CN114746008A - 生成代表性心脏信息 - Google Patents

Abstract

本文描述了用于生成代表性心脏信息的***和方法。所述代表性心脏信息可以基于在多个心动周期或心跳内监测或测量的多个电极信号。所述***和方法可以移除不合格的心动周期，移除无效电极信号，移除不一致的心动周期以及移除不相关的心动周期，并且然后基于剩余的心动周期和电极信号生成代表性心脏信息。

Description

生成代表性心脏信息

本申请要求于2019年12月2日提交的美国临时申请第62/942,555号的权益，其以全文引用的方式并入本文。

本公开涉及用于使用外部电极设备来生成代表性心脏信息的***和方法。

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

IMD还可以提供心脏再同步疗法(CRT)，这是一种起搏形式。CRT涉及向左心室或左心室和右心室以及心房的起搏的递送。可以选择向心室递送起搏脉冲的时间和位置以改进心室收缩的协调性和效率。

除了植入式医疗装置本身之外，用于植入医疗装置的***还可以包括工作站或其它设备。在一些情况下，设备的这些其它设备辅助医师或其它技术人员将心内引线放置在心脏上或心脏中的特定位置处。在一些情况下，设备向医师提供关于心脏的电活动和心内引线位置的信息。

在一些情况下，工作站或其它设备可以包括用于通过患者表面或皮肤上的电极获得心电图(ECG)的设备。更具体地，患者可以具有围绕患者躯干的ECG腰带或背心上的多个电极。在腰带或背心已经固定到躯干后，医师可以执行一系列测试来评估患者的心脏反应。被放置在患者的身体表面上的ECG电极提供的数据可以用于各种治疗目的(例如，心脏再同步治疗)，包括基于从由ECG电极捕获的信号中导出的一个或多个度量来优化引线位置、起搏参数等。例如，电异质性信息(EHI)可以从电激动时间中导出，该电激动时间从身体表面上的多个电极计算，并且EHI可以用于优化引线位置、起搏参数、确定患者是否有资格接受心脏治疗、确定心脏治疗是否可能对患者有效等。

发明内容

本文描述的说明性***和方法可以被配置成帮助用户(例如，医师)评估和配置心脏治疗(例如，在植入心脏治疗设备期间和/或之后对患者执行的心脏治疗)。在一个或多个实施例中，所述***和方法可以被描述为是无创的。例如，在一些实施例中，所述***和方法可能不需要或包含植入式装置(如引线、探针、传感器、导管、植入式电极等)来监测或采集来自患者的组织的多个心脏信号以用于评估和配置正被递送到患者的心脏疗法。相反，所述***和方法可以使用无创地使用例如附接到患者躯干周围的患者的皮肤的多个外部电极进行的电测量结果。

一些心动周期或心跳可能不代表或反映患者的典型心动周期或心跳。从外部电极监测或记录的电活动中计算电异质性或不同步以及其它心脏度量可以先前基于单个心动周期或心跳。然而，如果该单个心动周期或心跳是嘈杂的或不代表患者的典型心动周期，则与其对应的数据可能无法反映真实或准确的异质性或不同步。通常，说明性***和方法利用来自多个匹配心跳的数据来制定更具代表性的电不同步测量。

本文所描述的说明性***和方法可以用于从在多个心动周期内测量或监测的多个电极信号中确定代表性心脏信息，诸如代表性电异质性信息(EHI)。例如，外部电极设备可以用于对来自多个(例如，大约40个)电极的ECG信号进行五秒钟的记录并计算电不同步的度量。但是，由于噪音、生理和其它因素，可能存在逐搏变化。说明性***和方法可以使基于来自多个心跳的数据导出电不同步的代表性度量的一个或多个过程自动化，这比先前的过程或技术更加稳健和准确。此外，说明性***和方法可以包括执行每个检测到的心动周期的质量的初步检查，选择通过初始质量检查的心动周期，执行所选心动周期的信号的标准偏差形态的相位匹配(例如，基于峰值)比较，基于高度匹配的心跳的电不同步计算代表性测量值，并在不存在至少两个匹配的心动周期的情况下将记录标记为噪声。

应当理解的是，术语“心动周期”和“心跳”在本文中可互换使用并且可以具有包括单次心脏去极化(与多次心脏去极化相反)的持续时间。此外，应当理解的是，说明性***和方法通常可以用于生成心脏电激动时间。此类心脏电激动时间的生成通常可以利用单个心动周期或心跳的QRS波群内的基准点(例如，最大斜率)。应当理解的是，虽然本文描述的说明性***和方法可以基于各种标准移除和/或选择心动周期，但是此类移除和/或选择实际上可以指的是对应于此类心动周期的QRS波群的移除和/或选择，以用于生成心脏电激动时间。

用于心脏评估的一种说明性***可以包括电极设备和计算设备，电极设备包含多个外部电极以监测来自患者的组织的电活动，计算设备包含处理电路***并且可操作地联接到电极设备。计算设备可以被配置成：使用多个外部电极监测电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号；从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合；以及基于代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性电异质性信息(EHI)。

用于心脏评估的一种说明性方法可以包括使用多个外部电极监测来自患者的组织的电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号，从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合，以及基于代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性电异质性信息(EHI)。

用于心脏评估的一种说明性***可以包括电极设备和计算设备，电极设备包含多个外部电极以监测来自患者的组织的电活动，计算设备包含处理电路***并且可操作地联接到电极设备。计算设备可以被配置成：使用多个外部电极监测电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号，以及从多个心动周期内的多个电极信号中移除无效信号，从而在多个心动周期内产生多个有效电极信号。计算设备可以进一步被配置成：基于多个心动周期内的多个有效电极信号从多个心动周期中移除不合格的心动周期，从而产生合格的心动周期集合；基于合格的心动周期集合内的多个有效电极信号从合格的心动周期集合中移除不相关的心动周期，从而产生相关的心动周期集合；以及基于相关的心动周期集合内的多个有效电极信号从相关的心动周期集合中移除不一致的心动周期，从而产生代表性心动周期集合。

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

附图说明

图1是包含电极设备、显示设备和计算设备的说明性***的图。

图2-3是用于测量躯干表面电势的说明性外部电极设备的图。

图4是基于在多个心动周期内监测的电极信号生成代表性心脏信息的说明性方法的框图。

图5是移除不合格的心动周期的说明性方法。

图6是移除无效心动周期的说明性方法。

图7是移除不相关的心动周期的说明性方法。

图8是移除不一致的心动周期的说明性方法。

图9是检查剩余的心动周期的一致性的说明性方法。

图10是基于剩余的心动周期生成代表性电异质性信息(EHI)的说明性方法。

图11描绘了多个心动周期内的多个电极信号。

图12A至12C描绘了图11中标识的代表性心动周期集合的多个电极信号。

图13是包括说明性植入式医疗装置(IMD)的说明性***的图。

图14A是图13的说明性IMD的图。

图14B是布置在图14A的左心室中的电引线的远端端部的放大视图的图。

图15A是例如图13至14的***的说明性IMD的框图。

图15B是说明性IMD(例如，植入式脉冲发生器)电路***以及在图13至14的***中采用的相关联的引线的另一框图。

具体实施方式

在以下对说明性实施例的详细描述中，对形成详细描述的一部分的附图进行参考，并且在附图中通过说明的方式示出了可以实践的具体实施例。应当理解，在不脱离(例如，仍落入)特此呈现的本公开的范围的情况下，可以利用其它实施例，并且可以进行结构改变。

将参考图1至15描述说明性***和方法。对本领域技术人员来说显而易见的是，一个实施例的元件或过程可以与其它实施例的元件或过程组合使用，并且使用本文所阐述的特征的组合的此类***、方法和装置的可能实施例不限于图中所示和/或本文描述的特定实施例。进一步地，将认识到本文所描述的实施例可以包括许多不一定按比例示出的元件。仍进一步地，将认识到，本文中的过程的定时和各个元件的大小和形状可以被修改但仍落入本公开的范围内，但是某些定时、一个或多个形状和/或大小或者元件类型可能优于其它定时、一个或多个形状和/或大小或者元件类型。

可以使用定位在患者的表面或皮肤周围的多个外部电极来测量或监测多个心电图(ECG)信号(例如，躯干表面电势)。ECG信号可以用于评估和配置心脏疗法，如例如由执行心脏再同步疗法(CRT)的植入式医疗装置提供的心脏疗法。如本文所述，可以非侵入性地采集或获得ECG信号，因为例如植入式电极可以不用于测量ECG信号。进一步地，ECG信号可以用于确定心脏电激动时间，所述心脏电激动时间可以用于生成可以由用户(例如，医师)用于优化心脏疗法(例如，起搏疗法)(如CRT)的一个或多个设置或参数的各种度量(例如，电异质性信息)。

各种说明性***、方法和图形用户接口可以被配置成使用包含外部电极的电极设备、显示设备和计算设备来非侵入性地辅助用户(例如，医师)评估心脏健康和/或心脏疗法的配置(例如，优化)。图1描绘了包含电极设备110、计算设备140和远程计算装置160的说明性***100。

如图所示的电极设备110包含多个电极，所述多个电极并入或包含在缠绕在患者14的胸部或躯干周围的绑带内。电极设备110可操作地联接到计算设备140(例如，通过一个或有线电连接，无线地等)以将来自电极中的每一个的电信号提供给计算设备140用于分析、评估等。说明性电极设备可在于2014年3月27日提交的并且于2016年3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号中描述，其以全文引用的方式并入本文。进一步地，将参考图2至3对说明性电极设备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***100可以进一步包括成像设备。成像设备可以是被配置成以非侵入性方式对患者的至少一部分进行成像或提供患者的至少一部分的图像的任何类型的成像设备。例如，除了如造影溶液等非侵入性工具之外，成像设备可以不使用可以位于患者体内的任何组件或部件来提供患者的图像。应当理解，本文所述的说明性***、方法和接口可以进一步使用成像设备来向用户(例如，医师)提供非侵入性辅助，以结合心脏疗法的配置将一个或多个起搏电极定位或放置在患者的心脏附近。

例如，说明性***和方法可以提供图像引导导航，所述图像引导导航可以用于在患者体内导航包含电极、无引线电极、无线电极、导管等引线，同时还提供非侵入性心脏疗法配置，包含确定有效的或最佳的预激励间期，如A-V间期和V-V间期等。使用成像设备和/或电极设备的说明性***和方法可以描述于Ghosh等人的于2014年12月18日公开的美国专利申请公开第2014/0371832号、Ghosh等人的于2014年10月30日公开的美国专利申请公开第2014/0371833号、Ghosh等人的于2014年10月20日公开的美国专利申请公开第2014/0323892号、Ghosh等人的于2014年10月20日公开的美国专利申请公开第2014/0323882号，其中的每一个均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/或任何其它替代性成像模态。例如，成像设备可以被配置成使用等中心荧光透视、双平面荧光透视、超声、计算机断层扫描(CT)、多层计算机断层扫描(MSCT)、磁共振成像(MRI)、高频超声(HIFU)、光学相干断层扫描(OCT)、血管内超声(IVUS)、二维(2D)超声、三维(3D)超声、四维(4D)超声、术中CT、术中MRI等来捕获图像或图像数据。进一步地，应当理解，成像设备可以被配置成捕获多个连续图像(例如，连续地)以提供视频帧数据。换句话说，使用成像设备随时间拍摄的多个图像可以提供视频帧数据或运动图片数据。在Stadler等人的题为“心脏再同步治疗的非侵入性评估(NONINVASIVE ASSESSMENT OF CARDIAC RESYNCHRONIZATION THERAPY)”的美国专利申请序列第15/643,172号中可以找到采用超声的示范性***，以全文引用的方式并入。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，还可以通过并入来自图或来自通过MRI、CT或回声心动描计术模态捕获的术前图像数据的心脏数据或其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，如与CT组合的正电子发射断层扫描(PET)或与CT组合的单光子发射计算机断层扫描(SPECT)还可以提供叠加在解剖数据上的，例如以用于将植入式设备导航到心脏或所关注的其它区域内的目标位置的功能图像数据。

可以与本文所述的说明性***和方法结合使用的***和/或成像设备描述于Evron等人的于2005年1月13日公开的美国专利申请公开第2005/0008210号、Zarkh等人的于2006年4月6日公开的美国专利申请公开第2006/0074285号、Zarkh等人的于2014年5月20日发布的美国专利第8,731,642号、Brada等人的于2014年10月14日发布的美国专利第8,861,830号、Evron等人的于2005年12月27日发布的美国专利第6,980,675号、Okerlund等人的于2007年10月23日发布的美国专利第7,286,866号、Reddy等人的于2011年12月11日发布的美国专利第7,308,297号、Burrell等人的于2011年12月11日发布的美国专利第7,308,299号、Evron等人的于2008年1月22日发布的美国专利第7,321,677号、Okerlund等人的于2008年3月18日发布的美国专利第7,346,381号、Burrell等人的于2008年11月18日发布的美国专利第7,454,248号、Vass等人的于2009年3月3日发布的美国专利第7,499,743号、Okerlund等人的于2009年7月21日发布的美国专利第7,565,190号、Zarkh等人的于2009年9月8日发布的美国专利第7,587,074号、Hunter等人的于2009年10月6日发布的美国专利第7,599,730号、Vass等人的于2009年11月3日发布的美国专利第7,613,500号、Zarkh等人的于2010年6月22日发布的美国专利第7,742,629号、Okerlund等人的于2010年6月29日发布的美国专利第7,747,047号、Evron等人的于2010年8月17日发布的美国专利第7,778,685号、Vass等人的于2010年8月17日发布的美国专利第7,778,686号、Okerlund等人的于2010年10月12日发布的美国专利第7,813,785号、Vass等人的于2011年8月9日发布的美国专利第7,996,063号、Hunter等人的于2011年11月15日发布的美国专利第8,060,185号、以及Verard等人的于2013年3月19日发布的美国专利第8,401,616号，其中的每一个均以全文引用的方式并入本文。

计算设备140和远程计算装置160可以各自分别包括显示设备130、170，其可以被配置成显示和分析数据，例如电信号(例如心电图数据)、电激动时间、电异质性信息等。可以针对一个或多个度量来分析和评估由电极设备110收集或监测的电信号所表示的多个心动周期或心跳中的一个心动周期或一个心跳，度量包括与关于心脏治疗的一个或多个参数(诸如起搏参数、引线位置等)的治疗性质有关的激动时间和电异质性信息。更具体地，例如，可以针对一个或多个度量来评估单个心动周期的QRS波群，一个或多个度量诸如，例如QRS开始、QRS偏移、QRS峰值、电异质性信息(EHI)、参考最早激动时间的电激动时间、左心室或胸部电激动时间标准偏差(LVED)、激动时间标准偏差(SDAT)、平均左心室或胸部替代电激动时间(LVAT)、QRS持续时间(例如，QRS开始到QRS偏移之间的间期)、平均左替代激动时间和平均右替代激动时间之间的差、相对或绝对QRS形态、激动时间的较高百分位和较低百分位之间的差(较高百分位可以是90％、80％、75％、70％等，并且较低百分位可以是10％、15％、20％、25％和30％等)、集中趋势(例如，中值或众数)、离散度(例如，平均偏差、标准偏差、方差、四分位距、范围)等其它统计测量。此外，一个或多个度量中的每一个可以是位置特定的。例如，一些度量可以根据从围绕患者的所选区域(例如，患者的左侧、患者的右侧等)定位的电极记录或监测的信号来计算。

在至少一个实施例中，计算设备140和远程计算装置160中的一者或两者可以是服务器、个人计算机、平板电脑、移动设备和蜂窝电话。计算设备140可以被配置成从输入设备142(例如，键盘)接收输入并将输出传输到显示设备130，并且远程计算装置160可以被配置成从输入设备162(例如，触摸屏)接收输入并将输出传输到显示设备170。计算设备140和远程计算装置160中的一者或两者可以包括可以允许访问处理程序或例程和/或一种或多种其它类型的数据的数据存储，例如用于分析由电极设备110捕获的多个电信号，用于确定QRS起始、QRS偏移、中值、众数、平均值、峰值或最大值、谷值或最小值，用于确定电激动时间，用于驱动图形用户界面，该图形用户界面被配置成无创地帮助用户配置一个或多个起搏参数或设置，诸如，例如起搏频率、心室起搏频率、A-V间期、V-V间期、起搏脉冲宽度、起搏矢量、多点起搏矢量(例如左心室矢量四引线)、起搏电压、起搏配置(例如双心室起搏、仅右心室起搏、仅左心室起搏等)，以及心律失常检测和治疗、心率自适应设置和性能等。

计算设备140可以操作性地联接到输入设备142和显示设备130以例如向输入设备142和显示设备130中的每个设备传输数据并从所述设备传输数据，并且远程计算装置160可以操作性地联接到输入设备162和显示设备170以例如向输入设备162和显示设备170中的每个设备传输数据并从所述设备传输数据。例如，计算设备140和远程计算装置160可以使用例如模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于互联网的连接等来电联接到输入设备142、162和显示设备130、170。如本文进一步描述的，用户可以向输入设备142、162提供输入，以便查看和/或选择与由心脏疗法设备，如例如植入式医疗装置递送的心脏疗法相关的一条或多条配置信息。

尽管如所描绘的输入设备142是键盘并且输入设备162是触摸屏，但是应当理解，输入设备142、162可以包含能够向计算设备140和计算装置160提供输入以执行本文所述的功能、方法和/或逻辑的任何设备。例如，输入设备142、162可以包含键盘、鼠标、跟踪球、触摸屏(例如，电容式触摸屏、电阻式触摸屏、多点触摸式触摸屏等)等。同样，显示设备130、170可以包含能够向用户显示信息的任何设备，如图形用户接口132、172，包含电极状态信息、电激动的图形图、外部电极在一个或多个心跳上的多个信号、QRS波群、各种心脏疗法方案选择区域、各种心脏疗法方案排名、各种起搏参数、电异质性信息(EHI)、文本指令、人体心脏的解剖结构的图形描绘、患者的心脏的图像或图形描绘、一个或多个电极的位置的图形描绘、人体躯干的图形描绘、患者的躯干的图像或图形描绘、植入的电极和/或引线的图形描绘或实际图像等。进一步地，显示设备130、170可以包含液晶显示器、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和远程计算装置160存储和/或执行的处理程序或例程可以包含用于计算数学、矩阵数学、分解算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、校准算法、图像构造算法、信号处理算法(例如，各种滤波算法、傅立叶变换、快速傅立叶变换等)、标准化算法、比较算法、向量数学或实施本文所描述的一个或多个说明性方法和/或过程的任何其它处理的程序或例程。由计算设备140和远程计算装置160存储和/或使用的数据可以包含例如来自电极设备110的电信号/波形数据(例如，多个QRS波群)、来自电极设备110的电激动时间、来自声学传感器的心音/信号/波形数据、图形(例如，图形元素、图标、按钮、窗口、对话框、下拉菜单、图形区、图形区域、3D图形等)、图形用户接口、根据本公开所采用的一个或多个处理程序或例程的结果(例如，电信号、电异质性信息等)或用于执行本文所描述的一个和/或多个过程或方法的任何其它数据。

在一个或多个实施例中，说明性***、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。本文所描述的程序代码和/或逻辑可以应用于输入数据以执行本文所描述的功能并且生成期望的输出信息。可以将输出信息作为输入应用到本文所描述或将以已知方式应用的一个或多个其它装置和/或方法。

可以使用任何可编程语言来提供用于实施本文所描述的***、方法和/或界面的一个或多个程序，例如适合与计算机***通信的高级程序和/或面向对象的编程语言。例如，任何此类程序可以存储在可通过在计算机***(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***以执行本文描述的程序的通用或专用程序读取任何合适的装置上，例如，存储介质。换句话说，至少在一个实施例中，可以使用配置有计算机程序的计算机可读存储介质来实施说明性***、方法和接口，其中如此配置的存储介质使计算机以具体且预定义的方式进行操作以执行本文所描述的功能。进一步地，在至少一个实施例中，可以将说明性***、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，并且在由处理器或处理电路***执行时，可操作以执行如本文所描述的方法、过程和/或功能之类的操作。

计算设备140和远程计算装置160可以是例如任何固定或移动计算机***(例如，控制器、微控制器、个人计算机、微型计算机、平板计算机等)。计算设备140和远程计算装置160的确切配置不是限制性的，并且可以使用基本上能够提供合适的计算能力和控制能力(例如，信号分析、数学函数如中值、众数、平均值、最大值确定、最小值确定、斜率确定、最小斜率确定、最大斜率确定、图形处理等)的任何装置。如本文所描述的，数字文件可以是含有可以由本文中所描述的计算设备140和远程计算装置160可读取和/或可写入的数字位(例如，以二进制、三进制编码)的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、CD-ROM、打孔卡、磁性可记录磁带等)。而且，如本文所描述的，用户可读格式的文件可以是可在可由用户读取和/或理解的任何介质(例如，纸、显示器等)上呈现的数据(例如，ASCII文本、二进制数、十六进制数、十进制数、图形等)的任何表示形式。

鉴于上文，将显而易见的是，可以按照所属领域技术人员已知的任何方式来实施根据本公开的一个或多个实施例中描述的功能。如此，待用于实施本文所述的过程的计算机语言、计算机***或任何其它软件/硬件不应限于本文所述的***、过程或程序(例如，由此类***、过程或程序提供的功能)的范围。

说明性电极设备110可以被配置成测量患者14的身体表面电势以及更具体地患者14的躯干表面电势。如图2所示，说明性电极设备110可以包含外部电极112、条带113的集合或阵列和接口/放大器电路***116。电极112可以附接或联接到条带113，并且条带113可以被配置成缠绕在患者14的躯干周围，使得电极112围绕患者的心脏。如进一步展示的，电极112可以定位在患者14的周长周围，包含患者14的躯干的后部位置、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置。说明性电极设备110可以被进一步被配置成测量或监测来自患者14的至少一个或两个的声音。如图2所示，说明性电极设备110可以包括附接或联接到条带113的声学传感器120的集合或阵列。条带113可以被配置成缠绕在患者14的躯干周围，使得声学传感器120围绕患者的心脏。如进一步展示的，声学传感器120可以定位在患者14的周长周围，包含患者14的躯干的后部位置、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置。

进一步地，电极112和声学传感器120可以通过有线连接118电连接到接口/放大器电路***116。接口/放大器电路***116可以被配置成放大来自电极112和声学传感器120的信号并将信号提供给计算设备140和远程计算装置160中的一个或两个。其它说明性***可以使用无线连接(例如，作为数据通道)来将由电极112和声学传感器120感测到的信号传输到接口/放大器电路***116，并且进而传输到计算设备140和远程计算装置160中的一个或两个。在一个或多个实施例中，可以使用例如模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于因特网的连接等来将接口/放大器电路***116电联接到计算设备140。

尽管在图2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和声学传感器120的间隔和放置。在一些实例中，条带113可以包括松紧带、胶带条或布。进一步地，在一些实例中，条带113可以是一件衣服(例如，T恤)的一部分或与其整合。在其它实例中，电极112和声学传感器120可以单独放置在患者14的躯干上。进一步地，在其它实例中，电极112(例如，布置成阵列)和声学传感器120(例如，也以阵列布置)中的一个或两个可以是贴片、背心和/或将电极112和声学传感器120固定到患者14的躯干的其它方式的一部分或位于其内。仍进一步地，在其它实例中，电极112和声学传感器120中的一个或两个可以是材料的两个部分或两个贴片的一部分或定位于其中。这两个贴片中的一个可以位于患者14的躯干的前侧上(以便例如监测表示患者的心脏的前侧的电信号、测量表示患者的心脏的前侧的替代心脏电激动时间、监测或测量患者的前侧的声音等)，并且另一个贴片可以位于患者14的躯干的后侧上(以便例如监测表示患者的心脏的后侧的电信号、测量表示患者的心脏的后侧的替代心脏电激动时间、监测或测量患者的后侧的声音等)。并且更进一步，在其它实例中，电极112和声学传感器120中的一者或两者可以布置在从患者14的前侧穿过患者14的左侧延伸到患者14的后侧的顶排和底排。又仍进一步地，在其它实例中，电极112和声学传感器120中的一个或两个可以布置成围绕腋窝区的曲线并且在右胸的电极/传感器密度可以低于其它剩余区域的密度。

电极112可以被配置成围绕患者14的心脏并且在信号已经传播穿过患者14的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和复极化相关联的电信号。电极112中的每个电极可以以单极配置使用，以感测反映心脏信号的躯干表面电势。接口/放大器电路***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个并且声学传感器120可以有约12个到约50个。其它配置可以具有更多或更少的电极112和更多或更少的声学传感器120。应当理解，电极112和声学传感器120可以不布置或分布在一直围绕或完全围绕患者14延伸的阵列中。相反，电极112和声学传感器120可以布置在仅围绕患者14的一部分或部分地围绕患者延伸的阵列中。例如，电极112和声学传感器120可以分布在患者的前侧、后侧和左侧上，其中在右侧附近(包含患者的右侧的后部区域和前部区域)具有较少或没有电极和声学传感器。

计算设备140可以记录和分析由电极112感测的躯干表面电位信号和由声学传感器120感测的声音信号，所述信号被接口/放大器电路***116放大/调节。计算设备140可以被配置成分析来自电极112的电信号以提供来自患者的心脏的心电图(ECG)信号、信息或数据，如本文将进一步描述的。计算设备140可以被配置成分析来自声学传感器120的电信号以提供来自患者身体和/或植入其中的装置(如左心室辅助装置)的声音信号、信息或数据。

另外，计算设备140和远程计算装置160可以被配置成提供图形用户接口132、172，所述图形用户接口描绘了与电极设备110相关的各种信息以及使用电极设备110收集或感测的数据。例如，图形用户接口132、172可以描绘包含使用电极设备110获得的QRS波群的ECG和包含使用声学传感器120获得的声波的声音数据以及与其相关的其它信息。说明性***和方法可以非侵入性地使用利用电极设备110收集的电信息和利用声学传感器120收集的声音信息来评估患者的心脏健康状况并且评估和配置向患者递送的心脏疗法。

进一步地，电极设备110可以进一步包含例如定位在患者14的下躯干周围的参考电极和/或驱动电极，所述参考电极和/或驱动电极可以进一步由***100使用。例如，电极设备110可以包含三个参考电极，并且可以将来自三个参考电极的信号组合以提供参考信号。进一步地，电极设备110可以使用三个尾端参考电极(例如，代替在威尔逊中央终端(Wilson Central Terminal)中使用的标准参考)来通过对三个尾端定位的参考信号取平均值获得具有较少噪声的“真实”单极信号。

图3展示了包含多个电极112和多个声学传感器120的另一个说明性电极设备110，所述多个电极被配置成围绕患者14的心脏并且在信号已经传播穿过患者14的躯干之后记录或监测与心脏的去极化和复极化相关联的电信号，所述多个声学传感器被配置成围绕患者14的心脏并且在信号已经传播穿过患者14的躯干之后记录或监测与心脏相关联的声音信号。电极设备110可以包含背心114，多个电极112和多个声学传感器120可以附接在所述背心上或者电极112和声学传感器120可以联接到所述背心。在至少一个实施例中，所述多个电极112或者所述电极的阵列可以用于收集电信息，例如替代电激动时间。类似于图2的电极设备110，图3的电极设备110可以包含接口/放大器电路***116，所述接口/放大器电路***通过有线连接118电联接到电极112和声学传感器120中的每一个并且被配置成将信号从电极112和声学传感器120发射到计算设备140。如所展示的，电极112和声学传感器120可以分布在患者14的躯干上，包含例如患者14的躯干的后部位置、侧部位置、后外侧位置、前外侧位置和前部位置。

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

说明性***和方法可以用于在患者的心脏健康的评估和/或当前(例如，通过递送起搏治疗的植入式医疗装置、通过LVAD等)被递送至患者的心脏治疗的配置中向用户提供非侵入性协助。进一步地，应当理解，计算设备140和远程计算装置160可以以多种不同的方式操作性地彼此联接以便进行或执行本文所描述的功能。例如，在所描绘的实施例中，计算装置140可以可操作地无线联接到远程计算装置160，如其间发出的无线信号线所描绘的。另外，与无线连接相反，计算设备140和远程计算装置160中的一个或多个可以通过一个或有线电连接可操作地联接。

图4描绘了基于在多个心动周期内监测的电极信号来生成代表性心脏信息(诸如，例如电异质性信息(EHI))的说明性方法200。如本文关于图1至3所描述的，方法200包括使用多个外部电极(诸如在本文描述的电极设备110上发现的)监测或测量患者的电活动202。例如，多个外部电极可以是位于患者躯干周围的背心或绑带的一部分或并入其中。更具体地，所述多个电极可以被描述为以阵列被配置成定位于患者的躯干的皮肤附近的表面电极。

可以针对多个心动周期或心跳或在多个心动周期或心跳上来监测电活动202。例如，可以监测电活动202达两个或更多个心动周期、三个或更多个心动周期、五个或更多个心动周期、十个或更多个心动周期等。在至少一个实施例中，可以监测电活动202达六个心动周期。此外，可以监测电活动202达所选择的时间段(诸如，例如三秒或更多秒、五秒或更多秒、十秒或更多秒等)。在至少一个实施例中，可以监测电活动202达五秒。如本文所述，一些电极信号以及一些心动周期可能是不规则的或具有其它不期望的特性或特征(例如噪声等)，这使得电极信号或心动周期对于相对于患者的心脏健康或被递送至患者的心脏治疗的进一步分析而言是不期望的。

使用多个外部电极在多个心动周期内监测或测量电活动202将在多个心动周期内产生多个电极信号。实质上，将使用多个外部电极中的不同外部电极来测量每个电极信号。因此，每个电极信号对应于单个外部电极，该外部电极位于患者躯干周围与外部电极的其余部分不同的位置。

说明性方法200的其余部分包括各种过程，该各种过程被配置成基于在多个心动周期内从过程202所监测的多个电极信号来提供或生成代表性心脏信息，诸如，例如代表性电异质性信息(EHI)。尽管以特定顺序描述了方法200的进行或步骤，但是应当理解的是，此类特定顺序仅是一个说明性实施例，并且本文设想了此类过程的其它顺序或次序。

说明性方法200可以包括移除不合格的心动周期210。不合格的心动周期的移除210可以基于多个电极信号的或关于多个电极信号的各种标准。实质上，可以描述的是，移除不合格的心动周期210旨在确保仅使用相当好的心动周期或心跳来生成代表性心脏信息。因此，可以基于在被确定为相当好或合格的心动周期内监测的电活动来生成代表性心脏信息。

图5描绘了一种移除不合格的心动周期210的说明性方法。如图所示，可以基于多个电极信号来确定每个心动周期的QRS持续时间或QRS开始与QRS偏移之间的差211。说明性QRS持续时间，以及QRS开始和偏移、确定或测量，可以描述在于2018年9月20日公开的题为“QRS偏移以及开始确定(QRS Offset and Onset Determination)”的美国专利申请公开第2018/0263522A1号、于2019年10月22日发布的题为“确定心脏去极化和复极化波的开始和偏移(Determining Onsets and Offsets of Cardiac Depolarization andRepolarization Waves)”的美国专利第10,449,365号，以及于2018年8月22日发布的题为“确定心脏去极化以及复极化波的开始以用于信号处理(Determining Onset of CardiacDepolarization and Repolarization Waves for Signal Processing)”的美国专利第9,737,223号，其中的每一个均以全文引用的方式并入本文。然后，可以移除具有小于或等于QRS持续时间阈值的QRS持续时间的任何心动周期212。QRS持续时间阈值可以在大约90毫秒(ms)和大约300毫秒之间。在至少一个实施例中，QRS持续时间阈值为70毫秒。

在本文中应当理解的是，当多个电极信号覆盖的或在其期间被监测的部分的心动周期被移除时，所移除的心动周期将不会进一步用于方法200。换言之，如果移除了此类心动周期，则不会进一步考虑多个电极信号中的心动周期。当使用过程212以及本文描述的其它过程移除心动周期时，可以认为从将用于生成代表性心脏信息的代表性心动周期集合中移除了此类心动周期。换言之，本文描述的过程可以从多个心动周期开始，并且可以出于各种原因移除一些心动周期，从而产生代表性心动周期集合。如本文进一步所描述的，因此，代表性心动周期集合包括由于不合格、不相关、不一致等而还未被移除的心动周期。

另外，可以确定每个电极信号的有效性213。例如，每个电极信号的有效性可以通过监测每个信号的部分并且将此类部分彼此比较以确定信号的效力或有效性来确定或测量。此外，例如，可以通过监视每个信号的部分并将此类部分与其它电极信号的时间对应部分进行比较以确定信号的效力或有效性来确定或测量每个电极信号的有效性。在一个实施例中，可以预期电极信号处于从QRS开始到QRS偏移的窗口中，该窗口在数学上与其相邻电极信号中的至少一个相关。在另一实施例中，一个QRS窗口中的电极信号可以与另一个QRS窗口中的相同电极信号相关。在一个或多个实施例中，电极信号有效性确定可以在于2018年3月27日发布的题为“用于识别有效电极的***、方法和接口(Systems,methods,andinterfaces for identifying effective electrodes)”的美国专利第9,924,884号，其以全文引用的方式并入本文。

然后，具有小于有效电极信号阈值的有效电极信号的量或数量的任何心动周期可以从代表性心动周期集合内的进一步考虑中移除214。有效电极信号阈值可以是大约15和大约35之间的数值。在一个实施例中，有效电极是25。有效电极信号阈值可以是电极总量的百分比并且可以在大约50％和大约90％之间。在一个实施例中，有效电极阈值是电极总量的60％。

然后方法或过程210可以检查以查看在移除过程212、214之后是否剩余所选数量n的心动周期216。所选数量n的心动周期可以在1个心动周期和15个心动周期之间。在至少一个实施例中，所选数量n的心动周期是2个心动周期。如果在移除后仍剩余n个周期，则该方法或过程可以继续210。如果在移除后没有剩余n个周期，则该方法或过程可以发出拒绝299。

在发出拒绝之后，可以指示用户或操作员重新启动方法200并在过程202中使用多个电极重新收集数据。例如，如果n是3并且在过程212、214中移除至少一个心动周期之后，代表性心动周期集合中剩余少于3个心动周期，则可以发出数据拒绝299。

说明性方法200可以进一步包括移除无效心脏信号220。无效心动周期的移除220可以基于多个电极信号的各种标准或关于多个电极信号的各种标准。本质上，可以描述的是，电极信号可以逐搏评估，并且可以确定每个电极信号是否在所选数量的心动周期(例如，所记录或所监测的所有心动周期、少于所记录或所监测的所有心动周期、多于所记录或所监测的所有心动周期的大约一半等)内有效。可以移除无效电极信号220以提供只有使用有效电极信号记录的心动周期或心跳被用于生成代表性心脏信息。因此，然后可以基于使用有效电极信号监测的电活动来生成代表性心脏信息。在本文中应当理解的是，当电极信号被移除时，此类电极信号将不会进一步用于方法200。换言之，在代表性心脏信息的生成中将不会进一步考虑移除的电极信号。

图6描绘了一种移除无效心脏信号的说明性方法220。如图所示，类似于本文关于过程213所述，可以确定每个电极信号的有效性222。此外，过程222可以进一步评估电极信号对于选定量或数量x的心动周期或心跳是否有效，以及电极信号对少于选定量或数量x的心动周期是否有效，然后可以移除电极信号224并且不进一步用于生成代表性心脏信息。选定量或数量x的心动周期可以在1个心动周期和所有心动周期之间。在至少一个实施例中，所选量或数量x的心动周期是所有心动周期。

然后，方法或过程220可以检查以查看在移除过程225之后是否剩余所选数量m的有效电极信号226。所选数量m的有效电极信号可以在5个有效电极信号和40个有效电极信号之间。在至少一个实施例中，所选数量m的有效电极信号是15个有效电极信号。如果所选数量m的有效电极信号在移除后仍剩余，则该方法或过程可以继续220。如果所选数量m的有效电极信号在移除后没有剩余，则该方法或过程可以发出拒绝299。在发出拒绝之后，可以指示用户或操作员在过程202中重新启动该方法并使用多个电极重新收集数据。例如，如果所选数量m的有效电极信号是15并且在移除无效电极信号224之后剩余少于15个有效电极信号，则可以发出数据拒绝299。

说明性方法200可以进一步包括移除不相关的心动周期230。不相关的心动周期的移除230可以基于所有剩余的心动周期内的多个电极信号的各种标准或关于所有剩余的心动周期内的多个电极信号的各种标准。本质上，可以描述的是，可以针对每个心动周期收集或生成模板，并且可以将模板彼此比较以确定每个周期彼此是如何相关或不相关的。然后，可以移除没有良好相关的心动周期。因此，然后可以仅基于相对相关的心动周期的电活动来生成代表性心脏信息。图7描绘了一种移除不相关的心动周期的说明性方法230。如图所示，可以在所有剩余的心动周期内的所有有效剩余的电极信号上生成标准偏差或另一代表性度量232。可以与过程一起使用的除了标准偏差之外的另一代表性度量可以是统计离散度的任何其它测量，诸如平均偏差、四分位距、范围等。

然后，可以基于标准偏差针对每个心动周期生成心动周期模板234。例如，针对每个心动周期，可以确定标准偏差信号的峰值(Tp)的时间，并且然后可以在Tp之前的75毫秒(ms)和之后的75毫秒之间对信号进行加窗或选择，从而产生单个150毫秒长的信号部分，该信号部分是该心动周期的模板。

然后，心动周期模板中的每一个可以彼此比较以生成与每个比较相关联的相关值236。因此，可以生成多个相关值。在一个实施例中，可以生成相关矩阵。例如，如果有六个检测到的心动周期，六个检测到的心动周期中的每一个的相互比较将生成六乘六的相关矩阵，每个单元格包括一个相关值。可以从多个相关值中针对每个心动周期确定中值相关或另一统计度量237，并且可以移除具有小于相关阈值y％的中值相关的任何心动周期238。相关阈值y％可以在大约80％和98％之间。在至少一个实施例中，相关阈值y％可以是95％。

换言之，可以生成每个心动周期或心跳模板相对于其它心动周期或心跳的相关，并且然后可以识别每个心动周期或心跳的中值相关。然后，对于每个心跳，如果该心跳的模板与其它检测到的心跳的中值相关大于或等于95％，则该节拍是合理相关的。相反，对于每个心跳，如果该心跳的模板与其它检测到的心跳的中值相关小于95％，则可以移除该心跳。

因此，可以移除不相关的心动周期以提供不相关的心动周期或心跳可以不用于生成代表性心脏信息230。因此，然后可以仅基于所监测的具有相关心动周期的电活动来生成代表性心脏信息。

然后，方法或过程230可以检查以查看在移除过程238之后是否剩余所选数量n的心动周期239。所选数量n的心动周期可以在1个心动周期和5个心动周期之间。在至少一个实施例中，所选数量n是2个心动周期。如果n个心动周期在移除后仍剩余，则该方法或过程可以继续230。如果所选n个心动周期在移除后没有剩余，则该方法或过程可以发出拒绝299。在发出拒绝之后，可以指示用户或操作员在过程202中重新启动该方法并使用多个电极重新收集数据。例如，如果n是2并且在移除至少一个心动周期之后代表性心动周期集合中剩余少于两个心动周期，则可以发出数据拒绝299。

说明性方法200进一步包括移除不一致的心动周期240。不一致的心动周期的移除可以基于多个剩余的心动周期的各种标准或度量或关于多个剩余的心动周期的各种标准或度量240。例如，可以根据各种标准对心动周期进行排序，并且可以保留具有最高等级的心动周期，同时可以移除其它心动周期。此外，例如，可以针对每个心动周期生成一个或多个度量，诸如，例如QRS持续时间，并用于确定哪些心动周期是一致的。因此，然后可以仅基于一致的心动周期的电活动来生成代表性心脏信息。

图8描绘了移除不一致的心动周期的一种说明性方法240。如图所示，可以基于在其上生成的一个或多个度量对心动周期进行评分和排名242。例如，可以针对每个心动周期确定关于电活动内的各个基准点的峰值时间、最大幅度、最小幅度、所有有效电极信号的幅度和诸如R波到R波间期的各种间期等。在一个实施例中，QRS峰值处的幅度测量可以用于对心动周期进行评分和排序。此类度量可以用于对心动周期进行排序，并且然后可以从进一步考虑中移除低于所选排序阈值的心动周期244。在一个或多个实施例中，电极信号有效性确定可以描述在于2019年1月31日公开的题为“心动周期选择(Cardiac CycleSelection)”的美国专利申请公开第2019/0030331A1号，其以全文引用的方式并入本文。

方法或过程240可以进一步包括移除具有有效电极信号的数量多于/少于有效电极信号的代表性数量或量或在有效电极信号的代表性数量或量的范围之外的心动周期246。有效电极信号的代表性数量或量可以是剩余的心动周期的有效电极信号的中值数量。因此，针对每个心动周期，可以在可能是中值的有效电极信号的代表性量与该特定周期的有效电极信号的数量之间生成差(例如绝对值)。如果该差小于有效电极信号范围值，则可以确定心动周期一致并且可以剩余以供进一步考虑。如果该差大于或等于有效电极信号范围值，则可以确定心动周期不一致并且可以从进一步考虑中移除。

例如，有效电极信号范围值可以在大约2和大约10之间。例如，如果有效电极信号范围值为5，并且有效电极信号的代表性数量与特定心动周期的有效电极信号数量之间的差为6，则可以从进一步考虑中移除该特定心动周期。

此外，在一个或多个实施例中，多于有效电极信号的代表数量或量并且在有效电极信号范围值之外的心动周期可以保留在代表性心动周期集合中(即，未移除)。换言之，在该实施例中，有效电极信号的代表数量可以设置心动周期应该保持的“下限”，并且有效电极信号范围值表示来自有效电极信号的代表性数量的容差。

该方法或过程240可以进一步包括从代表性QRS持续时间中移除具有QRS持续时间的差大于QRS范围值的心动周期248。QRS持续时间可以如本文关于过程211所描述的那样来确定。代表性QRS持续时间可以基于针对多个心动周期生成的多个QRS持续时间来确定。例如，代表性QRS持续时间可以是多个心动周期的多个QRS持续时间的中值QRS持续时间。可以通过从代表性QRS持续时间中减去当前或目前心动周期的QRS持续时间来计算或生成差。然后可以将该差与QRS范围值进行比较以确定心动周期是否一致并且可以剩余或者不一致并且可以被移除。QRS范围值可以在大约5毫秒和大约35毫秒之间。

在至少一个实施例中，QRS范围值可以是大约15毫秒。因此，如果中位QRS持续时间是105毫秒并且特定心动周期的QRS持续时间是97毫秒，则可以确定8毫秒差在QRS范围值内，并且因此心动周期一致并且可以剩余。在该实例中，如果不同心动周期的差为18毫秒，并且因此大于或在QRS范围值之外，则确定不同心动周期不一致并且可以被移除。

说明性方法200可以进一步包括检查剩余心动周期的一致性250。这种一致性检查可以以各种不同的方式完成或执行。检查一致性的一个说明性过程可以包括基于多个剩余的电极信号针对每个剩余的心动周期生成电异质性信息(EHI)，并且然后彼此评估生成的EHI以查看EHI是否在所有剩余的心动周期或所选数量的剩余的心动周期内一致。

EHI可以被描述为代表机械心脏功能和电心脏功能中的至少一种的信息或数据。EHI和其它心脏治疗信息可在题为“来自表面ECG电极的电不同步度量以及电激动模式(METRICS OF ELECTRICAL DYSSYNCHRONY AND ELECTRICAL ACTIVATION PATTERNS FROMSURFACE ECG ELECTRODES)”并且于2016年11月8日发布的美国专利第9,486,151号中描述，其以全文引用的方式并入本文。

电异质性信息(例如，数据)可以被定义为指示心脏的机械同步或不同步和/或心脏的电同步或不同步中的至少一种的信息。换句话说，电异质性信息可以表示患者的心脏的实际机械和/或电功能的替代。在至少一个实施例中，电异质性信息(例如，从基线异质性信息到疗法异质性信息、从第一组异质性信息到第二组疗法异质性信息等)的相对变化可以用于确定代表血流动力学应答变化的替代值(例如，LV压力梯度的急剧变化)。左心室压力通常可以用定位在患者的心脏的左心室中的压力传感器有创地监测。如此，使用电异质性信息来确定表示左心室压力的替代值可以避免使用左心室压力传感器的侵入性监测。

在至少一个实施例中，电异质性信息可以包含使用例如电极设备110的外部电极中的一些或全部外部电极测量的心室激动时间的标准偏差。进一步地，局部或区域电异质性信息可以包含使用位于躯干的某些解剖区域中的电极测量的激动时间的标准偏差和/或平均值。例如，患者的躯干左侧的外部电极可以用于计算局部或区域左侧电异质性信息。

可以使用一种或多种不同的***和/或方法来生成电异质性信息。例如，电异质性信息可以使用如题为“评估心脏内激动模式以及电不同步(ASSESSING INTRA-CARDIACACTIVATION PATTERNS AND ELECTRICAL DYSSYNCHRONY)”并且于2016年12月6日公布的美国专利第9,510,763号、题为“评估心脏内激动模式(ASSESSING INTRA-CARDIACACTIVATION PATTERNS)”并且于2015年3月3日发布的美国专利第8,972,228号、以及题为“用于选择心脏起搏部位的方法和***(METHODS AND SYSTEMS FOR USE IN SELECTINGCARDIAC PACING SITES)”并且于2012年5月15日发布的美国专利第8,180,428B2中描述的阵列或多个表面电极和/或成像***来生成，其中的每一个均以全文引用的方式并入本文。

电异质性信息可以包含一个或多个度量或指标。例如，电异质性的度量或指标之一可以是使用患者的躯干表面上的一些或所有电极测量的激动时间的标准偏差(SDAT)。在一些实例中，可以使用模型心脏的表面上的所估计的心脏激动时间来计算SDAT。

电异质性的另一个度量或指标可以是由定位在患者的左侧附近的外部电极监测的替代电激动时间(LVED)的左标准偏差。进一步地，电异质性的另一度量或指标可以包含由定位在患者的左侧附近的外部电极监测的替代电激动时间(LVAT)的平均值。LVED和LVAT可以根据仅由患者的左侧附近的电极测量的电活动来确定(例如，计算、估算等)，这些电极可以被称为“左”电极。左电极可以被定义为定位在左心室附近的任何表面电极，所述左心室包含患者的胸骨和脊柱的左侧的区域。在一个实施例中，左电极可以包含胸骨的左侧的所有前电极和脊柱的左侧的所有后电极。在另一实施例中，左电极可以包括胸骨左侧上的所有前电极和脊柱左侧上的所有后电极。在又另一个实施例中，可以基于如使用成像设备(例如，X射线、荧光透视等)确定的心脏的左侧和右侧的轮廓来指定左电极。

不同步的另一个说明性度量或指标可以是激动时间(RAT)的范围，其可以被计算为最大与最小躯干表面或心脏激动时间之间的差，例如，总体的，或者对于一个区域。RAT反映了激动时间的跨度，而SDAT给出了激动时间与平均值的离散度的估计。SDAT还提供了对激动时间的异质性的估计，因为如果激动时间在空间上是异质的，则个体激动时间将更远离平均激动时间，表明心脏的一个或多个区域的激动延迟。在一些实例中，可以使用模型心脏的表面上的所估计的心脏激动时间来计算RAT。

电异质性信息的另一个说明性度量或指标可以包含定位在躯干或心脏的特定所关注区域内的相关激动时间大于测得的QRS波群持续时间或表面电极的确定激动时间的某个百分位数(例如，第70个百分位数)的表面电极的百分比的估计值。所关注的区域可以例如是后部、左前部和/或左心室区域。说明性度量或指标可以被称为延迟激动的百分比(PLAT)。PLAT可以被描述为提供所关注的区域的百分比的估计，例如，与心脏的左心室区域相关的后部和左前区域，其较晚激动。PLAT的较大值可以意味着区域的大部分(例如，左心室)的延迟激动，以及通过预激发(例如，左心室的)晚期区域通过CRT进行电再同步的潜在益处。在其它实例中，可以为其它区域中的其它电极子集确定PLAT，如右前区域，以评估右心室中的延迟激动。此外，在一些实例中，可以使用针对整个心脏或心脏的特定区域(例如，左心室或右心室)在模型心脏的表面上所估计的心脏激动时间来计算PLAT。

在一个或多个实施例中，电异质性信息可以包括全局心脏电激动的有利变化的指标，诸如，例如在Sweeney等人,《在心脏再同步治疗期间使用体表心电图来预测左心室逆重构的心室激动分析(Analysis of Ventricular Activation Using SurfaceElectrocardiography to Predict Left Ventricular Reverse Volumetric RemodelingDuring Cardiac Resynchronization Therapy)》，《循环(Circulation)》，2010年2月9日，121(5):626-34和/或Van Deursen等人,《作为用于简单优化犬LBBB左束支传导阻滞心脏的心脏再同步治疗的工具的心电图(Vectorcardiography as a Tool for EasyOptimization of Cardiac Resynchronization Therapy in Canine LBBB Hearts)》，《循环：心律失常与电生理学(Circulation Arrhythmia and Electrophysiology)》，2012年6月1日，5(3):544-52中所描述，其中的每一个均以全文引用的方式并入本文。异质性信息还可以包含通过成像或其它***测量的改善心脏机械功能的测量，以跟踪心脏内植入的引线的运动，如例如以下中所描述的：Ryu等人,“使用3D心脏标测***的同时进行电和机械标测：用于优化心脏再同步疗法的新颖的方法(Simultaneous Electrical and MechanicalMapping Using 3D Cardiac Mapping System:Novel Approach for Optimal CardiacResynchronization Therapy)”,《心血管电生理学杂志》,2010年2月,21(2):219-22；Sperzel等人,“使用电解剖标测***对心室间机械不同步进行术中表征——可行性研究(Intraoperative Characterization of Interventricular Mechanical DyssynchronyUsing Electroanatomic Mapping System—A Feasibility Study)”,《介入心脏电生理学杂志》,2012年11月,35(2):189-96和/或题为“用于优化CRT疗法的方法(METHOD FOROPTIMIZING CRT THERAPY)”并且发布于2009年4月16日的美国专利申请公开第2009/0099619A1号，其中的每一个均以全文引用的方式并入本文。

图9描绘了检查剩余心动周期的一致性的一种说明性方法250。在该实例中，针对多个剩余心动周期中的每一个生成SDAT 251。然后，方法250可以检查所选择的心动周期数z是否导致在一致性值o内的EHI 252。所选择的心动周期数z可以在大约2和5个心动周期之间。一致性值o可以在大约2毫秒和大约50毫秒之间。在至少一个实施例中，所选择的心动周期数z是2并且一致性值o为3.5毫秒。因此，在该实例中，如果多个剩余的心动周期或代表性心动周期集合中没有两个心动周期的SDAT相差小于或等于3.5毫秒，则可以发出数据拒绝299。

说明性方法200可以进一步包括基于剩余的心动周期生成一个或多个度量260。剩余的心动周期可以被称为代表性心动周期集合，因为例如过程210、230、240已经移除了由于一种原因或另一原因被确定为不代表患者心脏功能的心动周期。可以基于代表性心动周期集合的电活动生成各种不同的度量。例如，可以基于代表性心动周期集合的电活动生成一种或多种类型的EHI。在至少一个实施例中，SDAT可以基于代表性心动周期集合的电活动来生成。

图10描绘了基于剩余心动周期或代表性心动周期集合生成代表性电异质性信息(EHI)，即SDAT的说明性方法260。通常，如图所示，SDAT可以被设置成来自从代表性心动周期集合生成的SDAT的最小SDAT 268或来自从代表性心动周期集合生成的SDAT的中值SDAT270。首先，方法260可以包括确定最小SDAT是否小于或等于或大于SDAT阈值p 262。SDAT阈值p可以在大约10毫秒和大约45毫秒之间。在至少一个实施例中，SDAT阈值p可以是25毫秒。如果最小SDAT小于或等于p，则方法260可以进行到过程264，并且反之，如果最小SDAT大于p，则方法260可以进行到过程266。

方法260可以进一步包括确定具有大于或等于SDAT阈值p的SDAT的代表性心动周期集合的心动周期是否比具有小于SDAT阈值p的代表性心动周期集合的心动周期多264。如果代表性心动周期集合的大多数心动周期具有大于或等于p的SDAT，则方法260可以进行到过程266。相反，如果代表性心动周期集合的大多数心动周期具有小于p的SDAT，则可以将代表性SDAT设置成最小SDAT 268。

方法260可以进一步包括确定是否正在向患者递送任何左心室起搏(例如，仅左心室起搏、双心室起搏等)以及代表性心动周期集合的至少两个心动周期的SDAT是否在最小SDAT的一致性值o内(例如3.5毫秒)266。如果正在递送左心室起搏，并且至少两个心动周期的SDAT在最小SDAT的一致性值o内，则代表性SDAT可以设置为最小SDAT 268。相反，如果未递送左心室起搏或至少两个心动周期的SDAT不在最小SDAT的一致性值o内，则代表性SDAT可以设置为中值SDAT 270。

图11描绘了多个心动周期内的多个电极信号300。x轴上描绘了以毫秒为单位的时间，而y轴上描绘了以毫伏为单位的电极信号的幅度。如图所示，在多个电极信号中检测到七个心动周期，每个由V形302指示。此外，心动周期中的每一个的SDAT被描绘成接近对应的V形。

使用本文描述的说明性方法200评估多个心动周期内的多个电极信号300。移除了四个检测到的心动周期，从而产生了代表性心动周期集合。代表性心动周期集合中的每一个由环绕心动周期的对应V形的虚线圆圈304指示。然后可以使用代表性心动周期集合来确定代表性心脏信息，诸如，例如代表性电异质性信息(EHI)。

图12A至12C描绘了图11中的代表性心动周期集合中的每一个的多个电极信号。图12A描绘了代表性心动周期集合的第一心动周期，图12B描绘了代表性心动周期集合的第二心动周期，并且图12C描绘了代表性心动周期集合的第三心动周期，描绘了图11中标识的三个不同心动周期内的多个电极信号。

现在将利用生成代表性EHI的说明性方法260来生成或选择具有图12描绘的实例的代表性SDAT。如图所示，最小SDAT为28毫秒，中值SDAT为29毫秒。假设p＝25毫秒，则最小SDAT 28毫秒大于p 262，并且因此，方法260将进行到过程266。假设发生左心室起搏并且o为3.5毫秒，则两个(在本例中为所有三个)心动周期的SDAT彼此相差在3.5毫秒内，并且因此选择或确定SDAT中值29为代表SDAT。

说明性心脏治疗***和装置可以在本文中参考图13至15进一步描述，图13至15可以利用本文关于图1至12描述的说明性***、界面、方法和过程。

图13是绘示说明性治疗***10的概念图，该治疗***可以用于向患者14递送起搏治疗。患者14可以但不一定是人。疗法***10可以包括可以联接到引线18、20、22的植入式医疗装置16(IMD)。IMD 16可以是例如植入式起搏器、心脏复律器和/或除颤器，其通过联接到引线18、20、22中的一个或多个的电极向患者14的心脏12递送或提供电信号(例如，起搏等)和/或感测来自所述患者的所述心脏的电信号。

引线18、20、22延伸到患者14的心脏12中，以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图13所示的实例中，右心室(RV)引线18延伸穿过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26，并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸穿过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并且进入冠状窦30到达邻近心脏12的左心室32的自由壁的区域。右心房(RA)引线22延伸穿过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。

IMD 16可以通过联接到引线18、20、22中的至少一个的电极来感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号等。在一些实例中，IMD 16基于在心脏12内感测到的电信号向心脏12提供起搏疗法(例如，起搏脉冲)。IMD 16可操作以调整与起搏疗法相关联的一个或多个参数，如A-V延迟和其它各种定时、脉冲宽度、振幅、电压、突发长度等。进一步地，IMD 16可操作以使用各种电极配置来递送起搏疗法，所述电极配置可以是单极的、双极的、四极的或进一步多极的。例如，多极引线可以包括可以用于递送起搏疗法的若干电极。因此，多极引线***可以提供或供应多个电向量以从其起搏。起搏向量可以包含至少一个阴极和至少一个阳极，所述至少一个阴极可以是位于至少一个引线上的至少一个电极，所述至少一个阳极可以是位于至少一个引线(例如，同一引线或不同引线)上和/或IMD的外壳或罐上的至少一个电极。虽然作为起搏疗法的结果的心脏功能的改善可能主要取决于阴极，但如阻抗、起搏阈值电压、电流消耗、寿命等电参数可能更依赖于起搏向量，所述起搏向量包含阴极和阳极两者。IMD 16还可以通过位于引线18、20、22中的至少一个上的电极来提供除颤疗法和/或心脏复律疗法。进一步地，IMD 16可以检测心脏12的心律失常，诸如，心室28、32的纤颤，并且以电脉冲的形式对心脏12进行除颤疗法。在一些实例中，IMD 16可以被编程成递送治疗进程，例如能量水平增加的脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。

图14A至14B是更详细地绘示图13的治疗***10的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可以通过连接器块34电联接到疗法递送模块(例如，用于递送起搏疗法)、感测模块(例如，用于感测来自一个或多个电极的一个或多个信号)，和/或IMD 16的任何其它模块。在一些实例中，引线18、20、22的近端可以包含电联接到IMD 16的连接器块34内的相应的电触点的电触点。另外，在一些实例中，引线18、20、22可以借助于固定螺钉、连接销或另一合适的机械联接机件机械地联接到连接器块34。

引线18、20、22中的每一个包括细长绝缘引线体，所述细长绝缘引线体可以承载通过绝缘(例如，管状绝缘护套)彼此分离的多个导体(例如，同心线圈导体、直导体等)。在所展示的实例中，双极电极40、42位于引线18的远端附近。另外，双极电极44、45、46、47位于引线20的远端附近，并且双极电极48、50位于引线22的远端附近。

电极40、44、45、46、47、48可以采用环形电极的形式，并且电极42、50可以采用分别可缩回地安装在绝缘电极头52、54、56内的可延伸螺旋尖端电极的形式。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的相应一个可以电联接到其相关联的引线18、20、22的引线体内的导体(例如，线圈导体和/或直导体)中的相应导体，并且由此联接到引线18、20、22的近端上的电触点中的相应一个。

另外，电极44、45、46和47的电极表面积可以为约5.3mm²到约5.8mm²。电极44、45、46和47也可以分别被称为LV1、LV2、LV3和LV4。引线20上的LV电极(即，左心室电极1(LV1)44、左心室电极2(LV2)45、左心室电极3(LV3)46和左心室4(LV4)47等)可以以可变距离间隔开。例如，电极44可以与电极45相距例如约21毫米(mm)的距离，电极45和46可以彼此间隔开例如约约1.3mm到约1.5mm的距离，并且电极46和47可以彼此间隔开例如20mm到约21mm的距离。

电极40、42、44、45、46、47、48、50可以进一步用于感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号(例如，电描记图(EGM)内的形态波形)。电信号通过相应的引线18、20、22传导到IMD 16。在一些实例中，IMD 16还可以通过电极40、42、44、45、46、47、48、50递送起搏脉冲，以促使患者的心脏12的心脏组织的去极化。在一些实例中，如图14A所绘示，IMD 16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电极58，其可以与IMD 16的壳体60(例如，气密密封壳体)的外表面一体形成或以其它方式联接到壳体60。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的任一个可以与壳体电极58组合用于单极感测或起搏。本领域的技术人员通常理解的是，也可以选择其它电极来定义起搏和感测向量或用于起搏和感测向量。进一步地，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个，在未用于进行起搏疗法时，可以用于在起搏疗法期间感测电活动。

如参考图14A进一步详细描述的，壳体60可以封装治疗递送模块，该治疗递送模块可以包括用于生成心脏起搏脉冲和除颤或复律电击的刺激发生器，以及用于监测患者心脏的电信号(例如，患者的心律)的传感模块。引线18、20、22还可以分别包括可以采用线圈形式的细长电极62、64、66。IMD 16可以通过细长电极62、64、66和壳体电极58的任何组合向心脏12递送除颤电击。电极58、62、64、66还可以用于向心脏12递送心脏复律脉冲。进一步地，电极62、64、66可以由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于铂、铂合金和/或已知可用于植入式除颤电极中的其它材料。由于电极62、64、66通常不被配置成进行起搏疗法，因此电极62、64、66中的任一个可以用于感测电活动，并且可以与电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一个组合使用。在至少一个实施例中，RV细长电极62可以用于在递送起搏疗法期间感测患者的心脏的电活动(例如，与壳体电极58或除颤电极到壳体电极向量组合)。

图13至15绘示的说明性治疗***10的配置只是一个实例。在其它实例中，替代图13绘示的经静脉引线18、20、22或除了图13绘示的经静脉引线18、20、22之外，治疗***可以包括心外膜引线和/或贴片电极。此外，在其它实例中，治疗***10可以在不具有经静脉引线(例如，无引线/无线起搏***)或具有植入(例如，经静脉植入或使用方法)到心脏左腔中的引线(如图13所绘示，除了放置在心脏右腔中的经静脉引线之外或替代放置在心脏右腔中的经静脉引线)的情况下植入在心脏间隔区中/周围。进一步地，在一个或多个实施例中，不需要将IMD 16植入患者14体内。例如，IMD 16可以通过经皮引线向心脏12进行各种心脏疗法，所述经皮引线延伸穿过患者14的皮肤到达心脏12内或所述心脏外的多个位置。在一个或多个实施例中，***10可以利用无线起搏(例如，通过超声、电感联接、RF等将能量传输到(一个或多个)心脏内起搏组件)和使用罩壳/壳体上和/或皮下引线上的电极感测心激动。

在向心脏12提供电刺激疗法的疗法***的其它实例中，此类疗法***可以包含联接到IMD 16的任何合适数量的引线，并且所述引线中的每个引线可以延伸到心脏12内或附近的任何位置。例如，如图13至15所绘示，治疗***的其它实例可以包括定位的三个经静脉引线。仍进一步地，其它疗法***可以包含从IMD 16延伸到右心房26或右心室28中的单个引线或延伸到右心房26和右心室28中的相应一个中的两个引线。

图15A是IMD 16的一种说明性配置的功能框图。如所示出的，IMD 16可以包含控制模块81、疗法递送模块84(例如，其可以包含刺激发生器)、感测模块86以及电源90。

控制模块或设备81可以包括处理器80、存储器82，以及遥测模块，或设备88。存储器82可以包含计算机可读指令，所述计算机可读指令在，例如，由处理器80执行时促使IMD16和/或控制模块81执行归属于本文所描述的IMD 16和/或控制模块81的各种功能。进一步地，存储器82可以包含任何易失性、非易失性、磁性、光学和/或电介质，如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器和/或任何其它数字介质。说明性捕获管理模块可以是题为“LV阈值测量和捕获管理(LVTHRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT)”并且于2010年3月23日发布的美国专利第7,684,863号中描述的左心室捕获管理(LVCM)模块，其以全文引用的方式并入本文。

控制模块81的处理器80可以包含以下任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)，和/或等效离散或集成逻辑电路***。在一些实例中，处理器80可以包含多个组件，如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC和/或一个或多个FPGA的任何组合，以及其它离散或集成逻辑电路***。归属于本文的处理器80的功能可以体现为软件、固件、硬件或其任何组合。

控制模块81可以控制疗法递送模块84根据可以存储在存储器82中的所选择的一个或多个疗法程序向心脏12递送疗法(例如，如起搏等电刺激疗法)。更具体地，控制模块81(例如，处理器80)可以控制由治疗递送模块84递送的电刺激的各种参数，诸如，例如A-V延迟、V-V延迟、具有幅度、脉冲宽度、频率或电极极性等的起搏脉冲，其可以由一个或多个所选治疗程序(例如，A-V和/或V-V延迟调整程序、起搏治疗程序、起搏恢复程序、捕获管理程序等)。如所示出的，治疗递送模块84例如通过相应引线18、20、22的导体或在壳体电极58的情况下通过布置在IMD 16的壳体60内的电导体电联接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。疗法递送模块84可以被配置成使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个生成如起搏疗法等电刺激疗法并且向心脏12递送所述电刺激疗法。

例如，疗法递送模块84可以通过联接到引线18、20、22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或引线18、22的螺旋尖端电极42、50来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。进一步地，例如，疗法递送模块84可以通过电极58、62、64、66中的至少两个向心脏12递送除颤电击。在一些实例中，疗法递送模块84可以被配置成以电脉冲的形式递送起搏、心脏复律或除颤刺激。在其它实例中，疗法递送模块84可以被配置成以其它信号(如正弦波、方波和/或其它基本上连续的时间信号)的形式递送这些类型的刺激中的一种或多种。

IMD 16可以进一步包含开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可以使用开关模块85来例如通过数据/地址总线选择可用电极中的哪些电极用于递送疗法，如用于起搏疗法的起搏脉冲，或者可用电极中的哪些电极用于感测。开关模块85可以包含开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测模块86和/或疗法递送模块84选择性地联接到一个或多个所选择电极的任何其它类型的开关装置。更具体地，疗法递送模块84可以包括多个起搏输出电路。所述多个起搏输出电路中的每个起搏输出电路可以，例如，使用开关模块85选择性地联接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个(例如，用于向双极或多极起搏向量递送疗法的一对电极)。换句话说，每个电极可以使用开关模块85选择性地联接到疗法递送模块的起搏输出电路之一。

感测模块86联接(例如，电联接)到感测设备，在另外的感测设备中，所述感测设备可以包含电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66以监测心脏12的电活动，例如，心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号等。ECG/EGM信号可以用于测量或监测激动时间(例如，心室激动时间等)、心率(HR)、心率变异性(HRV)、心率震荡(HRT)、减速/加速能力、减速序列发病率、T波交替(TWA)、P波到P波间期(也被称为P-P间期或A-A间期)、R波到R波间期(也被称为R-R间期或V-V间期)、P波到QRS波群间期(也被称为P-R间期、A-V间期或P-Q间期)、QRS波群形态、ST区段(即，连接QRS波群和T波的区段)、T波变化、QT间期、电向量等。

开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择使用或启用可用电极中的哪些电极来，例如，感测患者的心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何组合的患者的心脏的一个或多个电向量)。同样地，开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择不使用(例如，禁用)可用电极中的哪些电极来，例如，感测患者的心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何组合的患者的心脏的一个或多个电向量)等。在一些实例中，控制模块81可以通过感测模块86内的开关模块例如通过数据/地址总线提供信号来选择充当感测电极的电极。

在一些实例中，感测模块86包括通道，所述通道包括具有比R波或P波放大器相对更宽的通带的放大器。可以向多路复用器提供来自所选择的感测电极的信号，并且此后由模数转换器转换成多位数字信号，以便存储在存储器82中，例如，作为电描记图(EGM)。在一些实例中，此类EGM在存储器82中的存储可以处于直接存储器存取电路的控制下。

在一些实例中，控制模块81可以作为中断驱动装置操作，并且可以响应于来自起搏器定时和控制模块的中断，其中中断可以与感测到的P波和R波的发生和心脏起搏脉冲的生成相对应。任何必要的数学计算可以由处理器80执行，并且由起搏器定时和控制模块控制的值或间期的任何更新可以在此类中断之后发生。存储器82的一部分可以被配置成多个再循环缓冲器，所述多个再循环缓冲器能够保持一个或多个系列的测量间期，所述测量间期可以由例如处理器80响应于起搏或感测中断的发生来分析，以确定患者的心脏12当前是否表现出心房或心室快速性心律失常。

控制模块81的遥测模块88可以包含用于与如编程器等另一个装置通信的任何合适的硬件、固件、软件，或其任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可以借助于天线(所述天线可以是内部的和/或外部的)从编程器接收下行链路遥测并且向编程器发送上行链路遥测。处理器80可以，例如，通过地址/数据总线提供要被上行链路传送到编程器的数据和遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些实例中，遥测模块88可以通过多路复用器向处理器80提供接收到的数据。

IMD 16的各个组件进一步联接到电源90，所述电源可以包括可再充电或不可再充电电池。不可再充电电池可以被选择为持续数年，而可再充电电池可以例如每天或每周地从外部装置感应地充电。

图15B是IMD 16的功能框图的另一实施例，其描绘了不具有LA CS起搏/感测电极并且与植入式脉冲发生器(IPG)电路31联接的双极RA引线22、双极RV引线18和双极LV CS引线20，该植入式脉冲发生器电路具有起搏领域已知的可编程模式以及双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路91间接联接到定时电路43，并且通过数据和控制总线联接到微计算机电路***33。IPG电路31示于功能框图中，所述功能框图总体上被分为微计算机电路33和起搏电路21。起搏电路21包括数字控制器/定时器电路43、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发器41、活动传感器电路35，以及下文描述的许多其它电路和组件。

在电池29提供电力时，晶体振荡器电路89向起搏电路21提供基本定时时钟。上电复位电路87响应于电路与电池的初始连接，以用于限定初始操作条件，并且类似地，响应于检测到低电池条件而将装置的操作状态复位。参考模式电路37为起搏电路21内的模拟电路生成稳定的电压参考和电流。模数转换器(ADC)和多路复用器电路39将模拟信号和电压数字化，以提供，例如，来自感测放大器55的心脏信号的实时遥测，以通过RF发射器和接收器电路41进行上行链路传输。电压参考和偏置电路37、ADC和多路复用器39、上电复位电路87以及晶体振荡器电路89可以与在说明性植入式心脏起搏器中使用的那些中的任一个相对应。

如果IPG被编程成速率响应模式，则由一个或多个生理传感器输出的信号被用作速率控制参数(RCP)，以导出生理逸搏间期。例如，逸搏间期与在所描绘的说明性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS)电路35中产生的患者活动水平成比例地调整。患者活动传感器27联接到IPG壳体，并且可以采取压电晶体换能器的形式。患者活动传感器27的输出信号可以被处理，并且用作RCP。传感器27响应于感测到的身体活动而生成电信号，所述电信号由活动电路35处理并且提供给数字控制器/定时器电路43。活动电路35和相关联的传感器27可以与在题为“用于在脉冲发生器中实施活动感测的方法和设备(METHOD AND APPARATUSFOR IMPLEMENTING ACTIVITY SENSING IN A PULSE GENERATOR)”并且于1991年10月1日发布的美国专利第5,052,388号和题为“速率自适应起搏器(RATE ADAPTIVE PACER)”并且于1984年1月31日发布的美国专利第4,428,378号中公开的电路***相对应，所述美国专利中的每一个通过引用整体并入本文。类似地，本文所述的说明性***、设备和方法可以结合替代类型的传感器(如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器)来实践，以用于提供速率响应起搏能力。可替代地，QT时间可以用作速率指示参数，在这种情况下，不需要额外的传感器。类似地，本文所描述的说明性实施例也可以在非速率响应式起搏器中实践。

往来于外部编程器的数据传输通过遥测天线57和相关联的RF收发器41来实现，所述相关联的RF收发器用于解调接收到的下行链路遥测和发射上行链路遥测两者。上行链路遥测能力可以包括发射所存储的数字信息的能力，例如，操作模式和参数、EGM直方图和其它事件，以及心房和/或心室电活动的实时EGM和指示心房和心室中的所感测和起搏的去极化的发生的标记通道脉冲。

微计算机33分别含有微处理器80和相关联的***时钟以及处理器上RAM芯片82A和ROM芯片82B。另外，微计算机电路33包括单独的RAM/ROM芯片82C，以提供另外的存储器容量。微处理器80通常在降低功耗模式下操作，并且是由中断驱动的。微处理器80响应于所定义的中断事件而被唤醒，所述所定义的中断事件可以包括由数字定时器/控制器电路43中的定时器生成的A-TRIG、RV-TRIG、LV-TRIG信号以及由感测放大器电路55生成的A-EVENT、RV-EVENT和LV-EVENT信号等。由数字控制器/定时器电路43超时的间期和延迟的具体值由微计算机电路33通过数据和控制总线从编程的参数值和操作模式控制。另外，如果被编程成作为速率响应起搏器操作，则可以提供定时中断，例如，每个循环或每两秒，以便允许微处理器分析活动传感器数据并且更新基本的A-A、V-A或V-V逸搏间期(如果适用的话)。另外，微处理器80还可以用于定义可变的、可操作的A-V延迟间期、V-V延迟间期以及向每个心室和/或心房递送的能量。

在一个实施例中，微处理器80是适于以常规方式获取和执行存储在RAM/ROM单元82中的指令的定制微处理器。然而，构想了其它实施方案可能适合于实践本公开。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器或定制的专用硬连线逻辑或状态机类型电路可以执行微处理器80的功能。

数字控制器/定时器电路43在微计算机33的一般控制下操作以控制起搏电路21内的定时和其它功能，并且包括一组定时和相关联的逻辑电路，其中描绘了与本公开相关的某些逻辑电路。所描绘的定时电路包括URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于对流逝的V-EVENT到V-EVENT间期或V-EVENT到A-EVENT间期或V-V传导间期进行定时的固有间期定时器83C、用于对A-A、V-A和/或V-V起搏逸搏间期进行定时的逸搏间期定时器83D、用于对来自先前的A-EVENT或A-TRIG的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行定时的A-V延迟间期定时器83E、用于对心室后时间段进行定时的心室后定时器83F以及日期/时间时钟83G。

A-V延迟间期定时器83E加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(例如，A-RVp延迟或A-LVp)，以从先前的A-PACE或A-EVENT开始超时。间期定时器83E触发起搏刺激递送，并且可以根据一个或多个之前的心动周期(或根据针对给定患者凭经验导出的数据集)。

事件后定时器83F使跟随RV-EVENT或LV-EVENT或RV-TRIG或LV-TRIG的心室后时间段和跟随A-EVENT或A-TRIG的心房后时间段超时。事件后时间段的持续时间也可以被选择为存储在微计算机33中的可编程参数。心室后时间段包括PVARP、心房后心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、心室后心房消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，但是其它时间段可以至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路***来适当地定义。心房后时间段包括心房不应期(ARP)和心房消隐期(ABP)，在心房不应期期间，出于重置任何A-V延迟的目的忽略A-EVENT，在心房消隐期期间，心房感测被禁用。应注意，心房后时间段和A-V延迟的开始可以与每个A-EVENT或A-TRIG的开始或结束基本上同时开始，或者在后一种情况下，在可以跟随A-TRIG的A-PACE结束时开始。类似地，心室后时间段和V-A逸搏间期的开始可以与V-EVENT或V-TRIG的开始或结束基本上同时开始，或者在后一种情况下，在可以跟随V-TRIG的V-PACE结束时开始。微处理器80还任选地计算A-V延迟、V-V延迟、心室后时间段和心房后时间段，其随着响应于一个或多个RCP建立的基于传感器的逸搏间期和/或固有心房和/或心室率而变化。

输出放大器电路51含有RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器，如果提供LA起搏的话)、RV起搏脉冲发生器、LV起搏脉冲发生器和/或被配置成提供心房和心室起搏的任何其它脉冲发生器。为了触发RV-PACE或LV-PACE脉冲的生成，数字控制器/定时器电路43在由A-V延迟间期定时器83E(或V-V延迟定时器83B)提供的A-RVp延迟(在RV预激励的情况下)超时时生成RV-TRIG信号或在A-LVp延迟(在LV预激励的情况下)超时时生成LV-TRIG。类似地，数字控制器/定时器电路43在由逸搏间期定时器83D定时的V-A逸搏间期结束时生成触发RA-PACE脉冲的输出的RA-TRIG信号(或触发LA-PACE脉冲的输出的LA-TRIG信号，如果提供的话)。

输出放大器电路51包括开关电路，所述开关电路用于将来自引线导体和IND-CAN电极20之中的所选择的起搏电极对联接到RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器，如果提供的话)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器。起搏/感测电极对选择和控制电路53选择引线导体和相关联的起搏电极对以与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器联接，以用于实现RA、LA、RV和LV起搏。

感测放大器电路55含有用于心房和心室起搏和感测的感测放大器。高阻抗P波和R波感测放大器可以用于放大由于心脏去极化波前的经过而跨感测电极对生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并且依赖于通带滤波器、时域滤波和振幅阈值比较来将P波或R波与背景电噪声区分开。数字控制器/定时器电路43控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。

在向起搏***的起搏电极中的任一个递送起搏脉冲之前、期间和之后的消隐期期间，感测放大器可以与感测电极解联接，以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，所述消隐电路用于在ABP、PVABP和VBP期间将所选择的引线导体对和IND-CAN电极20与RA感测放大器(和LA感测放大器，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器的输入解联接。感测放大器电路55还包括开关电路，所述开关电路用于将所选择的感测电极引线导体和IND-CAN电极20联接到RA感测放大器(和LA感测放大器，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器。同样，感测电极选择和控制电路53选择要与输出放大器电路51和感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器联接的导体和相关联的感测电极对，以用于沿着期望的单极和双极感测向量实现RA、LA、RV和LV感测。

由RA感测放大器感测到的RA-SENSE信号中的右心房去极化或P波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的RA-EVENT信号。类似地，由LA感测放大器(如果提供的话)感测到的LA-SENSE信号中的左心房去极化或P波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的LA-EVENT信号。由心室感测放大器感测到的RV-SENSE信号中的心室去极化或R波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的RV-EVENT信号。类似地，由心室感测放大器感测到的LV-SENSE信号中的心室去极化或R波导致被传送到数字控制器/定时器电路43的LV-EVENT信号。RV-EVENT、LV-EVENT和RA-EVENT、LA-SENSE信号可能是不应期的或应期的，并且可以不经意地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是由真正的R波或P波触发。

本公开中描述的技术(包括归属于IMD 16、计算设备140和/或各种组成组件的技术)可以至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合的形式来实施。例如，所述技术的各个方面可以在如在医师或患者编程器等编程器、刺激器、图像处理装置或其它装置中具体化的一个或多个处理器内实施，所述一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其它等效的集成或离散逻辑电路***以及此类组件的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路***”总体可以指代前述逻辑电路***单独或与其它逻辑电路***的组合或任何其它等效的电路***中的任何电路***。

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

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

说明性实施例

实施例1：一种用于心脏评估的***，其包含：

电极设备，其包含用于监测来自患者的组织的电活动的多个外部电极；以及

a.计算设备，其包含处理电路***并且可操作地联接到电极设备，计算设备被配置成：

i.使用多个外部电极监测电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号，

ii.从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合，以及

iii.基于代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性电异质性信息(EHI)。

实施例2：一种用于心脏评估的方法，其包含：

a.使用来自患者的组织的多个外部电极监测电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号；

从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合；以及

基于代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性电异质性信息(EHI)。

实施例3：根据实施例1和2中任一项所述的***或方法，其中从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

基于所监测的电活动确定每个心动周期的QRS持续时间；以及

移除具有小于或等于QRS持续时间阈值的QRS持续时间的至少一个心动周期。

实施例4：根据实施例1至3中任一项所述的***或方法，其中从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

a.确定每个心动周期的多个电极信号中的每个电极信号的有效性；以及

b.移除具有有效电极信号的数量小于有效电极信号阈值的至少一个心动周期。

实施例5：根据实施例1至4中任一项所述的***或方法，其中计算设备进一步被配置成：如果在移除至少一个心动周期之后代表性心动周期集合中剩余少于两个心动周期，则发出数据拒绝。

实施例6：根据实施例1至5中任一项所述的***或方法，其中计算设备进一步被配置成：

a.确定跨越所有多个心动周期的多个电极信号中的每个电极信号的有效性；以及

b.从多个心动周期内的多个电极信号中移除无效电极信号。

实施例7：根据实施例6所述的***或方法，其中计算设备进一步被配置成：如果多个电极信号中的小于有效电极信号阈值对于所有多个心动周期有效，则发出数据拒绝。

实施例8：根据实施例1至7中任一项所述的***或方法，其中从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

a.将多个心动周期中的每一个彼此比较，从而产生每个心动周期的多个相关值；

b.从每个心动周期的多个相关值中识别代表性相关值；以及

c.移除具有小于相关阈值的代表性相关值的至少一个心动周期。

实施例9：根据实施例8所述的***或方法，其中从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合进一步包含：

a.生成多个心动周期内的多个电极信号的标准偏差；以及

b.基于标准偏差针对多个心动周期中的每一个生成周期模板，

c.其中将多个心动周期中的每一个彼此比较，从而产生每个心动周期的多个相关值包含将多个心动周期的周期模板中的每一个彼此比较，从而产生每个心动周期的多个相关值。

实施例10：根据实施例9所述的***或方法，其中每个周期模板包含以心动周期期间的最大值为中心的标准偏差的一部分。

实施例11：根据实施例1至10中任一项所述的***或方法，其中从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

a.基于多个电极信号中的一个或多个形态特征确定多个心动周期中的每个心动周期的分数；以及

移除具有小于或等于评分阈值的分数的至少一个心动周期。

实施例12：根据实施例1至11中任一项所述的***或方法，其中从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

确定多个心动周期中的每个心动周期的多个电极信号中的每个电极信号的有效性；

a.确定多个心动周期中的每个心动周期的有效电极信号的数量；

b.基于多个心动周期内的有效电极信号的数量识别有效电极信号的代表性数量；以及

移除有效电极信号的数量与有效电极信号的代表性数量的差小于有效电极信号范围值的至少一个心动周期。

实施例13：根据实施例1至12中任一项所述的***或方法，其中从多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

基于所监测的电活动确定每个心动周期的QRS持续时间；

a.基于多个心动周期的QRS持续时间识别代表性QRS持续时间；以及

移除QRS持续时间与代表性QRS持续时间的差小于QRS范围值的至少一个心动周期。

实施例14：根据实施例1至13中任一项所述的***或方法，其中计算设备进一步被配置成：

a.基于代表性心动周期集合中的每个心动周期的所监测的多个电极信号生成电异质性信息(EHI)；以及

b.如果代表性心动周期集合中没有两个心动周期的EHI相差小于一致性值，则发出数据拒绝。

实施例15：根据实施例14所述的***或方法，其中EHI包含由多个外部电极所监测的电激动时间的标准偏差，并且其中一致性值包含3.5毫秒。

实施例16：根据实施例1至15中任一项所述的***或方法，其中基于代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性EHI包含：

基于代表性心动周期集合中的每个心动周期的所监测的多个电极信号确定电激动时间(SDAT)的标准偏差；

识别代表性心动周期集合的最小SDAT；以及

如果最小SDAT小于SDAT阈值或如果代表性集合的大多数心动周期的SDAT小于SDAT阈值，则将代表性EHI设置为最小SDAT。

实施例17：根据实施例16所述的***或方法，其中基于代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性EHI进一步包含：

a.如果正在递送左心室起搏并且至少两个心动周期的SDAT在最小SDAT的一致性值内，则将代表性EHI设置为最小SDAT；以及

b.如果未递送左心室起搏或至少两个心动周期的SDAT不在最小SDAT的一致性值内，则将代表性EHI设置为代表性心动周期集合的中值SDAT。

实施例18：一种用于心脏评估的***，其包含：

a.电极设备，其包含用于监测来自患者的组织的电活动的多个外部电极；以及

b.计算设备，其包含处理电路***并且可操作地联接到电极设备，计算设备被配置成：

i.使用多个外部电极监测电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号，

ii.从多个心动周期内的多个电极信号中移除无效信号，从而在多个心动周期内产生多个有效电极信号，

iii.基于多个心动周期内的多个有效电极信号从多个心动周期中移除不合格的心动周期，从而产生合格的心动周期集合，

iv.基于合格的心动周期集合内的多个有效电极信号从合格的心动周期集合中移除不相关的心动周期，从而产生相关的心动周期集合，以及

v.基于相关的心动周期集合内的多个有效电极信号从相关的心动周期集合中移除不一致的心动周期，从而产生代表性心动周期集合。

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

Claims (17)

1.一种用于心脏评估的***，其包含：

电极设备，其包含用于监测来自患者的组织的电活动的多个外部电极；以及

计算设备，其包含处理电路***并且可操作地联接到所述电极设备，所述计算设备被配置成：

使用所述多个外部电极监测电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号，

从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合，以及

基于所述代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性电异质性信息(EHI)。

2.一种用于心脏评估的方法，其包含：

使用多个外部电极监测来自患者的组织的电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号；

从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合；以及

基于所述代表性心动周期集合的所监测的电活动生成代表性电异质性信息(EHI)。

3.根据权利要求1所述的***或根据权利要求2所述的方法，其中从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

基于所述所监测的电活动确定每个心动周期的QRS持续时间；以及

移除QRS持续时间小于或等于QRS持续时间阈值的至少一个心动周期。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的***或方法，其中从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

确定每个心动周期的所述多个电极信号中的每个电极信号的有效性；以及

移除有效电极信号的数量小于有效电极信号阈值的至少一个心动周期。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的***或方法，其中所述计算设备进一步被配置成执行或者所述方法进一步包含：如果在移除至少一个心动周期后所述代表性心动周期集合中剩余少于两个心动周期，则发出数据拒绝。

6.根据权利要求1至4中任一项所述的***或方法，其中所述计算设备进一步被配置成执行或者所述方法进一步包含：

确定跨越所有所述多个心动周期的所述多个电极信号中的每个电极信号的有效性；以及

从所述多个心动周期内的所述多个电极信号中移除无效电极信号。

7.根据权利要求5所述的***或方法，其中所述计算设备进一步被配置成执行或者所述方法进一步包含：如果所述多个电极信号中的小于有效电极信号阈值对于所有所述多个心动周期有效，则发出数据拒绝。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的***或方法，其中从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

将所述多个心动周期中的每一个彼此比较，从而产生每个心动周期的多个相关值；

从每个心动周期的所述多个相关值中识别代表性相关值；以及

移除具有小于相关阈值的所述代表性相关值的至少一个心动周期。

9.根据权利要求8所述的***或方法，其中从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合进一步包含：

生成所述多个心动周期内的所述多个电极信号的标准偏差；以及

基于所述标准偏差针对所述多个心动周期中的每一个生成周期模板，

其中将所述多个心动周期中的每一个彼此比较，从而产生每个心动周期的所述多个相关值包含：将所述多个心动周期的所述周期模板中的每一个彼此比较，从而产生每个心动周期的所述多个相关值。

10.根据权利要求8至9中任一项所述的***或方法，其中每个周期模板包含以所述心动周期期间的最大值为中心的所述标准偏差的一部分。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的***或方法，其中从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

基于所述多个电极信号的一个或多个形态特征确定所述多个心动周期中的每个心动周期的分数；以及

移除分数小于或等于评分阈值的至少一个心动周期。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的***或方法，其中从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

确定所述多个心动周期中的每个心动周期的所述多个电极信号中的每个电极信号的有效性；

确定所述多个心动周期中的每个心动周期的有效电极信号的数量；

基于所述多个心动周期内的有效电极信号的所述数量识别有效电极信号的代表性数量；以及

移除有效电极信号的所述数量与有效电极信号的所述代表性数量的差小于有效电极信号范围值的至少一个心动周期。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的***或方法，其中从所述多个心动周期中移除至少一个不令人满意的心动周期，从而产生代表性心动周期集合包含：

基于所述所监测的电活动确定每个心动周期的QRS持续时间；

基于所述多个心动周期的所述QRS持续时间识别代表性QRS持续时间；以及

移除所述QRS持续时间与所述代表性QRS持续时间的差小于QRS范围值的至少一个心动周期。

14.根据权利要求1至13中任一项所述的***或方法，其中所述计算设备进一步被配置成执行或者所述方法进一步包含：

基于所述代表性心动周期集合中的每个心动周期的所监测的多个电极信号生成电异质性信息(EHI)；以及

如果所述代表性心动周期集合中没有两个心动周期的所述EHI相差小于一致性值，则发出数据拒绝。

15.根据权利要求14所述的***或方法，其中所述EHI包含由所述多个外部电极所监测的电激动时间的标准偏差，并且其中所述一致性值包含3.5毫秒。

16.根据权利要求1至15中任一项所述的***或方法，其中基于所述代表性心动周期集合的所述所监测的电活动生成代表性EHI包含：

基于所述代表性心动周期集合中的每个心动周期的所述所监测的多个电极信号，确定电激动时间(SDAT)的标准偏差；

识别所述代表性心动周期集合的最小SDAT；以及

如果所述最小SDAT小于SDAT阈值，或者如果所述代表性集合的大多数心动周期的所述SDAT小于所述SDAT阈值，则将所述代表性EHI设置为所述最小SDAT。

17.一种用于心脏评估的***，其包含：

电极设备，其包含用于监测来自患者的组织的电活动的多个外部电极；以及

计算设备，其包含处理电路***并且可操作地联接到所述电极设备，所述计算设备被配置成：

使用所述多个外部电极监测电活动，从而在多个心动周期内产生多个电极信号，

从所述多个心动周期内的所述多个电极信号中移除无效信号，从而在所述多个心动周期内产生多个有效电极信号，

基于所述多个心动周期内的所述多个有效电极信号，从所述多个心动周期中移除不合格的心动周期，从而产生合格的心动周期集合，

基于所述合格的心动周期集合内的所述多个有效电极信号，从所述合格的心动周期集合中移除不相关的心动周期，从而产生相关的心动周期集合，以及

基于所述相关的心动周期集合内的所述多个有效电极信号，从所述相关的心动周期集合中移除不一致的心动周期，从而产生代表性心动周期集合。

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