弯曲部分段534调整(例如，可旋转或伸缩)。通常，护套502的曲率可以基于目标植入部位来限定。

起搏引线递送系统500的各种其它组件可以与2000年10月17日发布的题为“用于植入心内膜心肌引线的布置”的美国专利第6,132,456号中所描述的各方面相同或类似，所述美国专利通过引用以其整体并入本文中。

图17示出了护套502的远侧部分506和所述护套的第二弯曲部分段534的特写视图。如所展示的，带针尖扩张器508从护套502的远侧部分506向远侧延伸或凸出。带针尖扩张器508可以至少部分地延伸通过护套502的管腔。带针尖扩张器508可以被配置成在潜在的植入部位的组织中形成开口。在一些实施例中，带针尖扩张器508或带针尖扩张器508的一部分可以是导电的(例如，有源的)。带针尖扩张器508可以用于接合潜在的植入部位处的组织，并且可以监测电刺激或将所述电刺激递送到潜在的植入部位，这可以促进确定潜在的植入部位是否是可接受的。

图18A-C示出了在护套502的远侧部分506附近的各种配置。图18A示出了带针尖扩张器508，所述带针尖扩张器向远侧延伸出护套502。带针尖扩张器508可以被配置成收纳在护套502的管腔内。导丝510也可以收纳在护套502的管腔内并且任选地在带针尖扩张器508的管腔内。

带针尖扩张器508可以包含针部分512和扩张器部分514。在一些实施例中，带针尖扩张器508可以由单个整体件形成。在其它实施例中，针部分512和扩张器部分514可以是协作地充当带针尖扩张器的单独形成的件。例如，针部分512可以收纳在扩张器部分514的管腔内并且可在纵向方向上分离或自由平移(例如，在被收纳时与护套的长度对准)。在一些实施例中，针部分512、扩张器部分514或两者可以是导电的(例如，有源的)或绝缘的(例如，无源的)。

带针尖扩张器508可以限定或包含从带针尖扩张器的近侧部分延伸到远侧部分的管腔。在一些实施例中，带针尖扩张器508的管腔可以被配置成在导丝510或导丝511之上前进。如所展示的，导丝511的直径可以大于导丝510的直径。

图18B-C示出了起搏引线516，所述起搏引线向远侧延伸出护套502。起搏引线516可以可相对于护套502、导丝510或两者在纵向方向上自由平移。至少起搏引线516可以可相对于护套502、导丝510或两者旋转。通常，起搏引线516可以由如图18B中所示出的导丝510、如图18C中所示出的护套502的管腔或两者来引导到植入部位。

起搏引线516可以包含从近侧部分延伸到远侧部分的细长主体。如所展示的，起搏引线516还可以包含联接到所述起搏引线的远侧部分的固定元件518。固定元件518可以被配置成附接到与所述患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜中的植入部位。任何适合的固定结构可以用于固定元件518。在所展示的实施例中，固定元件518是螺旋附接元件。

在一些实施例中，固定元件518还可以充当LV电极(例如，具有螺旋形状的组织刺穿电极)。在其它实施例中，固定元件518可以由LV电极单独形成(例如，如果LV电极是镖型电极)。例如，固定元件518可以沿起搏引线516安置在LV电极的近侧。

尽管此处未示出，但是起搏引线516可以包含心房电极，如右心房(RA)电极、左心房(LA)电极或两者。RA电极可以被定位成与固定元件518、LV电极或两者相邻或在所述固定元件、LV电极或两者的近侧相距某个距离。RA电极可以被定位在起搏引线516上，使得RA电极在LV电极被植入时在RA中相邻定位。LA电极可以被定位成与固定元件518、LV电极或两者相邻或在所述固定元件、LV电极或两者的近侧相距某个距离。LA电极可以被定位在起搏引线516上，使得LA电极在LV电极被植入时与冠状窦的近侧部分相邻定位。RA电极、LA电极或两者可以用于感测或起搏患者的心脏的心房的相应部分。在一些实施例中，RA电极、LA电极或两者可以用于提供关于心房活动的定时和协调信息。

如图18B中所示出的，起搏引线516可以包含延伸穿过细长主体的管腔。起搏引线516的管腔可以被配置成收纳导丝510。在一些实施例中，起搏引线516的管腔可能无法容纳导丝511的大小或直径，这可能会影响所选择的植入方法。

图19示出了护套502的远侧部分506，所述远侧部分具有收纳在带针尖扩张器508的管腔中并延伸出所述管腔的导丝511。如所示出的，带针尖扩张器508收纳在护套502的管腔中并延伸出所述管腔。

图20是护套502的远侧部分506的图示，所述远侧部分具有收纳在护套502的管腔中并延伸出所述管腔的导丝510。如所展示的，导丝511(图19)的直径可以大于导丝510的直径。

图21-25示出了使用可以在递送程序期间使用的导丝510(参见图20)的各种配置。图21示出了护套502的远侧部分506，所述远侧部分包含带针尖扩张器508和处于可以用于朝向潜在的植入部位前进的定位中的导丝510。

图22示出了护套502的远侧部分506，所述远侧部分具有缩回或拉回到带针尖扩张器508的管腔中的导丝510。这个定位可以用于使用针部分512测试潜在的植入部位。在一些实施例中，针部分512可以插入到组织中以在组织内的一种或多种深度处测试对电脉冲的响应和/或感测电活动。如果植入部位是可接受的，则扩张器部分514、导丝510或两者可以被进一步推动到组织中以在组织中产生可以用于收纳起搏引线的孔。例如，当导丝形成为半刚性或刚性(例如，坚硬的)使得导丝可以在不需要带针尖扩张器508来推动到组织中的情况下而被推动到组织中时，可以使用导丝510。在一些实施例中，可以使用导丝510来代替带针尖扩张器508用于本文中所描述的一个或多个功能。

图23示出了护套502的近侧部分504，所述近侧部分包含导丝510和带针尖扩张器508。如所展示的，例如在确定潜在的植入部位是可接受的之后，可以将带针尖扩张器508在近侧方向上从护套502和导丝510移除。

图24示出了护套502的近侧部分504，所述近侧部分包含导丝510和起搏引线516。如所展示的，带针尖扩张器508(图23)可以与起搏引线516交换。导丝510可以被描述为可以具有足够的长度以促进此类交换的交换导线或交换长度导线。

导丝510可以保持至少部分地安置在护套502的管腔中。在一些实施例中，导丝510的远端可以定位在植入部位中的由带针尖扩张器508形成的孔中。起搏引线516可以在导丝510之上向远侧朝向植入部位前进。

在另一个实施例(未示出)中，可以将导丝510在近侧方向上从护套502以及带针尖扩张器508移除。护套502的远侧部分506可以定位在植入部位中的由带针尖扩张器508形成的孔中。起搏引线516可以向远侧前进通过护套502的管腔到植入部位。

图25示出了护套502的远侧部分506，所述远侧部分具有向远侧延伸出所述护套的管腔的起搏引线516和向远侧延伸出所述起搏引线的管腔的导丝510。这个定位可以用于使起搏引线516前进到植入部位。

一旦起搏引线516达到植入部位，就可以使用起搏引线(例如，起搏引线的LV电极)来测试所述部位处的组织。测试植入部位可以包含递送电脉冲(例如，刺激)、感测或检测电活动(例如，内在活动或对电脉冲的响应)或两者。如果植入部位是可接受的，则起搏引线516可以固定到植入部位，并且导丝510以及护套502可以缩回。

各种方法可以与图16-25中所描述的起搏引线递送系统500一起使用以将起搏引线植入与科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域中。图26-34示出了可以用于进行递送的各种技术。

图26-27示出了前进到植入部位的起搏引线递送系统500。图26示出了患者的心脏8的右前斜剖视图。图27示出了俯视剖视图。在一些实施例中，递送系统500可以被配置成将起搏引线的LV电极从右心房定位到冠状窦中小于或等于3厘米(cm)、2cm、1cm或甚至0.5cm。第一弯曲部分段532可以用于将递送系统500定位在科赫三角形区域的附近，并且第二弯曲部分段534可以用于将远侧部分定向到与科赫三角形区域相邻或在科赫三角形区域内的植入部位中。如所展示的，所述植入部位与科赫三角形区域相邻(例如，在冠状窦口附近的冠状窦3中)。

图27示出了起搏引线递送系统500相对于主动脉瓣540、肺动脉瓣542、右冠状动脉544、三尖瓣6、二尖瓣546、冠状窦3和大冠状静脉548。

图28示出了冠状窦口附近的冠状窦中的与科赫三角形区域相邻的目标植入地带550。目标植入地带550在LV壁上的冠状窦内的二尖瓣546下面。植入到目标植入地带550中的角度可以被选择成将起搏引线的LV电极递送到左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中。

图29示出了使用本公开的起搏引线递送系统(如起搏引线递送系统500(图16-28))的方法900。方法900可以包含定位潜在的植入部位902。在一些实施例中，可以将潜在的植入部位定位与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内。方法900可以包含使起搏引线前进到潜在的植入部位904。所述起搏引线可以包含细长主体和固定元件，所述细长主体从近侧部分延伸到远侧部分，所述固定元件联接到所述远侧部分并且可附接到与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜，例如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-中隔区域中将心脏疗法递送到左心室或感测左心室的电活动。

方法900可以包含将起搏引线定位在潜在的植入部位906处。在一些实施例中，植入起搏引线可以包含将联接到所述起搏引线的所述远侧部分的左心室电极从与所述右心房的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的组织通过所述右心房心内膜和任选地中心纤维体植入以在所述患者的心脏的所述左心室心肌的所述基底和/或中隔区域中将心脏疗法递送到左心室或感测所述左心室的所述电活动。例如，当通过冠状窦植入时，右纤维三角区和膜间隔可能不会被左心室电极穿透。在一些实施例中，左心室电极可以被描述为通过右心房心内膜和中心纤维骨架从与右心房的科赫三角形区域相邻或在右心房的科赫三角形区域内的组织植入。在一些实施例中，植入起搏引线可以包含将所述起搏引线的右心房电极定位在所述固定元件的近侧以将心脏疗法递送到所述患者的心脏的右心房或感测所述患者的心脏的右心房的电活动。

图30示出了用于定位潜在的植入部位902的方法的一个实例。方法902可以包含将导丝插入到护套912的管腔中。方法902可以包含使导丝或护套前进到植入部位914，例如到患者的心脏的冠状窦中到达冠状窦口附近的二尖瓣下面的区域。

方法902可以包含使带针尖扩张器916例如在导丝之上前进并通过护套的管腔到冠状窦。方法902还可以包含用带针尖扩张器接合例如与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的潜在的植入部位918中的组织。

方法902可以包含使用带针尖扩张器测试与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的潜在的植入部位920。方法902还可以包含例如基于使用带针尖扩张器进行的测试确定潜在的植入部位是否是可接受的922。

图31示出了用于定位潜在的植入部位902的方法的另外的实例。方法902可以包含确定部位是否是可接受的922。响应于部位是不可接受的，方法902可以包含将带针尖扩张器926例如从潜在的植入部位中的组织撤回。方法902还可以包含将新的潜在的植入部位928定位例如与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内。

响应于部位是可接受的，方法902可以包含使用带针尖扩张器例如在潜在的植入部位中的组织930中形成开口。方法902还可以包含例如基于导丝的大小为起搏引线准备植入部位。例如，一种植入方法940(图32)可以用于具有大直径(例如，0.035英寸)的导丝，而另一种植入方法950(图33)可以用于具有较小直径(例如，0.014英寸)的导丝。

图32示出了用于准备植入部位940的方法的一个实例。方法940可以包含使导丝前进到潜在的植入部位942。方法940还可以包含使护套在导丝944之上前进例如到潜在的植入部位中的组织中的通过带针尖扩张器形成的开口中。在一些实施例中，护套可以尽可能远地前进到开口中。

方法940可以包含例如通过护套的管腔撤回带针尖扩张器946。导丝也可以通过护套的管腔撤回。方法940还可以包含例如在起搏引线至少部分地被安置在护套的管腔中使得所述护套将所述起搏引线引导到潜在的植入部位时使起搏引线前进到潜在的植入部位948。

图33示出了用于准备植入部位950的方法的另一个实例。方法950可以包含使导丝前进到例如植入部位952中的组织中的通过带针尖扩张器形成的开口中。方法950可以包含使带针尖扩张器954例如在导丝之上撤回，使得起搏引线被导丝引导到植入部位。

方法950可以包含将带针尖扩张器与起搏引线956交换。方法950还可以包含使起搏引线958例如在导丝之上前进到植入部位。

图34示出了用于准备植入部位960的方法的另外的实例，所述方法可以遵循方法940或方法950。方法960可以包含例如在起搏引线已经被护套或导丝引导到植入部位之后使用起搏引线962测试植入部位。方法960还可以包含例如基于使用起搏引线进行的测试确定潜在的植入部位是否是可接受的964。

基于所述确定，响应于植入部位是不可接受的966，方法960可以包含定位新的潜在的植入部位968。方法960可以返回到用带针尖扩张器或起搏引线进行测试。

响应于植入部位是可接受的966，方法960可以包含将起搏引线固定在植入部位970中。在起搏引线植入且被认为可接受之后，可以将护套或导丝移除，并且仅有起搏引线可以保持在植入部位处。具体地，LV电极可以通过与科赫三角形区域相邻或在科赫三角形区域内的区域定位在左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中。

在一些实施例中，可成像材料(例如，不透射线材料)可以用于形成递送系统的一些组件的一部分或全部，以将递送系统的远侧部分引导到与科赫三角形区域相邻或在科赫三角形区域内的植入部位，以将LV电极定位在左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中。例如，护套的远侧部分可以至少部分地由可成像材料形成。可成像材料和可成像组件(例如，可成像构件)的各种实例在2018年12月20日提交的题为“用于心脏疗法的可植入医疗装置递送”的美国专利申请序列号16/227,774中进行了描述，所述美国专利申请通过引用以其整体并入本文中。

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。对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，一种递送起搏引线的方法包括将潜在的植入部位定位与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内；使起搏引线前进到所述潜在的植入部位，所述起搏引线包括细长主体和固定元件，所述细长主体从近侧部分延伸到远侧部分，所述固定元件联接到所述远侧部分并且可附接到与所述患者的心脏的所述右心房中的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜；以及将所述起搏引线植入在所述潜在的植入部位处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-中隔区域中将心脏疗法递送到左心室并且感测左心室的电活动。

在说明性实施例A2中，一种方法包括根据任何A实施例所述的方法，所述方法包括将联接到所述起搏引线的所述远侧部分的左心室电极从与所述右心房的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的组织通过所述右心房心内膜和任选地中心纤维体植入以在所述患者的心脏的所述左心室心肌的所述基底区域、所述中隔区域或所述基底-中隔区域中将心脏疗法递送到所述左心室并且感测所述左心室的所述电活动。

在说明性实施例A3中，一种方法包括根据任何A实施例所述的方法，所述方法进一步包括将所述起搏引线的心房电极定位与所述固定元件相邻或在所述固定元件的近侧以将心脏疗法递送到所述患者的心脏的心房或感测所述患者的心脏的心房的电活动。

在说明性实施例A4中，一种方法包括根据任何A实施例所述的方法，其中定位所述潜在的植入部位包括：任选地，将导丝插入到护套的管腔中；使所述导丝和所述护套前进到所述患者的心脏的冠状窦中；使带针尖扩张器在所述导丝之上前进并通过所述护套的所述管腔到所述冠状窦；用所述带针尖扩张器接合与所述患者的心脏的所述右心房中的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的所述潜在的植入部位中的组织；使用所述带针尖扩张器测试与所述患者的心脏的所述右心房中的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的所述潜在的植入部位；以及基于使用所述带针尖扩张器进行的所述测试确定所述潜在的植入部位是否是可接受的。

在说明性实施例A5中，一种方法包括根据实施例A4所述的方法，所述方法进一步包括：响应于确定所述潜在的植入部位是不可接受的而将所述带针尖扩张器从所述潜在的植入部位中的组织撤回；以及任选地，将新的潜在的植入部位定位与所述患者的心脏的所述右心房中的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内。

在说明性实施例A6中，一种方法包括根据实施例A4或A5所述的方法，所述方法进一步包括响应于确定所述潜在的植入部位是可接受的而使用所述带针尖扩张器在所述潜在的植入部位中的组织中形成开口。

在说明性实施例A7中，一种方法包括根据任何A实施例所述的方法，所述方法进一步包括基于导丝的大小为所述起搏引线准备所述潜在的植入部位。

在说明性实施例A8中，一种方法包括根据实施例A7所述的方法，其中为所述起搏引线准备所述潜在的植入部位包括：使所述导丝前进到所述潜在的植入部位；使护套在所述导丝之上前进并到所述潜在的植入部位中的组织中的通过带针尖扩张器形成的开口中；以及通过所述护套的管腔将所述带针尖扩张器和所述导丝撤回，其中当所述起搏引线能够至少部分地安置在所述护套的所述管腔中时，所述起搏引线前进到所述潜在的植入部位。

在说明性实施例A9中，一种方法包括根据实施例A7所述的方法，其中为所述起搏引线准备所述潜在的植入部位包括：使所述导丝前进到所述潜在的植入部位中的组织中的通过带针尖扩张器形成的开口中；使所述带针尖扩张器在所述导丝之上撤回；以及将所述带针尖扩张器与所述起搏引线交换，其中所述起搏引线在所述导丝之上前进到所述潜在的植入部位。

在说明性实施例A10中，一种方法包括根据任何实施例A4到A9所述的方法，其中所述带针尖扩张器包括扩张器部分以及能够与所述扩张器部分分离的针部分。

在说明性实施例A11中，一种方法包括根据任何A实施例所述的方法，所述方法进一步包括：使用所述起搏引线测试所述潜在的植入部位；基于使用所述起搏引线进行的所述测试确定所述潜在的植入部位是否是可接受的；以及响应于基于使用所述起搏引线进行的所述测试确定所述潜在的植入部位是可接受的而将所述起搏引线固定在所述潜在的植入部位中。

在说明性实施例B1中，一种起搏引线递送系统包括护套，所述护套包括细长主体，所述细长主体限定在近侧部分与远侧部分之间延伸的管腔；导丝，所述导丝能够至少部分地安置在所述护套的所述管腔中；带针尖扩张器，所述带针尖扩张器被配置成在所述导丝之上前进并且接合潜在的植入部位中的组织；以及起搏引线，所述起搏引线包括细长主体和固定元件，所述细长主体从近侧部分延伸到远侧部分，所述固定元件联接到所述远侧部分并且可附接到与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜中的植入部位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-中隔区域中将心脏疗法递送到左心室并且感测左心室的电活动。

在说明性实施例B2中，一种系统包括任何B实施例的系统，其中所述细长主体限定在所述近侧部分与所述远侧部分之间延伸的管腔，所述管腔被配置成收纳所述导丝。

在说明性实施例B3中，一种系统包括任何B实施例的系统，其中所述起搏引线的所述固定元件包括螺旋附接元件。

在说明性实施例B4中，一种系统包括实施例B3的系统，其中所述起搏引线能够相对于所述护套、所述导丝或两者自由旋转。

在说明性实施例B5中，一种系统包括任何B实施例的系统，其中所述护套包括固定弯曲部，所述固定弯曲部被配置成使用冠状窦延伸到与所述患者的心脏的所述右心房中的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的所述植入部位。

在说明性实施例B6中，一种系统包括任何B实施例的系统，其中所述护套是可偏转的并且包括第一弯曲部分段和在所述第一弯曲部分段远侧的第二弯曲部分段，所述第一弯曲部分段和所述第二弯曲部分段被配置成通过所述冠状窦延伸到与所述患者的心脏的所述右心房中的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的所述植入部位。

在说明性实施例B7中，一种系统包括实施例B6的系统，其中所述第一弯曲部分段具有第一曲率半径，并且所述第二弯曲部分段具有小于所述第一曲率半径的第二曲率半径。

在说明性实施例B8中，一种系统包括实施例B6或B7的系统，其中所述第一弯曲部分段与第一平面对准，并且所述第二弯曲部分段与具有与所述第一平面不同的定向的第二平面对准。

在说明性实施例B9中，一种系统包括任何实施例B6到B8的系统，其中所述第一弯曲部分段能够相对于所述第二弯曲部分段调整。

在说明性实施例B10中，一种系统包括根据任何B实施例所述的系统，其中所述带针尖扩张器或所述导丝被配置成在所述潜在的植入部位中的组织中形成开口。

在说明性实施例B11中，一种系统包括根据实施例B10所述的系统，其中所述护套被配置成插入到组织中的通过所述带针尖扩张器形成的所述开口中以将所述起搏引线引导到所述潜在的植入部位。

在说明性实施例B12中，一种系统包括根据实施例B10所述的系统，其中所述导丝被配置成插入到组织中的通过所述带针尖扩张器形成的所述开口中以引导所述起搏引线前进到所述潜在的植入部位。

在说明性实施例C1中，一种起搏引线包括细长主体，所述细长主体限定从近侧部分延伸到远侧部分的管腔，所述管腔被配置成收纳导丝；以及联接到所述细长主体的左心室电极，所述左心室电极能够从与右心房的科赫三角形区域相邻或在右心房的科赫三角形区域内的组织通过右心房心内膜植入以在患者的心脏的左心室心肌的基底区域、中隔区域或基底-中隔区域中将心脏疗法递送到左心室并且感测左心室的电活动。

在说明性实施例C2中，一种起搏引线包括根据任何C实施例所述的起搏引线，其进一步包括联接到所述细长主体的心房电极，所述心房电极在所述左心室电极的近侧并且能够定位在心房内以将心脏疗法递送到所述患者的心脏的心房或感测所述患者的心脏的心房的电活动。

在说明性实施例C3中，一种起搏引线包括根据任何C实施例所述的起搏引线，其中所述左心室电极被配置成刺穿与所述患者的心脏的所述右心房的所述科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的植入部位中的组织以将所述起搏引线紧固到左心室心肌。

在说明性实施例C4中，一种起搏引线包括根据任何C实施例所述的起搏引线，其中所述左心室电极包括螺旋附接元件。

在说明性实施例D1中，一种起搏引线递送系统包括护套，所述护套包括细长主体，所述细长主体限定在近侧部分与远侧部分之间延伸的管腔；导丝，所述导丝可至少部分地安置在所述护套的所述管腔中并且被配置成接合潜在的植入部位中的组织；以及起搏引线，所述起搏引线包括细长主体和固定元件，所述细长主体从近侧部分延伸到远侧部分，所述固定元件联接到所述远侧部分并且可附接到与患者的心脏的右心房中的科赫三角形区域相邻或在所述科赫三角形区域内的右心房心内膜中的植入部位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-中隔区域中到达左心室并且感测左心室的电活动。

在说明性实施例D2中，一种系统包括根据任何D实施例所述的系统，其中所述细长主体限定在所述近侧部分与所述远侧部分之间延伸的管腔，所述管腔被配置成收纳所述导丝。

因此，公开了用于左心室起搏的递送系统和方法的各个实施例。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，本文所述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，本文所述实施例的各方面可以多种方式彼此组合。因此，应当理解，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。还应当理解，根据实例，本文所描述的任何过程或方法的动作或事件可以以不同顺序执行，可以添加、合并或完全排除(例如，所有描述的动作和事件对于执行技术可能不是必需的)。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，所描述技术可以硬件、软件、固件或其任何组合实施。如果以软件实施，则功能可以作为一个或多个指令或代码存储在计算机可读介质上并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，如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存或可以用于存储呈指令或数据结构形式的期望程序代码并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”可以指任何前述结构或适合于实施所描述技术的任何其它物理结构。而且，所述技术可以完全在一个或多个电路或逻辑元件中实施。应当理解，框图的每个框以及这些框的组合可以通过用于执行所示功能的装置来实现。

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。本文提供的定义是为了促进对本文中经常使用的某些术语的理解，并不意味着限制本公开的范围。

除非另有说明，否则在说明书和权利要求书中使用的所有表示特征尺寸、数量和物理性质的数字都可以理解为被术语“完全”或“约”修饰。因此，除非有相反的指示，否则前述说明书和所附权利要求书中所示的数值参数是近似值，其可以根据本领域的技术人员利用本文公开的教导或例如在实验误差的典型范围内寻求获得的所需性质而变化。

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“至多”或“不大于”一个数字(例如，至多50)包含此数字(例如50)，而术语“不小于”一个数字(例如，不小于5)包含此数字(例如5)。

术语“联接”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。

与定向相关的术语，例如“上面”和“下面”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。例如，被描述为具有“顶部”和“底部”的实施例也包括其沿各个方向旋转的实施例，除非内容清楚地另外指出。

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，这些短语在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，可以以任何合适的方式组合特定的特征、配置、组成或特性。

词语“优选的”和“优选地”是指本公开的在某些情况下可以提供某些益处的实施例。然而，在相同或其它情况下，其它实施例也可能是优选的。此外，对一个或多个优选实施例的叙述并不意味着其它实施例是无用的，也不旨在将其它实施例排除在本公开的范围之外。

如本说明书和所附权利要求书中所使用的，单数形式“一个(a)”、“一个(an)”和“所述(the)”涵盖具有多个指示物的实施例，除非内容另有明确规定。除非内容另外明确规定，否则如本说明书和所附权利要求书中所使用，术语“或”通常在其意义上用来包含“和/或”。

如本文中所使用的，“有(have)”、“具有(having)”、“包含(include)”、“包含(including)”、“包括(comprise)”等以其开放式含义使用，并且通常是指“包括但不限于”。将理解的是，“基本上由……组成”、“由……组成”等被包含在“包含”等中。

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意组合。