专利名称：无线心脏搏动感测的制作方法
技术领域：
本发明一般涉及植入式医疗设备，具体地涉及用于监测心脏搏动的方法和装置。
背景技术：
植入式心脏复律除颤器(I⑶)通常感测用于检测心律不齐的心内EGM信号。室性心动过速(VT)和纤颤(VF)通过分析心脏间期(有时结合EGM信号形态分析)来检测。当检测到VT或VF时，心脏可使用一个或多个高压电击来进行心脏复律或除纤颤。当检测到的心律不齐被认为是可能致命的心律不齐时，可立即传送电击。在首先尝试不太激进的起搏治疗且在终止VT时不成功之后，可传送电击。电击对患者而言是痛苦的，并且使用相当多的电池能量。避免不成功的电击在防止给患者带来过度痛苦以及保持植入式设备的电池寿命方面是重要的。例如，当由于非心脏信号的过感测、T波过感测而错误地检测到VT或VF时，或者当室上性心动过速(SVT)被错误地检测为VT或VF时，可能会传送不必要的电击。因此，保持用于减少I⑶传送的不必要电击的数量的需求。
图1是其中可实现本文中所公开的监测方法的医疗设备系统的示意图。图2是提供无线互阻抗监测的医疗设备系统的一个实施例的功能框图。图3是处理在确定搏动度量中使用的互阻抗信号的功能框图。图4A是用于监测组织搏动的电压信号的基于时间的曲线图。
图4B是根据图4A中的电压信号的峰值振幅信号和移动平均信号计算的搏动百分比的基于时间的曲线图。图5是用于减少I⑶患者体内的不必要除纤颤电击的方法的流程图。图6是使用经由互阻抗与传输偶极间隔开的偶极测量到的电压信号的基于时间的曲线图，该偶极用于基于互阻抗变化而监测大量组织的搏动。
具体实施例方式在以下描述中，参考各个说明性实施例。应当理解，可在不背离本公开的范围的情况下使用其他实施例。在一些实例中，出于清楚的目的，可在附图中使用类似的附图标号来标识类似的元件。如本文中所使用的，术语“模块”是指执行一个或多个软件或固件程序的专用集成电路(ASIC)、电子电路、处理器(共享、专用或组处理器)和存储器、组合式逻辑电路、或者提供所述功能的其他合适的组件。图1是其中可有用地实践本文中所公开的监测方法的医疗设备系统10的示意图。如将详细描述的，用于无线地监测心脏搏动的系统和方法使用沿着第一设备定位的第一偶极以及沿着第二设备定位的第二偶极来测量与互阻抗相关的信号，第二设备不电接线或者机械地耦合到第一设备。不同地采用植入式基于引线的电极、沿着植入式医疗设备的外壳结合的植入式无引线电极、和/或在患者身体外部定位的表面(皮肤)电极的多种偶极对配置是可能的。为了示出各种可能的配置，患者12被示为具有耦合到经静脉的心内引线20的植入式医疗设备(MD) 14、无引线MD18、经静脉部署的MD30、32和34、外带设备40、外部贴片(patch)电极42、以及耦合到外部医疗设备44的整体通过附图标记46引用的一个或多个外部肢体(limb)电极。应当理解，可向患者提供这些设备和电极中的任一个，而无需提供所有示出的设备和电极。图1所示的设备和电极只是出于说明性目的，并且包括在特定医疗设备系统中的实际组件将取决于给定患者所需的特定监测应用在各个实施例之间变化。本文中所描述的方法不限于医疗设备和电极的任何特定组合，只要电极配置可用于允许位于间隔开的身体位置处的两个不同偶极用来测量互阻抗即可。如本文中所使用的“互阻抗”是指在身体位置处通过测量偶极测量到的电压信号与施加到位于与测量偶极间隔开的身体位置处的传输偶极的驱动电流信号的比值。与例如其中电极对共享公共接地的三极阻抗测量系统相反，测量偶极和传输偶极的不同之处在于，在两个偶极之间不共享公共电极。互阻抗通过位于两个偶极之间的导电身体组织(或流体)的居间体积来测量，并且因此是通过身体组织的无线测量，因为测量偶极不耦合到与传输偶极的公共接地。在已知驱动电流信号的情况下互阻抗变化以及在测量偶极处的所得电压变化反映了感兴趣组织体(tissue volume)的电阻和体积变化。使用不电接线或机械耦合到公共设备地部署的分离的不同偶极的互阻抗监测对监测深组织的变化可以说特别有用的。分离且不同的偶极允许偶极放置在特别选择的组织体中，这可以是高度局部化的。使用偶极或三极阻抗测量将始终包括驱动电流电极处的极化效果。在传输偶极和测量偶极之间不共享公共接地的情况下，测量偶极处的测量信号将与驱动信号紧密相关，从而提供与居间组织中的阻抗变化高度相关的信号，其信号内容比使用偶极或三极配备测量到的阻抗信号多，在偶极或三极配备中传输和测量电极电连接到公共设备。在图1的示意图 中，多种可能的互阻抗监测配置是可用的。MD14包括外壳电极16，该外壳电极16可与尖端电极22、环形电极24、右心室(RV)线圈电极26、或者上腔静脉(SVC)线圈电极28中的任一电极组合使用以构成在测量互阻抗中使用的偶极。偶极可以是注入高频电流信号的传输偶极，该高频电流信号不刺激易兴奋的身体组织。替换地，偶极可以是用于测量因驱动电流信号传过存在于身体组织中的导电流体而产生的电压的测量偶极。例如，使用引线20所携载的至少一个电极选择的偶极可与设置在经静脉的设备30、32或34之一上的偶极组合使用。经静脉的设备30、32和34被示为分别置于左肺动脉、腹主动脉和股动脉中，作为可能的植入位置的示例。经静脉的设备30、32和34可体现为专用互阻抗监测设备，其设置有一对露出电极，以用于传输非刺激驱动电流信号、或者用于测量因位于不同身体位置的偶极注入的驱动电流信号产生的传过身体组织的电压信号。经静脉的设备30、32或34可附加地包括其他监测功能，并且可包括压力变换器、光学变换器、流量变换器、声变换器、或者用于感测用于监测患者的生理信号的其他信号变换器。例如，经静脉的设备30、32和34中的任一经静脉的设备可被设置为无线血压传感器、血氧传感器、心音传感器、血流传感器等。经静脉的设备30、32和34可包括除用作用于进行互阻抗测量的偶极以外用于感测ECG信号的电极对。在一个实施例中，经静脉的传感器30、32或34设置有用于监测生理信号而非阻抗的生理传感器、以及用于经由身体总线通信向另一医疗设备(诸如MD12)传输数据信号的电极对。参考美国专利N0.4，987，897 (Funke)，该专利概括地描述在医疗设备之间使用身体总线通信。如将在本文中进一步描述的，经由无线通信从植入式感测设备传输的数据信号可用作用于在另一植入式设备的接收偶极处测量互阻抗信号的驱动信号。在另一互阻抗监测配置中，血管外MD18可设置有用作传输偶极或测量偶极的电极对。MD18可包括用于监测患者的ECG信号的电极，这些电极可附加地用作用于互阻抗测量的偶极。頂D18可与基于引线的电极22、24、26或28、或者在偶极对中选择的与頂D14相关联的外壳电极16中的任一电极组合使用，或者与对经静脉的MD30、32或34中的任一个可用的偶极组合使用。除了植入式电极以外，外部电极可用作用于测量互阻抗的一个电极。例如，可佩戴设备40可设置有(例如可佩戴“腕表”型设备中的)与患者皮肤接触的电极对，该电极对可用作用于传输驱动电流或者测量因另一身体位置处的不同偶极注入的驱动电流产生的通过身体组织的电压信号。可佩戴腕表型设备可设置有与手腕皮肤接触的一个电极以及通过另一只手的手指接触的另一电极。这种偶极可用于响应于在另一身体位置处的注入驱动信号来测量与相对全局的互阻抗相对应的电压信号。替换地，贴片电极42形式的表面电极可与第二表面贴片电极(未示出)或肢体接触电极46—起使用以构成在互阻抗测量中使用的偶极对。取决于外表面电极的定位，可指示患者将肢体接触电极46保持为接近表面贴片电极42以构成彼此紧邻的偶极对。在一些实施例中，传输偶极对和测量偶极对两者可被配置为外部电极，其中只有外部监测设备44接收到的互 阻抗测量信号用于分析和在诊断算法中使用。替换地，外部设备44可将互阻抗信号传输到诸如MD14之类的植入式设备，以供在监测生理状况或事件以及控制设备传送的治疗中使用。使用外部偶极配置测量到的互阻抗信号还可经由身体总线通信或射频通信传输到内部设备。在其他实施例中，外部偶极可提供用于注入传过大量身体组织的电流的驱动信号，并且使用图1所示的任一植入式设备在植入式偶极对处测量所得电压。在此情况下，用于生成驱动电流的电源是外部电源，而不是对植入式设备的电池的附加消耗。在完成互阻抗监测之后，可去除外部电极，并且可在通过植入式设备传送的编程治疗中使用关于从互阻抗信号数据获知的患者状况的信息。图1所示的各种设备或电极置于多个身体位置处，以使两个不同的偶极对置于间隔开的位置处，其中用于互阻抗监测的感兴趣的身体组织体置于偶极之间。偶极可紧密地放置在一起以获取对互阻抗的相对局部的测量，或者分离开一较大的距离以获取对互阻抗的更为全局的测量。例如，相对紧密地放置在一起的两个偶极可在任一侧且沿着小动脉放置以监测动脉的脉搏外形(profile)。偶极之间的较大间隔可用于获取例如相对于呼吸监测的相对更为全局的测量。取决于监测应用，偶极之间间隔的范围可以是从数毫米到几英尺。在一般意义上，测量偶极处的电压信号强度将与传输的驱动电流和偶极内间隔(每一偶极内的电极间距)正相关，并且与偶极间间隔(传输偶极和测量偶极之间的距离)负相关。局部搏动监测可使用具有紧密的偶极内和偶极间的间隔的偶极进行。在此配置中，偶极内间隔可在从数毫米到数十毫米(例如，约2_到约Icm)的范围内。偶极内间隔可在数毫米到数厘米的范围内(例如，在约3_到约10厘米的范围内)。偶极可彼此对准以使足够的驱动电流维持在微安到数毫安的范围内。对于通过患者躯干的更为全局的搏动测量，需要较大的偶极内间隔。为了维持用于相对较为全局的测量的足够的信号强度，需要相对较强的驱动电流和/或较大的偶极内间隔。如果驱动电流信号在数毫安的范围内，则部分地取决于居间组织的电特性，预期范围为从约2厘米到约100厘米的偶极内间隔来提供足够的信号强度以获取全局搏动测量。每一偶极上的每一电极设置有大到足以确保驱动电流传输期间的低电流密度水平的表面积，从而避免刺激。对于振幅在毫安范围内且频率在千赫范围内的交流驱动电流的间歇注入，数平方毫米的电极表面积(例如，大于或等于约10平方毫米)将是足够的。取决于包围组织类型以及其他因素，防止组织刺激所需的电极表面积在不同实施例之间将变化。以上示例中所描述的与电极大小以及偶极之间和内部的间隔相关的各个范围和距离旨在是说明性··的，而不限于此。本文中所描述的方法的实践不限于偶极内间隔、偶极间间隔、以及电极大小的任何特定范围，因为将针对特定监测应用适当地选择这些规格。在一个实施例中，偶极被放置成包括其间的心脏的一部分以允许对要测量的心脏组织的互阻抗测量。在其他实施例中，偶极可置于血管或心室内，从而可监测对偶极之间的血液体的互阻抗测量。在又一实施例中，可监测肌肉组织体、神经组织体(包括脑部或脊髓)、或者其他器官。图2是提供无线互阻抗监测的医疗设备系统的一个实施例的功能框图。系统100包括能够经由身体总线无线地双向通信的两个医疗设备Iio和150。每一设备110和150分别设置有用于传输和接收通信数据的至少一对电极116和156。这些电极还用作用于无线地监测患者身体的一部分中的互阻抗的偶极。在一些实施例中，一个设备110用作主设备，而另一设备150用作对来自主设备110的数据请求作出响应的支持设备。在其他实施例中，两个设备Iio和150可进行数据请求，而其他设备对这些请求作出响应。出于说明性的目的，系统100的以下功能描述描述了用作能够向支持设备150请求数据的主设备的设备110，而支持设备150用作用于采集关于患者状况的数据的生理监测器。主设备110包括控制模块110，该控制模块110可以是微处理器以及相关联的存储器、状态机、或者用于执行控制设备110的各种功能的操作和算法的其他适当电路。控制112可通过生成传输数据114以及任何传输指令来发出数据请求，该数据请求指定向支持设备150请求的数据类型。可使用电极116经由身体总线通信将该传输数据从主设备110传输到支持设备110。支持设备150经由电极156接收传输数据。接收波形块158耦合到这些电极以接收模拟传输数据，并且可对模拟波形进行放大和滤波且对该波形进行模数转换。在块160，接收到的波形进行信号提取以确定正在请求什么数据以及任何其他数据传输指令。如果需要支持设备尚未采集的附加生理信号数据，则生理信号可通过感测块164感测。电极156可用作用于监测互阻抗信号的测量电极。在一些实施例中，当需要生理感测时，电极156可用于感测EGM、ECG、EEG或EMG信号。附加地或替换地，其他生理信号传感器可被包括在设备150中以感测压力、流量、氧饱和度、或者本文中所列出的任一其他类型的生理信号。在块162对数据分组进行汇编，从而根据从接收到的传输请求中提取的指令将信号传输回主设备110。数据分组可包括原始生理信号数据或者经处理的信号数据。控制模块152接收数据分组，并且根据数据请求指令生成要发送回主设备110的传输数据154。传输数据经由电极156通过身体总线通信路径传输到主设备110。主设备和支持设备可被配置成以各种方式监测互阻抗信号。在一个实施例中，主设备经由电极116注入驱动电流信号。支持设备使用电极156来测量所得电压，并且在块158接收模拟电压信号以供放大和滤波。模拟电压信号可直接使用或使用已知电流驱动信号来进一步分析，以计算互阻抗信号。电压信号(或者经计算的互阻抗信号)可通过信号提取块160进行分析，并且在块162，可将经处理的互阻抗数据汇编在数据分组中以传输回主设备110。
在另一实施例中，主设备110将对驱动电流信号的请求传输到支持设备150，以使主设备100能够进行互阻抗测量。在此情况下，支持设备150通过使用电极156注入驱动电流信号对该请求作出响应。在块118接收通过主设备110在电极116测量到的所得电压信号，并且通过信号提取块120处理该所得电压信号以在块124确定互阻抗信息。替换地，支持设备150可传输与支持设备150监测的生理信号相关的数据信号，诸如压力、流量、或者其他信号。在连续或周期性的基础上或者在来自主设备110的请求之后，数据信号经由电极156传输到主设备110。所传输的数据信号可以是原始生理信号或者经处理的生理数据。传输的数据信号可附加地用作用于测量互阻抗的经注入的驱动电流信号。由此，无论何时主设备110从支持设备150接收数据信号波形，主设备110都可附加地通过测量电极116处的电压信号和计算互阻抗来测量互阻抗信号。通信数据分组可包括关于通过支持设备注入以实现根据电压信号对互阻抗信号的计算的驱动电流信号的信息。以此方式，来自支持设备150的数据传输提供主设备110用于检测事件和/或进行治疗传送判定所需的生理数据，并且提供了用于通过主设备110监测互阻抗的驱动信号。支持设备可以是远离主设备Iio的在血管内(intra-vascularly)或者在血管外(extravascularly)植入的无线生理传感器。主设备110可以是I⑶、起搏器、药物泵、或者其他治疗传送设备。主设备110中的接收波形块118可提供对接收到的信号的模拟放大和滤波以及模数转换。信号提取块120从数字化信号提取生理信号信息。在块122，根据供控制模块112使用的提取信号对数据分组进行汇编。这些数据分组包括支持设备150采集的生理数据，并且可包括其他设备或通信相关的数据。互阻抗信号块124根据接收到的波形确定互阻抗信号。当数据通信信号用作用于进行互阻抗测量的驱动信号时，互阻抗信号块可包括用于从数据通信载波信号中提取因身体组织的电阻率和电导系数的搏动变化而引起的信号变化的多个处理步骤。多种方法可用于提取期望的互阻抗相关的信号。在一个实施例中，锁相环(PLL)或锁频环(FLL)可用于锁定到数据通信传输信号的载波频率中。乘法器块(未明确地示出)将传入信号与来自PLL或FLL的基准信号以及90度相移基准信号(固定振幅)相乘。该过程将互阻抗相关信息移动到基带，从而提供同相和正交分量。低通滤波器将暴露关于数据传输互阻抗信号的生理变化。使用同相和正交分量的量值运算将提供互阻抗相关的振幅信号。正交与同相分量的除法运算的反正切将给出相位信号。在替换技术中，以数据传输载波频率为中心的窄带滤波器可提供在通过二极管放大、整流以及经RC低通滤波时将提供互阻抗相关的振幅信号的信号。事件检测块126是可使用来自支持设备150的生理数据分组122、来自块124的互阻抗数据、以及主设备110采集的任何其他生理数据来检测生理状况或事件的处理块。治疗模块130响应于事件检测块126且在控制模块112的控制下按需传送治疗。图3是处理在确定搏动度量中使用的互阻抗信号的功能框图200。检测互阻抗的一个目的是用于验证搏动信号作为组织灌注或心脏功能的证据。在框202，使用与第一偶极分隔开的第二偶极来测量因在第一偶极处注入的驱动电流信号而产生的电压信号。电压信号可在框204被模拟放大器放大，并且随后在框206进行滤波。滤波器206可以是具有与心脏搏动频率范围相对应的通带(例如，约0.5Hz到约IOHz的通带)的低通或带通滤波器，但是可使用其他较窄或较宽的范围。可选择较低的截止频率以从阻抗信号中去除或减少呼吸噪声。在一些实施例中，在不计算互阻抗的情况下(例如当电流驱动信号是固定信号(例如，IOOKHz正弦波)时) 直接使用电压信号。在其他实施例中，根据测量到的电压信号和已知驱动信号来计算互阻抗。具体而言，当驱动信号是诸如身体总线数据通信信号之类的时变信号时，已知载波信号信息可在如上所述的信号提取过程中使用以获取与组织中的互阻抗的搏动变化相关的搏动电压信号。提供经滤波的信号作为对移动平均块208的输入，该移动平均块208在所选时间窗口内计算经滤波的信号的移动平均。例如，移动平均时间窗口可在约2秒到约一分钟或更长时间的范围内。在一个实施例中，在约4秒的时间内计算电压信号的移动平均。移动平均时间窗口被选为长到足以允许与监测到的状况或感兴趣的事件相关联的搏动变化在时间窗口内发生。接收块206的经滤波的信号输出作为对整流器块210的输入。整流器210将整流信号提供给峰值跟踪和保持块212，该峰值跟踪和保持块212跟踪和保持整流信号的峰值振幅。峰值跟踪和保持块212在所选保持间隔内保持检测到的峰值振幅的值。所选保持间隔是允许相对于移动平均的搏动变化以期望时间分辨率检测的移动平均窗口的一部分。期望时间窗口将取决于所监测的状况的类型。例如，如果监测搏动以供在验证用于从I⑶传送心脏电击的需求中使用，则由纤颤开始引起的搏动变化将有可能在小于或等于I秒的短时间间隔内发生。对于这种类型的应用，例如，峰值保持间隔可以是约I至2秒，并且移动平均窗口可以是约2至4秒。在其中搏动变化在较长时间段内更为渐进地发生的其他应用中，移动平均窗口和峰值保持窗口可选择为适当更长的间隔。在处理块214，使用来自块208的移动平均信号以及来自峰值跟踪和保持块212的峰值振幅信号来计算搏动度量。例如，峰值振幅与移动平均的比值可被计算并表达为百分t匕。该百分比可用作搏动度量，因为它是对检测到的峰值振幅作为移动平均的百分比的测量。随着组织中的血压脉冲下降或者随着心脏开始低效率地跳动(例如，纤颤)，百分比搏动将下降。
提供块214的输出作为在算法中使用的对事件检测块218的输入，该算法任选地使用其他生理信号连同搏动度量以检测或确认生理事件或状况。然后，事件检测218的输出可由治疗控制块220在进行治疗传送判定中使用。可至少部分地基于搏动度量作出对开始、停止或调整治疗的判定。应当认识到，图3中的块可以不同于示出的次序排列，并且仍然操作以获取搏动度量，并且可在通过使用不同且分离的电极对测量到的时变互阻抗信号来获取搏动度量中使用其他方法。图4A是电压信号304的基于时间的曲线图300。电压信号304使用偶极对配置来测量，该偶极对配置包括用于注入电流信号的第一偶极、以及与第一偶极不同的用于测量所得电压信号的第二偶极。电压信号304在试验对象体内在302处诱发纤颤之前和之后测量。电压信号304随心脏搏动和呼吸而变化。在该示例中，电压信号使用由置于对象右心室中的RV线圈电极以及植入左胸肌区的ICD的外壳电极构成的偶极来测量。驱动电流使用由置于右肺动脉的导管携载且不电接线地连接到ICD的电极对构成的偶极来注入。偶极的这种定位导致两个偶极之间有大量心脏组织，以使电压信号的变化将与心脏搏动的变化高度地相关。在4秒的移动窗口内计算电压信号304的移动平均306。从心脏经滤波的电压信号308中检测电压信号峰值(正或负峰值)。电压信号峰值的绝对值用于产生峰值电压信号310。图4B是根据峰值振幅信号310和移动平均信号306计算的搏动百分比的基于时间的曲线图301。峰值振幅信号310与移动平均信号306的比值被计算为搏动度量，并且被表达为百分比。在302处的纤颤开始之后，发生搏动百分比的突然下降322。由于所选峰值保持时间窗口的持续时间，突然下降322可略微地延后302处的纤颤的实际开始。较短的窗口可用于更快地检测到搏动的下降，或者多个交错的峰值保持时间窗口可用于检测和保持用于更频繁地更新搏动度量的顺序峰值振幅，从而有效地增加搏动度量的时间分辨率。
在其他实施例中，可从电压信号304检测到正或负最大峰值振幅，并且移动平均306和峰值振幅值之间的绝对差可被计算为搏动度量。该绝对差可被表达为移动平均306的一百分比。在曲线图301中，搏动阈值324被示出以说明可用于确认纤颤且实现除纤颤电击的传送的阈值。在该说明性示例中，示出10%的阈值，但是可使用其他阈值。所选阈值可针对给定患者进行调节，并且可以是基于移动平均306、患者心率、或者其他生理参数的经自动调整的阈值。施加到搏动度量的阈值可包括时间要求。例如，可要求搏动百分比在实现电击传送之前的至少一预定义时间间隔(例如，2秒)内下降到低于阈值324。只要搏动保持高于该阈值，就可阻止(withhold)电击。如果搏动百分比暂时下降到低于阈值324并且随后在所需时间间隔届满之前再次上升至高于该阈值，则可继续阻止电击。可无限地阻止电击最多达某最大时间段，或者直至搏动度量保持低于该阈值达所需时间间隔。图5是用于减少I⑶患者体内的不必要除纤颤电击的方法的流程图400。流程图200旨在示出该设备的功能操作，并且不应被解释为反映实践所述方法所必需的软件或硬件的特定形式。可以认为，软件的特定形式主要由该设备中所采用的特定系统体系结构以及该设备所采用的特定检测和治疗传送方法确定。在本文中的公开内容给出的任何现代IMD的情境中提供实现所述功能的软件在本领域技术人员的能力范围内。结合此处呈现的流程图而描述的方法可在包括用于使可编程处理器执行所述方法的指令的计算机可读介质中实现。“计算机可读介质”包括但不限于任何易失性或非易失性介质，诸如RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPR0M、闪存等。这些指令可被实现为一个或多个软件模块，这些软件模块可由其本身执行或者与其他软件组合执行。在框402，可电击复律(shockable)心律由I⑶检测。初始可电击复律心律检测可基于EGM事件间隔、EGM信号形态分析、其他生理信号、或者其任意组合。在框404，传输来自支持设备的数据信号波形。数据信号波形可以是为在测量互阻抗中使用而注入的电流信号，或者可以是包括从支持设备传输到ICD (或另一设备)的其他生理数据或信息的数据信号波形。在检测到可电击复律心律之后，可响应于来自ICD的请求传输数据信号，或者可连续地传输以使其可用于供ICD按需使用。在框406，电压信号由电耦合到ICD的偶极(例如，ICD外壳携载的电极对和/或耦合到ICD的引线)测量，从而ICD直接接收电压信号。替换地，电压信号在随后将电压信号或者经处理的搏动度量数据传输到ICD的第二支持设备的偶极处测量。第二支持设备可以或可以不电接线地连接到ICD以用于信号传输。电压信号可从包括由支持设备获取的其他生理信号信息的数据信号波形中提取。在框408，根据以上所述的检测到的电压信号计算搏动度量。在框410，将搏动度量与预定义检测阈值进行比较(或者基于移动平均、心律、或者其他参数自动调整的阈值)。如果如在判定块412确定的搏动度量大于该阈值，则在框414阻止电击治疗。阈上(supra-threshold)搏动度量指示心脏仍然在有效地跳动，并且患者可以是血液动力足够稳定以避免传送电击。如上所述，在框410施加的阈值可包括一时间要求，该时间要求使得比所定义时间要求小的该阈值以下的短波动 将仍然导致电击被阻止。如果搏动度量下降到低于该阈值达所需时间间隔，则在框420传送电击。如果阻止了电击，则可起动计时器以在仍然检测到纤颤时限制阻止电击治疗的最大持续时间。在判定框416，控制模块确定最大电击阻止时间间隔是否已届满。如果为否，则I⑶通过返回到框404来继续监测搏动度量。如果最大电击阻止时间届满(框416)且I⑶仍然在监测VF (如在判定框418确定的)，则在框420传送电击治疗。在减少不必要的I⑶电击中使用的用于监测互阻抗的传输和测量偶极可被放置成在其间包括心脏的一部分以允许监测心脏和心肌的搏动。替换地，两个不同的偶极可置于其他身体位置处，因为其他身体组织中的搏动也将在心脏纤颤时下降。图6是使用与传输偶极间隔开的测量偶极测量到的电压信号的基于时间的曲线图500，该测量偶极用于基于互阻抗变化而监测大量组织的搏动。在图6中，在试验对象体内在502处诱发纤颤之前和之后，按照时间绘制测量到的电压的振幅信号504和测量到的电压的相位信号506。如在图6中可见，电压振幅504的变化在纤颤开始502之后显著地减小。因此，电压振幅信号504可用于计算如上所述的搏动度量。同样在图6中可见，电压信号506的相位变化也在502处的纤颤开始之后显著地改变。由此，在一些实施例中，由身体组织中的搏动阻抗变化引起的测量到的电压信号的相位变化可用于确定搏动度量。由于纤颤开始502之前的作为峰到峰信号的百分比的相位变化的相对减小小于电压振幅的变化，因此使用电压相位可能不如使用电压振幅灵敏。然而，应当认识到，电压振幅或相位、或者两者的组合可用于计算搏动度量。当使用电压相位时，使用电压相位的移动平均和峰值振幅的类似信号处理方法可用于计算搏动百分比。由此，在以上描述中参考特定实施例描述了用于监测患者体内的心脏或组织搏动的医疗设备系统和方法。应当理解，可对所参考的实施例作出各种修改而不背离如在所附权利要求书中阐述的本公 开的范围。
权利要求
1.一种植入式医疗设备系统,包括: 用于传送非刺激电流的第一偶极，所述第一偶极包括适于沿着第一身体位置部署的第一电极和第二电极； 用于测量因所述非刺激电流传过患者身体的一部分而产生的电压信号的第二偶极，所述第二偶极包括与所述第一电极和所述第二电极不同且适于沿着与所述第一身体位置间隔开的第二身体位置部署的第三电极和第四电极；以及 配置成响应于测量到的电压信号计算搏动度量且响应于所述搏动度量检测生理状况的处理器。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括:在所述第一身体位置处感测生理信号的变换器；以及 配置成经由所述第一偶极无线地传输与通过所述患者身体的一部分的所述生理信号相关的数据信号的数据传输模块，其中所述处理器被配置成从所述数据信号中提取在所述第二偶极测量到的电压。
3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，计算所述搏动度量包括: 使用测量到的电压信号来确定峰值振幅； 使用测量到的电压信号来计算移动平均；以及 计算所述峰值振幅和移动平均的比值。
4.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括治疗传送模块，其中所述处理器还被配置成将所述搏动度量与阈值进行比较，并且响应于搏动度量超过所述阈值阻止通过所述治疗传送模块传送治疗。`
5.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括: 用于感测心脏电信号的电极对；以及 用于响应于感测到的心脏电信号检测心动过速的事件检测器，其中所述处理器被配置成响应于检测到所述心动过速计算所述搏动度量，将所述搏动度量与阈值进行比较，并且响应于所述搏动度量超过所述阈值阻止除纤颤电击。
6.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述电压信号包括振幅和相位，并且计算所述搏动度量包括确定所述电压信号的相位。
7.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括: 第一设备，所述第一设备携载所述第一偶极并且包括传输请求所述非刺激电流的无线请求信号的第一遥测模块；以及 第二设备，所述第二设备携载所述第二偶极并且包括用于接收所述请求信号且响应于所述请求信号传输所述非刺激电流的第二遥测模块。
8.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括: 携载所述第一偶极的第一设备；以及 携载所述第二偶极的第二设备，所述第一和第二设备被配置成彼此无线地通信。
9.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括: 包括第一遥测模块且携载所述第一偶极的第一设备，所述第一设备被配置成使用所述第一偶极无线地传输数据通信信号；以及 包括第二遥测模块且携载所述第二偶极的第二设备，所述第二设备被配置成使用所述第二偶极接收所述数据通信信号，其中所述处理器被配置成从所述数据通信信号中提取所述电压信号。
10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述第一设备还被配置成传输与所述数据通信信号中的所述非刺激电流相对应的信息， 所述处理器还被配置成响应于所述信息和所提取的电压信号计算互阻抗信号，并且响应于所述互阻抗 信号计算所述搏动度量。
全文摘要
植入式医疗设备系统以及相关联的方法监测由心脏搏动变化引起的身体组织中的互阻抗变化。第一偶极用于传送非刺激电流。第一偶极包括适于沿着第一身体位置部署的第一电极和第二电极。第二偶极用于测量因非刺激电流传过患者身体的一部分而产生的电压。第二偶极包括与第一电极和第二电极不同且适于沿着与第一身体位置间隔开的第二身体位置部署的第三电极和第四电极。
文档编号A61B5/0295GK103118741SQ201180035907
公开日2013年5月22日 申请日期2011年8月9日 优先权日2010年8月9日
发明者沈晓楠, C·钦比斯 申请人:美敦力公司