内以用于比较波形的特征、值等，以确定电极的有效性。
[0065]在一些示例中，控制模块81可作为中断驱动设备而运行，并且可对来自起搏器定时(timing)和控制模块的中断作出响应，其中中断可对应于所感测的P波和R波的发生和心脏起搏脉冲的生成。可通过处理器80执行任何必要的数学计算，且由起搏器定时和控制模块所控制的值或间期的任何更新可跟随此类中断而发生。存储器82的一部分可被配置作为多个再循环的缓冲器，其能够保持一个或多个系列的测得的间期，可例如通过处理器80响应于起搏或感测中断的发生来分析这些间期以确定患者的心脏12当前是否表现出心房或心室快速性心律失常。
[0066]控制模块81的遥测模块88可包括用于与另一设备(诸如，本文中关于图1所描述的编程器24)通信的任何合适的硬件、固件、软件、或它们的任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可借助于天线(可以是内部天线和/或外部天线)接收来自编程器24的下行链路遥测以及将上行链路遥测发送至编程器24。例如，经由地址/数据总线，处理器80可提供要被上行链路传输至编程器24的数据以及用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可经由复用器将所接收的数据提供至处理器80。
[0067]IMD 16的各种部件被进一步耦合至电源90，电源90可包括可再充电电池和非可再充电电池。可选择用以维持达数年的非可再充电电池，而可再充电电池可例如，每天或每周感应地从外部设备充电。
[0068]图3B是頂D 16的功能框图的另一实施例。图3B描绘了没有LA CS起搏/感测电极且与可植入脉冲发生器(IPG)电路31耦合的双极RA引线22、双极RV引线18、和双极LV CS引线20，该IPG电路31具有可编程模式和起搏领域已知的双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路91间接耦合至定时电路83并经由数据和控制总线间接耦合至微计算机电路33。IPG电路31以一般分成微计算机电路33和起搏电路21的功能框图示出。起搏电路21包括数字控制器/定时器电路83、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以及以下描述的多个其他电路和部件。
[0069]晶体振汤器电路89为起搏电路21提供基础定时时钟，而电池29提供功率。上电复位电路87响应于电路到电池的初始连接以用于定义初始操作条件，并且类似地响应于低电池条件的检测而重置设备的操作状态。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，而模数转换器ADC和复用器电路39 (如果有心脏信号来自感测放大器55的话)数字化模拟信号和电压以为经由RF发射机和接收机电路41的上行链路传输提供实时遥测。电压参考和偏置电路37、ADC和复用器39、上电复位电路87和晶体振荡器电路89可对应于目前在当前销售的可植入心脏起搏器中使用的那些中的任一个。
[0070]如果IPG被编程为速率响应(rate responsive)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)以推导出生理逸搏(escape)间期。例如，与在所描绘的示例性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS)电路35中获得的患者的活动水平成比例地调节逸搏间期。患者活动传感器27耦合至IPG外壳并且可采取本领域所公知的压电晶体换能器的形式，并且其输出信号被处理并用作RCP。响应于由活动电路35处理并被提供至数字控制器/定时器电路83的所感测的身体活动，传感器27生成电信号。活动电路35和相关联的传感器27可对应于在题为“METHOD AND APPARATUS FOR IMPLEMENTINGACTIVITY SENSING IN A PULSE GENERATOR(用于在脉冲发生器中执行活动感测的方法和设备)”且1991年10月1日授权的美国专利N0.5，052，388和题为“RATE ADAPTIVE PACER(31率自适应起搏器)”且1984年1月31授权的美国专利N0.4，428，378中公开的电路，这些专利中的每一个通过引用整体结合于此。类似地，可结合替代类型的传感器(诸如，氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器)来实践本文所描述的示例性系统、设备和方法，所有这些传感器都公知地用于提供速率响应起搏能力。替代地，QT时间可被用作速率指示参数，在这种情况下，不需要额外的传感器。类似地，还可在非速率响应起搏器中实践本文所描述的示例性实施例。
[0071]借助于遥测天线57和相关联的RF收发器41完成去往和来自外部编程器的数据传输，该RF收发器41用于解调所接收的下行链路遥测和传输上行链路遥测两者。如起搏领域所公知的，上行链路遥测能力将通常包括用于传输所存储的数字信息(例如，操作模式和参数、EGM直方图、和其他事件、以及指示心房和心室中的所感测和被起搏的去极化的发生的心房和/或心室电活动的实时EGM和标记通道脉冲)的能力。
[0072]微计算机33分别包含微处理器80和相关联的系统时钟和处理器上RAM和ROM芯片82A和82B。此外，微计算机电路33包括单独的RAM/R0M芯片82C以提供附加的存储器容量。微处理器80通常以降低的功耗模式进行操作并且是中断驱动的。响应于所定义的中断事件，微处理器80被唤醒，所定义的中断事件可包括由数字定时器/控制器电路83中的定时器生成的A-触发(-TRIG)、RV-触发、LV-触发信号，和由感测放大器电路55生成的A-事件(-EVENT)、RV-事件和LV-事件信号，及其他信号。通过微计算机电路33借助于数据和控制总线根据所编程(programmed-1n)的参数值和操作模式来控制由数字控制器/定时器电路83暂停(time out)的间期和延迟的特定值。此外，如果被编程成作为速率响应起搏器进行操作，则可提供例如，每周期或每两秒的定时的中断以允许微处理器分析活动传感器数据并更新基础A-A、V-A、或V-V逸搏间期(如果适用)。此外，微处理器80还可用于定义可变的(variable)、起作用的(operative) AV延迟间期和递送至每个心室的能量。
[0073]在一个实施例中，微处理器80是适配成以常规方式获取并执行存储在RAM/R0M单元82中的指令的定制微处理器。然而，可以构想，其他实现可适合于实践本发明。例如，现成的、市售的微处理器或微控制器，或定制专用的、硬连线逻辑、或状态机类型电路可执行微处理器80的功能。
[0074]数字控制器/定时器电路83在微计算机33的通用控制下运行以控制起搏电路320内的定时和其他功能，并且包括一组定时和相关联的逻辑电路，这些电路中与本发明有关的某些被予以描绘。所描绘的定时电路包括URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于计时所过去的V-事件到V-事件间期或V-事件到A-事件间期或V-V传导间期的固有间期定时器83C、用于计时A-A、V-A、和/或V-V起搏逸搏间期的逸搏间期定时器83D、用于计时从在前的A-事件或A-触发开始的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)的AV延迟间期定时器83E、用于计时心室后时间周期的心室后定时器83F、和日期/时间时钟83G。
[0075]AV延迟间期定时器83E被加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(例如，如使用已知方法所确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)，以暂停(time-out)从在前的A-起搏(-PACE)或A-事件开始。间期定时器83E触发起搏刺激递送，并且可基于一个或多个在前的心动周期(或是根据针对给定患者经验地推导的数据集)。
[0076]事件后定时器83F暂停跟随RV-事件或LV-事件或RV-触发或LV-触发的心室后时间周期或跟随A-事件或A-触发的心房后时间周期。事件后时间周期的持续时间还可被选择作为存储在微计算机33中的可编程参数。心室后时间周期包括PVARP、心房后心室消隐周期(PAVBP)、心室消隐周期(VBP)、心室心房后消隐周期(PVARP)和心室不应期(VRP)，尽管还可至少部分地取决于起搏引擎中使用的操作电路而适当地定义其他周期。心房后时间周期包括其间为了重置任意AV延迟而忽略A-事件的心房不应期(ARP)，和其间心房感测被禁用的心房消隐期间(ABP)。应当注意，心房后时间周期和AV延迟的开始可与每个A-事件或A-TRIG的开始或结束基本同时地开始，或在后一种情况下，在可跟随A-触发的A-起搏结束时开始。类似地，心室后时间周期和V-A逸搏间期的开始可与V-事件或V-触发的开始或结束基本同时地开始，或在后一种情况下，在可跟随V-触发的V-起搏结束时开始。微处理器80还任选地计算AV延迟、心室后时间周期和心房后时间周期，它们随着响应于RCP (多个)建立的基于传感器的逸搏间期而变化，和/或随着固有心房速率而变化。
[0077]输出放大器电路51包含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、和LV起搏脉冲发生器或对应于提供心房和心室起搏的商业上销售的心脏起搏器中目前采用的那些中的任一个。为了触发RV-起搏或LV-起搏脉冲的生成，数字控制器/定时器电路83在A-RVp延迟(在RV预激的情况下)超时(time-out)时生成RV-触发信号，或在由AV延迟间期定时器83E (或V-V延迟定时器83B)提供的A_LVp延迟(在LV预激的情况下)超时(time-out)时生成LV-触发。类似地，数字控制器/定时器电路83在由逸搏间期定时器83D计时的V-A逸搏间期结束时生成触发RA-起搏脉冲的输出的RA-触发信号(或触发LA-起搏脉冲的输出的LA-触发信号(如果LA-起搏脉冲被提供的话))。
[0078]输出放大器电路51包括开关电路，用于将来自引线导体之中的所选择的起搏电极对和IND_CAN电极20耦合至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选择要与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器相耦合的引线导体和相关联的起搏电极对，以用于完成RA、LA、RV和LV起搏。
[0079]感测放大器电路55包含感测放大器，其对应于用于心房和心室起搏和感测的当代心脏起搏器中目前使用的那些感测放大器中的任一个。高阻抗P波和R波感测放大器可被用于放大由心脏去极化波前的通过而在感测电极对之间生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低幅度信号并且依靠带通滤波器、时域滤波和幅度阈值比较以将P波或R波与背景电噪声区分。数字控制器/定时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
[0080]感测放大器通常在将起搏脉冲递送至起搏系统的起搏电极中的任意电极之前、期间和之后的消隐周期期间从感测电极解耦，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，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从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耦。感测放大器电路55还包括用于将所选择的感测电极引线导体和IND_CAN电极20耦合至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感测放大器的开关电路。再次，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相耦合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完成RA、LA、RV和LV感测。[0081 ] 由RA感测放大器所感测的RA-感测(-SENSE)信号中的右心房去极化或P波产生被传递至数字控制器/定时器电路83的RA-事件信号。类似地，由LA感测放大器(如果提供的话)所感测的LA-感测信号中的左心房去极化或P波产生被传递至数字控制器/定时器电路83的LA-事件信号。由心室感测放大器所感测的RV-感测信号中的心室去极化或R波产生被传递至数字控制器/定时器电路83的RV-事件信号。类似地，由心室感测放大器所感测的LV-感测信号中的心室去极化或R波产生被传递至数字控制器/定时器电路83的LV-事件信号。RV-事件、LV-事件和RA-事件、LA-感测信号可以是不应的(refractory)或非不应的，并且可通过电噪声信号或异常传导的去极化波而不是真实的R波或P波来无意地触发。
[0082]如本文所描述的，各种示例性系统、方法、和界面可被配置成使用包括外部电极的电极设备、成像设备、显示设备、和计算设备来非侵入地辅助用户(例如，医师)为一个或多个可植入电极选择毗邻患者心脏的一个或多个位置(例如，植入部位区域)和/或将一个或多个可植入电极导航至所选的位置(多个)。图4中描绘了包括电极设备110、成像设备120、显示设备130和计算设备140的示例性系统100。
[0083]所示的电极设备110包括多个电极，该多个电极被合并到、或包括在缠绕在患者14的胸部或躯干周围的带内。电极设备110(例如，通过一个或多个有线电连接、无线地等)可操作地耦合至计算设备140以将来自电极中的每一个的电信号提供至计算设备140以供分析。可在题为“B1electric Sensor Device and Methods (生物电传感器设备和方法)”且2013年12月9日提交的美国临时专利申请和题为“B1electric Sensor Device andMethods (生物电传感器设备和方法)”且于同日提交的美国专利申请(案号:C00006744.USU2(134.0793 0101))中描述了示例性电极设备，这些专利申请中的每一个通过引用整体结合于此。进一步，将参考图5A-5B更详细地描述示例性电极设备110。
[0084]成像设备120可以是任何类型的成像装置，其被配置成以非侵入性的方式对患者的至少一部分成像、或提供患者的至少一部分的图像。例如，除了非侵入性工具(诸如，造影液)，成像设备120可不使用可位于患者内的任何部件或零件来提供患者的至少一部分的图像。可以理解，本文所描述的示例性系统、方法和界面可非侵入性地辅助用户(例如，医师)为可植入电极选择毗邻患者的心脏的位置，并且在示例性系统、方法和界面已提供非侵入性辅助之后，示例性系统、方法和界面随后可提供辅助以将可植入电极植入或导航到患者内，例如，邮t邻患者的心脏。
[0085]例如，在示例性系统、方法和界面已提供非侵入性辅助之后，示例性系统、方法和界面随后可提供图像引导导航，该图像引导导航可被用于将包括电极的引线、无引线电极、无线电极、导管等导航到患者的体内。进一步，虽然本文中参照患者的心脏描述了示例性系统、方法和界面，但可以理解，示例性系统、方法和界面可适用于患者身体的任何其他部分。
[0086]成像设备120可被配置成捕捉或拍摄患者14的X射线图像(例如，二维x射线图像、三维X射线图像等)。成像设备120可以(例如，通过一个或多个有线电连接、无线地等)可操作地耦合至计算装置140，使得由成像装置120捕捉的图像可被传输至计算装置140。进一步，计算设备140可被配置成控制成像设备120，以例如将成像设备120配置成捕捉图像、改变成像设备120的一个或多个设置等。
[0087]将可以认识到，虽然图4中所示的成像设备120可被配置成捕捉X射线图像，但本文所描述的示例性系统、方法、和界面还可使用任何其他替代的成像形态。例如，成像设备120可被配置成利用等中心荧光检查法、双平面荧光检查法、超声、计算机断层扫描(CT)、多层螺旋计算机断层扫描(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等来捕捉图像或图像数据。进一步，可以理解，成像设备120可被配置成(例如，连续地)捕捉多个连续图像以提供视频帧数据。换言之，利用成像设备120随时间拍摄的多个图像可提供运动图像数据。此外，还可在二维、三维、或四维中获得并显示图像。以更先进的形式，还可通过合并来自集地图(atlas map)或来自由MR1、CT、或超声心电图形态捕捉的术前图像数据的心脏数据或其他软组织数据来实现心脏或身体的其他区域的四维表面绘制(