專利名稱：無線心臟搏動感測的制作方法
技術領域：
本發明一般涉及植入式醫療設備，具體地涉及用于監測心臟搏動的方法和裝置。
背景技術：
植入式心臟復律除顫器(I⑶)通常感測用于檢測心律不齊的心內EGM信號。室性心動過速(VT)和纖顫(VF)通過分析心臟間期(有時結合EGM信號形態分析)來檢測。當檢測到VT或VF時，心臟可使用一個或多個高壓電擊來進行心臟復律或除纖顫。當檢測到的心律不齊被認為是可能致命的心律不齊時，可立即傳送電擊。在首先嘗試不太激進的起搏治療且在終止VT時不成功之后，可傳送電擊。電擊對患者而言是痛苦的，并且使用相當多的電池能量。避免不成功的電擊在防止給患者帶來過度痛苦以及保持植入式設備的電池壽命方面是重要的。例如，當由于非心臟信號的過感測、T波過感測而錯誤地檢測到VT或VF時，或者當室上性心動過速(SVT)被錯誤地檢測為VT或VF時，可能會傳送不必要的電擊。因此，保持用于減少I⑶傳送的不必要電擊的數量的需求。


圖1是其中可實現本文中所公開的監測方法的醫療設備系統的示意圖。圖2是提供無線互阻抗監測的醫療設備系統的一個實施例的功能框圖。圖3是處理在確定搏動度量中使用的互阻抗信號的功能框圖。圖4A是用于監測組織搏動的電壓信號的基于時間的曲線圖。

圖4B是根據圖4A中的電壓信號的峰值振幅信號和移動平均信號計算的搏動百分比的基于時間的曲線圖。圖5是用于減少I⑶患者體內的不必要除纖顫電擊的方法的流程圖。圖6是使用經由互阻抗與傳輸偶極間隔開的偶極測量到的電壓信號的基于時間的曲線圖，該偶極用于基于互阻抗變化而監測大量組織的搏動。
具體實施例方式在以下描述中，參考各個說明性實施例。應當理解，可在不背離本公開的范圍的情況下使用其他實施例。在一些實例中，出于清楚的目的，可在附圖中使用類似的附圖標號來標識類似的元件。如本文中所使用的，術語“模塊”是指執行一個或多個軟件或固件程序的專用集成電路(ASIC)、電子電路、處理器(共享、專用或組處理器)和存儲器、組合式邏輯電路、或者提供所述功能的其他合適的組件。圖1是其中可有用地實踐本文中所公開的監測方法的醫療設備系統10的示意圖。如將詳細描述的，用于無線地監測心臟搏動的系統和方法使用沿著第一設備定位的第一偶極以及沿著第二設備定位的第二偶極來測量與互阻抗相關的信號，第二設備不電接線或者機械地耦合到第一設備。不同地采用植入式基于引線的電極、沿著植入式醫療設備的外殼結合的植入式無引線電極、和/或在患者身體外部定位的表面(皮膚)電極的多種偶極對配置是可能的。為了示出各種可能的配置，患者12被示為具有耦合到經靜脈的心內引線20的植入式醫療設備(MD) 14、無引線MD18、經靜脈部署的MD30、32和34、外帶設備40、外部貼片(patch)電極42、以及耦合到外部醫療設備44的整體通過附圖標記46引用的一個或多個外部肢體(limb)電極。應當理解，可向患者提供這些設備和電極中的任一個，而無需提供所有示出的設備和電極。圖1所示的設備和電極只是出于說明性目的，并且包括在特定醫療設備系統中的實際組件將取決于給定患者所需的特定監測應用在各個實施例之間變化。本文中所描述的方法不限于醫療設備和電極的任何特定組合，只要電極配置可用于允許位于間隔開的身體位置處的兩個不同偶極用來測量互阻抗即可。如本文中所使用的“互阻抗”是指在身體位置處通過測量偶極測量到的電壓信號與施加到位于與測量偶極間隔開的身體位置處的傳輸偶極的驅動電流信號的比值。與例如其中電極對共享公共接地的三極阻抗測量系統相反，測量偶極和傳輸偶極的不同之處在于，在兩個偶極之間不共享公共電極?；プ杩雇ㄟ^位于兩個偶極之間的導電身體組織(或流體)的居間體積來測量，并且因此是通過身體組織的無線測量，因為測量偶極不耦合到與傳輸偶極的公共接地。在已知驅動電流信號的情況下互阻抗變化以及在測量偶極處的所得電壓變化反映了感興趣組織體(tissue volume)的電阻和體積變化。使用不電接線或機械耦合到公共設備地部署的分離的不同偶極的互阻抗監測對監測深組織的變化可以說特別有用的。分離且不同的偶極允許偶極放置在特別選擇的組織體中，這可以是高度局部化的。使用偶極或三極阻抗測量將始終包括驅動電流電極處的極化效果。在傳輸偶極和測量偶極之間不共享公共接地的情況下，測量偶極處的測量信號將與驅動信號緊密相關，從而提供與居間組織中的阻抗變化高度相關的信號，其信號內容比使用偶極或三極配備測量到的阻抗信號多，在偶極或三極配備中傳輸和測量電極電連接到公共設備。在圖1的示意圖 中，多種可能的互阻抗監測配置是可用的。MD14包括外殼電極16，該外殼電極16可與尖端電極22、環形電極24、右心室(RV)線圈電極26、或者上腔靜脈(SVC)線圈電極28中的任一電極組合使用以構成在測量互阻抗中使用的偶極。偶極可以是注入高頻電流信號的傳輸偶極，該高頻電流信號不刺激易興奮的身體組織。替換地，偶極可以是用于測量因驅動電流信號傳過存在于身體組織中的導電流體而產生的電壓的測量偶極。例如，使用引線20所攜載的至少一個電極選擇的偶極可與設置在經靜脈的設備30、32或34之一上的偶極組合使用。經靜脈的設備30、32和34被示為分別置于左肺動脈、腹主動脈和股動脈中，作為可能的植入位置的示例。經靜脈的設備30、32和34可體現為專用互阻抗監測設備，其設置有一對露出電極，以用于傳輸非刺激驅動電流信號、或者用于測量因位于不同身體位置的偶極注入的驅動電流信號產生的傳過身體組織的電壓信號。經靜脈的設備30、32或34可附加地包括其他監測功能，并且可包括壓力變換器、光學變換器、流量變換器、聲變換器、或者用于感測用于監測患者的生理信號的其他信號變換器。例如，經靜脈的設備30、32和34中的任一經靜脈的設備可被設置為無線血壓傳感器、血氧傳感器、心音傳感器、血流傳感器等。經靜脈的設備30、32和34可包括除用作用于進行互阻抗測量的偶極以外用于感測ECG信號的電極對。在一個實施例中，經靜脈的傳感器30、32或34設置有用于監測生理信號而非阻抗的生理傳感器、以及用于經由身體總線通信向另一醫療設備(諸如MD12)傳輸數據信號的電極對。參考美國專利N0.4，987，897 (Funke)，該專利概括地描述在醫療設備之間使用身體總線通信。如將在本文中進一步描述的，經由無線通信從植入式感測設備傳輸的數據信號可用作用于在另一植入式設備的接收偶極處測量互阻抗信號的驅動信號。在另一互阻抗監測配置中，血管外MD18可設置有用作傳輸偶極或測量偶極的電極對。MD18可包括用于監測患者的ECG信號的電極，這些電極可附加地用作用于互阻抗測量的偶極。頂D18可與基于引線的電極22、24、26或28、或者在偶極對中選擇的與頂D14相關聯的外殼電極16中的任一電極組合使用，或者與對經靜脈的MD30、32或34中的任一個可用的偶極組合使用。除了植入式電極以外，外部電極可用作用于測量互阻抗的一個電極。例如，可佩戴設備40可設置有(例如可佩戴“腕表”型設備中的)與患者皮膚接觸的電極對，該電極對可用作用于傳輸驅動電流或者測量因另一身體位置處的不同偶極注入的驅動電流產生的通過身體組織的電壓信號?？膳宕魍蟊硇驮O備可設置有與手腕皮膚接觸的一個電極以及通過另一只手的手指接觸的另一電極。這種偶極可用于響應于在另一身體位置處的注入驅動信號來測量與相對全局的互阻抗相對應的電壓信號。替換地，貼片電極42形式的表面電極可與第二表面貼片電極(未示出)或肢體接觸電極46—起使用以構成在互阻抗測量中使用的偶極對。取決于外表面電極的定位，可指示患者將肢體接觸電極46保持為接近表面貼片電極42以構成彼此緊鄰的偶極對。在一些實施例中，傳輸偶極對和測量偶極對兩者可被配置為外部電極，其中只有外部監測設備44接收到的互 阻抗測量信號用于分析和在診斷算法中使用。替換地，外部設備44可將互阻抗信號傳輸到諸如MD14之類的植入式設備，以供在監測生理狀況或事件以及控制設備傳送的治療中使用。使用外部偶極配置測量到的互阻抗信號還可經由身體總線通信或射頻通信傳輸到內部設備。在其他實施例中，外部偶極可提供用于注入傳過大量身體組織的電流的驅動信號，并且使用圖1所示的任一植入式設備在植入式偶極對處測量所得電壓。在此情況下，用于生成驅動電流的電源是外部電源，而不是對植入式設備的電池的附加消耗。在完成互阻抗監測之后，可去除外部電極，并且可在通過植入式設備傳送的編程治療中使用關于從互阻抗信號數據獲知的患者狀況的信息。圖1所示的各種設備或電極置于多個身體位置處，以使兩個不同的偶極對置于間隔開的位置處，其中用于互阻抗監測的感興趣的身體組織體置于偶極之間。偶極可緊密地放置在一起以獲取對互阻抗的相對局部的測量，或者分離開一較大的距離以獲取對互阻抗的更為全局的測量。例如，相對緊密地放置在一起的兩個偶極可在任一側且沿著小動脈放置以監測動脈的脈搏外形(profile)。偶極之間的較大間隔可用于獲取例如相對于呼吸監測的相對更為全局的測量。取決于監測應用，偶極之間間隔的范圍可以是從數毫米到幾英尺。在一般意義上，測量偶極處的電壓信號強度將與傳輸的驅動電流和偶極內間隔(每一偶極內的電極間距)正相關，并且與偶極間間隔(傳輸偶極和測量偶極之間的距離)負相關。局部搏動監測可使用具有緊密的偶極內和偶極間的間隔的偶極進行。在此配置中，偶極內間隔可在從數毫米到數十毫米(例如，約2_到約Icm)的范圍內。偶極內間隔可在數毫米到數厘米的范圍內(例如，在約3_到約10厘米的范圍內)。偶極可彼此對準以使足夠的驅動電流維持在微安到數毫安的范圍內。對于通過患者軀干的更為全局的搏動測量，需要較大的偶極內間隔。為了維持用于相對較為全局的測量的足夠的信號強度，需要相對較強的驅動電流和/或較大的偶極內間隔。如果驅動電流信號在數毫安的范圍內，則部分地取決于居間組織的電特性，預期范圍為從約2厘米到約100厘米的偶極內間隔來提供足夠的信號強度以獲取全局搏動測量。每一偶極上的每一電極設置有大到足以確保驅動電流傳輸期間的低電流密度水平的表面積，從而避免刺激。對于振幅在毫安范圍內且頻率在千赫范圍內的交流驅動電流的間歇注入，數平方毫米的電極表面積(例如，大于或等于約10平方毫米)將是足夠的。取決于包圍組織類型以及其他因素，防止組織刺激所需的電極表面積在不同實施例之間將變化。以上示例中所描述的與電極大小以及偶極之間和內部的間隔相關的各個范圍和距離旨在是說明性··的，而不限于此。本文中所描述的方法的實踐不限于偶極內間隔、偶極間間隔、以及電極大小的任何特定范圍，因為將針對特定監測應用適當地選擇這些規格。在一個實施例中，偶極被放置成包括其間的心臟的一部分以允許對要測量的心臟組織的互阻抗測量。在其他實施例中，偶極可置于血管或心室內，從而可監測對偶極之間的血液體的互阻抗測量。在又一實施例中，可監測肌肉組織體、神經組織體(包括腦部或脊髓)、或者其他器官。圖2是提供無線互阻抗監測的醫療設備系統的一個實施例的功能框圖。系統100包括能夠經由身體總線無線地雙向通信的兩個醫療設備Iio和150。每一設備110和150分別設置有用于傳輸和接收通信數據的至少一對電極116和156。這些電極還用作用于無線地監測患者身體的一部分中的互阻抗的偶極。在一些實施例中，一個設備110用作主設備，而另一設備150用作對來自主設備110的數據請求作出響應的支持設備。在其他實施例中，兩個設備Iio和150可進行數據請求，而其他設備對這些請求作出響應。出于說明性的目的，系統100的以下功能描述描述了用作能夠向支持設備150請求數據的主設備的設備110，而支持設備150用作用于采集關于患者狀況的數據的生理監測器。主設備110包括控制模塊110，該控制模塊110可以是微處理器以及相關聯的存儲器、狀態機、或者用于執行控制設備110的各種功能的操作和算法的其他適當電路。控制112可通過生成傳輸數據114以及任何傳輸指令來發出數據請求，該數據請求指定向支持設備150請求的數據類型。可使用電極116經由身體總線通信將該傳輸數據從主設備110傳輸到支持設備110。支持設備150經由電極156接收傳輸數據。接收波形塊158耦合到這些電極以接收模擬傳輸數據，并且可對模擬波形進行放大和濾波且對該波形進行模數轉換。在塊160，接收到的波形進行信號提取以確定正在請求什么數據以及任何其他數據傳輸指令。如果需要支持設備尚未采集的附加生理信號數據，則生理信號可通過感測塊164感測。電極156可用作用于監測互阻抗信號的測量電極。在一些實施例中，當需要生理感測時，電極156可用于感測EGM、ECG、EEG或EMG信號。附加地或替換地，其他生理信號傳感器可被包括在設備150中以感測壓力、流量、氧飽和度、或者本文中所列出的任一其他類型的生理信號。在塊162對數據分組進行匯編，從而根據從接收到的傳輸請求中提取的指令將信號傳輸回主設備110。數據分組可包括原始生理信號數據或者經處理的信號數據?？刂颇K152接收數據分組，并且根據數據請求指令生成要發送回主設備110的傳輸數據154。傳輸數據經由電極156通過身體總線通信路徑傳輸到主設備110。主設備和支持設備可被配置成以各種方式監測互阻抗信號。在一個實施例中，主設備經由電極116注入驅動電流信號。支持設備使用電極156來測量所得電壓，并且在塊158接收模擬電壓信號以供放大和濾波。模擬電壓信號可直接使用或使用已知電流驅動信號來進一步分析，以計算互阻抗信號。電壓信號(或者經計算的互阻抗信號)可通過信號提取塊160進行分析，并且在塊162，可將經處理的互阻抗數據匯編在數據分組中以傳輸回主設備110。

在另一實施例中，主設備110將對驅動電流信號的請求傳輸到支持設備150，以使主設備100能夠進行互阻抗測量。在此情況下，支持設備150通過使用電極156注入驅動電流信號對該請求作出響應。在塊118接收通過主設備110在電極116測量到的所得電壓信號，并且通過信號提取塊120處理該所得電壓信號以在塊124確定互阻抗信息。替換地，支持設備150可傳輸與支持設備150監測的生理信號相關的數據信號，諸如壓力、流量、或者其他信號。在連續或周期性的基礎上或者在來自主設備110的請求之后，數據信號經由電極156傳輸到主設備110。所傳輸的數據信號可以是原始生理信號或者經處理的生理數據。傳輸的數據信號可附加地用作用于測量互阻抗的經注入的驅動電流信號。由此，無論何時主設備110從支持設備150接收數據信號波形，主設備110都可附加地通過測量電極116處的電壓信號和計算互阻抗來測量互阻抗信號。通信數據分組可包括關于通過支持設備注入以實現根據電壓信號對互阻抗信號的計算的驅動電流信號的信息。以此方式，來自支持設備150的數據傳輸提供主設備110用于檢測事件和/或進行治療傳送判定所需的生理數據，并且提供了用于通過主設備110監測互阻抗的驅動信號。支持設備可以是遠離主設備Iio的在血管內(intra-vascularly)或者在血管外(extravascularly)植入的無線生理傳感器。主設備110可以是I⑶、起搏器、藥物泵、或者其他治療傳送設備。主設備110中的接收波形塊118可提供對接收到的信號的模擬放大和濾波以及模數轉換。信號提取塊120從數字化信號提取生理信號信息。在塊122，根據供控制模塊112使用的提取信號對數據分組進行匯編。這些數據分組包括支持設備150采集的生理數據，并且可包括其他設備或通信相關的數據?；プ杩剐盘枆K124根據接收到的波形確定互阻抗信號。當數據通信信號用作用于進行互阻抗測量的驅動信號時，互阻抗信號塊可包括用于從數據通信載波信號中提取因身體組織的電阻率和電導系數的搏動變化而引起的信號變化的多個處理步驟。多種方法可用于提取期望的互阻抗相關的信號。在一個實施例中，鎖相環(PLL)或鎖頻環(FLL)可用于鎖定到數據通信傳輸信號的載波頻率中。乘法器塊(未明確地示出)將傳入信號與來自PLL或FLL的基準信號以及90度相移基準信號(固定振幅)相乘。該過程將互阻抗相關信息移動到基帶，從而提供同相和正交分量。低通濾波器將暴露關于數據傳輸互阻抗信號的生理變化。使用同相和正交分量的量值運算將提供互阻抗相關的振幅信號。正交與同相分量的除法運算的反正切將給出相位信號。在替換技術中，以數據傳輸載波頻率為中心的窄帶濾波器可提供在通過二極管放大、整流以及經RC低通濾波時將提供互阻抗相關的振幅信號的信號。事件檢測塊126是可使用來自支持設備150的生理數據分組122、來自塊124的互阻抗數據、以及主設備110采集的任何其他生理數據來檢測生理狀況或事件的處理塊。治療模塊130響應于事件檢測塊126且在控制模塊112的控制下按需傳送治療。圖3是處理在確定搏動度量中使用的互阻抗信號的功能框圖200。檢測互阻抗的一個目的是用于驗證搏動信號作為組織灌注或心臟功能的證據。在框202，使用與第一偶極分隔開的第二偶極來測量因在第一偶極處注入的驅動電流信號而產生的電壓信號。電壓信號可在框204被模擬放大器放大，并且隨后在框206進行濾波。濾波器206可以是具有與心臟搏動頻率范圍相對應的通帶(例如，約0.5Hz到約IOHz的通帶)的低通或帶通濾波器，但是可使用其他較窄或較寬的范圍。可選擇較低的截止頻率以從阻抗信號中去除或減少呼吸噪聲。在一些實施例中，在不計算互阻抗的情況下(例如當電流驅動信號是固定信號(例如，IOOKHz正弦波)時) 直接使用電壓信號。在其他實施例中，根據測量到的電壓信號和已知驅動信號來計算互阻抗。具體而言，當驅動信號是諸如身體總線數據通信信號之類的時變信號時，已知載波信號信息可在如上所述的信號提取過程中使用以獲取與組織中的互阻抗的搏動變化相關的搏動電壓信號。提供經濾波的信號作為對移動平均塊208的輸入，該移動平均塊208在所選時間窗口內計算經濾波的信號的移動平均。例如，移動平均時間窗口可在約2秒到約一分鐘或更長時間的范圍內。在一個實施例中，在約4秒的時間內計算電壓信號的移動平均。移動平均時間窗口被選為長到足以允許與監測到的狀況或感興趣的事件相關聯的搏動變化在時間窗口內發生。接收塊206的經濾波的信號輸出作為對整流器塊210的輸入。整流器210將整流信號提供給峰值跟蹤和保持塊212，該峰值跟蹤和保持塊212跟蹤和保持整流信號的峰值振幅。峰值跟蹤和保持塊212在所選保持間隔內保持檢測到的峰值振幅的值。所選保持間隔是允許相對于移動平均的搏動變化以期望時間分辨率檢測的移動平均窗口的一部分。期望時間窗口將取決于所監測的狀況的類型。例如，如果監測搏動以供在驗證用于從I⑶傳送心臟電擊的需求中使用，則由纖顫開始引起的搏動變化將有可能在小于或等于I秒的短時間間隔內發生。對于這種類型的應用，例如，峰值保持間隔可以是約I至2秒，并且移動平均窗口可以是約2至4秒。在其中搏動變化在較長時間段內更為漸進地發生的其他應用中，移動平均窗口和峰值保持窗口可選擇為適當更長的間隔。在處理塊214，使用來自塊208的移動平均信號以及來自峰值跟蹤和保持塊212的峰值振幅信號來計算搏動度量。例如，峰值振幅與移動平均的比值可被計算并表達為百分t匕。該百分比可用作搏動度量，因為它是對檢測到的峰值振幅作為移動平均的百分比的測量。隨著組織中的血壓脈沖下降或者隨著心臟開始低效率地跳動(例如，纖顫)，百分比搏動將下降。
提供塊214的輸出作為在算法中使用的對事件檢測塊218的輸入，該算法任選地使用其他生理信號連同搏動度量以檢測或確認生理事件或狀況。然后，事件檢測218的輸出可由治療控制塊220在進行治療傳送判定中使用?？芍辽俨糠值鼗诓珓佣攘孔鞒鰧﹂_始、停止或調整治療的判定。應當認識到，圖3中的塊可以不同于示出的次序排列，并且仍然操作以獲取搏動度量，并且可在通過使用不同且分離的電極對測量到的時變互阻抗信號來獲取搏動度量中使用其他方法。圖4A是電壓信號304的基于時間的曲線圖300。電壓信號304使用偶極對配置來測量，該偶極對配置包括用于注入電流信號的第一偶極、以及與第一偶極不同的用于測量所得電壓信號的第二偶極。電壓信號304在試驗對象體內在302處誘發纖顫之前和之后測量。電壓信號304隨心臟搏動和呼吸而變化。在該示例中，電壓信號使用由置于對象右心室中的RV線圈電極以及植入左胸肌區的ICD的外殼電極構成的偶極來測量。驅動電流使用由置于右肺動脈的導管攜載且不電接線地連接到ICD的電極對構成的偶極來注入。偶極的這種定位導致兩個偶極之間有大量心臟組織，以使電壓信號的變化將與心臟搏動的變化高度地相關。在4秒的移動窗口內計算電壓信號304的移動平均306。從心臟經濾波的電壓信號308中檢測電壓信號峰值(正或負峰值)。電壓信號峰值的絕對值用于產生峰值電壓信號310。圖4B是根據峰值振幅信號310和移動平均信號306計算的搏動百分比的基于時間的曲線圖301。峰值振幅信號310與移動平均信號306的比值被計算為搏動度量，并且被表達為百分比。在302處的纖顫開始之后，發生搏動百分比的突然下降322。由于所選峰值保持時間窗口的持續時間，突然下降322可略微地延后302處的纖顫的實際開始。較短的窗口可用于更快地檢測到搏動的下降，或者多個交錯的峰值保持時間窗口可用于檢測和保持用于更頻繁地更新搏動度量的順序峰值振幅，從而有效地增加搏動度量的時間分辨率。

在其他實施例中，可從電壓信號304檢測到正或負最大峰值振幅，并且移動平均306和峰值振幅值之間的絕對差可被計算為搏動度量。該絕對差可被表達為移動平均306的一百分比。在曲線圖301中，搏動閾值324被示出以說明可用于確認纖顫且實現除纖顫電擊的傳送的閾值。在該說明性示例中，示出10%的閾值，但是可使用其他閾值。所選閾值可針對給定患者進行調節，并且可以是基于移動平均306、患者心率、或者其他生理參數的經自動調整的閾值。施加到搏動度量的閾值可包括時間要求。例如，可要求搏動百分比在實現電擊傳送之前的至少一預定義時間間隔(例如，2秒)內下降到低于閾值324。只要搏動保持高于該閾值，就可阻止(withhold)電擊。如果搏動百分比暫時下降到低于閾值324并且隨后在所需時間間隔屆滿之前再次上升至高于該閾值，則可繼續阻止電擊?？蔁o限地阻止電擊最多達某最大時間段，或者直至搏動度量保持低于該閾值達所需時間間隔。圖5是用于減少I⑶患者體內的不必要除纖顫電擊的方法的流程圖400。流程圖200旨在示出該設備的功能操作，并且不應被解釋為反映實踐所述方法所必需的軟件或硬件的特定形式?？梢哉J為，軟件的特定形式主要由該設備中所采用的特定系統體系結構以及該設備所采用的特定檢測和治療傳送方法確定。在本文中的公開內容給出的任何現代IMD的情境中提供實現所述功能的軟件在本領域技術人員的能力范圍內。結合此處呈現的流程圖而描述的方法可在包括用于使可編程處理器執行所述方法的指令的計算機可讀介質中實現?！坝嬎銠C可讀介質”包括但不限于任何易失性或非易失性介質，諸如RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPR0M、閃存等。這些指令可被實現為一個或多個軟件模塊，這些軟件模塊可由其本身執行或者與其他軟件組合執行。在框402，可電擊復律(shockable)心律由I⑶檢測。初始可電擊復律心律檢測可基于EGM事件間隔、EGM信號形態分析、其他生理信號、或者其任意組合。在框404，傳輸來自支持設備的數據信號波形。數據信號波形可以是為在測量互阻抗中使用而注入的電流信號，或者可以是包括從支持設備傳輸到ICD (或另一設備)的其他生理數據或信息的數據信號波形。在檢測到可電擊復律心律之后，可響應于來自ICD的請求傳輸數據信號，或者可連續地傳輸以使其可用于供ICD按需使用。在框406，電壓信號由電耦合到ICD的偶極(例如，ICD外殼攜載的電極對和/或耦合到ICD的引線)測量，從而ICD直接接收電壓信號。替換地，電壓信號在隨后將電壓信號或者經處理的搏動度量數據傳輸到ICD的第二支持設備的偶極處測量。第二支持設備可以或可以不電接線地連接到ICD以用于信號傳輸。電壓信號可從包括由支持設備獲取的其他生理信號信息的數據信號波形中提取。在框408，根據以上所述的檢測到的電壓信號計算搏動度量。在框410，將搏動度量與預定義檢測閾值進行比較(或者基于移動平均、心律、或者其他參數自動調整的閾值)。如果如在判定塊412確定的搏動度量大于該閾值，則在框414阻止電擊治療。閾上(supra-threshold)搏動度量指示心臟仍然在有效地跳動，并且患者可以是血液動力足夠穩定以避免傳送電擊。如上所述，在框410施加的閾值可包括一時間要求，該時間要求使得比所定義時間要求小的該閾值以下的短波動 將仍然導致電擊被阻止。如果搏動度量下降到低于該閾值達所需時間間隔，則在框420傳送電擊。如果阻止了電擊，則可起動計時器以在仍然檢測到纖顫時限制阻止電擊治療的最大持續時間。在判定框416，控制模塊確定最大電擊阻止時間間隔是否已屆滿。如果為否，則I⑶通過返回到框404來繼續監測搏動度量。如果最大電擊阻止時間屆滿(框416)且I⑶仍然在監測VF (如在判定框418確定的)，則在框420傳送電擊治療。在減少不必要的I⑶電擊中使用的用于監測互阻抗的傳輸和測量偶極可被放置成在其間包括心臟的一部分以允許監測心臟和心肌的搏動。替換地，兩個不同的偶極可置于其他身體位置處，因為其他身體組織中的搏動也將在心臟纖顫時下降。圖6是使用與傳輸偶極間隔開的測量偶極測量到的電壓信號的基于時間的曲線圖500，該測量偶極用于基于互阻抗變化而監測大量組織的搏動。在圖6中，在試驗對象體內在502處誘發纖顫之前和之后，按照時間繪制測量到的電壓的振幅信號504和測量到的電壓的相位信號506。如在圖6中可見，電壓振幅504的變化在纖顫開始502之后顯著地減小。因此，電壓振幅信號504可用于計算如上所述的搏動度量。同樣在圖6中可見，電壓信號506的相位變化也在502處的纖顫開始之后顯著地改變。由此，在一些實施例中，由身體組織中的搏動阻抗變化引起的測量到的電壓信號的相位變化可用于確定搏動度量。由于纖顫開始502之前的作為峰到峰信號的百分比的相位變化的相對減小小于電壓振幅的變化，因此使用電壓相位可能不如使用電壓振幅靈敏。然而，應當認識到，電壓振幅或相位、或者兩者的組合可用于計算搏動度量。當使用電壓相位時，使用電壓相位的移動平均和峰值振幅的類似信號處理方法可用于計算搏動百分比。由此，在以上描述中參考特定實施例描述了用于監測患者體內的心臟或組織搏動的醫療設備系統和方法。應當理解，可對所參考的實施例作出各種修改而不背離如在所附權利要求書中闡述的本公 開的范圍。
權利要求
1.一種植入式醫療設備系統,包括: 用于傳送非刺激電流的第一偶極，所述第一偶極包括適于沿著第一身體位置部署的第一電極和第二電極； 用于測量因所述非刺激電流傳過患者身體的一部分而產生的電壓信號的第二偶極，所述第二偶極包括與所述第一電極和所述第二電極不同且適于沿著與所述第一身體位置間隔開的第二身體位置部署的第三電極和第四電極；以及 配置成響應于測量到的電壓信號計算搏動度量且響應于所述搏動度量檢測生理狀況的處理器。
2.如權利要求1所述的系統，其特征在于，還包括:在所述第一身體位置處感測生理信號的變換器；以及 配置成經由所述第一偶極無線地傳輸與通過所述患者身體的一部分的所述生理信號相關的數據信號的數據傳輸模塊，其中所述處理器被配置成從所述數據信號中提取在所述第二偶極測量到的電壓。
3.如權利要求1所述的系統，其特征在于，計算所述搏動度量包括: 使用測量到的電壓信號來確定峰值振幅； 使用測量到的電壓信號來計算移動平均；以及 計算所述峰值振幅和移動平均的比值。
4.如權利要求1所述的系統，其特征在于，還包括治療傳送模塊，其中所述處理器還被配置成將所述搏動度量與閾值進行比較，并且響應于搏動度量超過所述閾值阻止通過所述治療傳送模塊傳送治療。`
5.如權利要求1所述的系統，其特征在于，還包括: 用于感測心臟電信號的電極對；以及 用于響應于感測到的心臟電信號檢測心動過速的事件檢測器，其中所述處理器被配置成響應于檢測到所述心動過速計算所述搏動度量，將所述搏動度量與閾值進行比較，并且響應于所述搏動度量超過所述閾值阻止除纖顫電擊。
6.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述電壓信號包括振幅和相位，并且計算所述搏動度量包括確定所述電壓信號的相位。
7.如權利要求1所述的系統，其特征在于，還包括: 第一設備，所述第一設備攜載所述第一偶極并且包括傳輸請求所述非刺激電流的無線請求信號的第一遙測模塊；以及 第二設備，所述第二設備攜載所述第二偶極并且包括用于接收所述請求信號且響應于所述請求信號傳輸所述非刺激電流的第二遙測模塊。
8.如權利要求1所述的系統，其特征在于，還包括: 攜載所述第一偶極的第一設備；以及 攜載所述第二偶極的第二設備，所述第一和第二設備被配置成彼此無線地通信。
9.如權利要求1所述的系統，其特征在于，還包括: 包括第一遙測模塊且攜載所述第一偶極的第一設備，所述第一設備被配置成使用所述第一偶極無線地傳輸數據通信信號；以及 包括第二遙測模塊且攜載所述第二偶極的第二設備，所述第二設備被配置成使用所述第二偶極接收所述數據通信信號，其中所述處理器被配置成從所述數據通信信號中提取所述電壓信號。
10.如權利要求9所述的系統，其特征在于，所述第一設備還被配置成傳輸與所述數據通信信號中的所述非刺激電流相對應的信息， 所述處理器還被配置成響應于所述信息和所提取的電壓信號計算互阻抗信號，并且響應于所述互阻抗 信號計算所述搏動度量。
全文摘要
植入式醫療設備系統以及相關聯的方法監測由心臟搏動變化引起的身體組織中的互阻抗變化。第一偶極用于傳送非刺激電流。第一偶極包括適于沿著第一身體位置部署的第一電極和第二電極。第二偶極用于測量因非刺激電流傳過患者身體的一部分而產生的電壓。第二偶極包括與第一電極和第二電極不同且適于沿著與第一身體位置間隔開的第二身體位置部署的第三電極和第四電極。
文檔編號A61B5/0295GK103118741SQ201180035907
公開日2013年5月22日 申請日期2011年8月9日 優先權日2010年8月9日
發明者沈曉楠, C·欽比斯 申請人:美敦力公司