壓力度量的驗證的製作方法

2023-05-26 17:27:26

壓力度量的驗證的製作方法
【專利摘要】一種示例性系統，可包括配置為測量心血管壓力信號的至少一個壓力傳感器，和配置為測量心臟電去極化信號的另一個醫療設備。該系統基於所測得的心血管壓力信號來確定多個心血管壓力度量，包括指示至少一個心臟脈搏時序的至少一個心血管壓力度量。該系統還確定指示在所測得的電去極化信號中的至少一個心臟去極化的時序的度量。該系統將至少一個心臟脈搏時序與至少一個去極化的時序進行比較，並基於這些時序是否基本一致來確定是否丟棄多個心血管壓力度量。
【專利說明】壓力度量的驗證
【技術領域】
[0001]本發明涉及醫療設備，且更特定地，涉及監測心血管壓力的可植入醫療設備。
【背景技術】
[0002]用於傳遞治療和/或監測生理狀況的各種可植入醫療設備已在臨床上被植入或被提議用於患者的臨床植入。作為示例，可植入醫療設備可傳遞電刺激或藥物治療至、和/或監測與心臟、肌肉、神經、大腦、胃或其它器官或組織相關聯的狀況。可植入醫療設備可包括或耦合至一個或多個生理學傳感器，這些生理學傳感器可被用於結合醫療設備來監測與各生理學狀況有關的信號，從這些生理學狀況中可評估患者狀態或治療需要。
[0003]一些可植入醫療設備可採用攜載刺激電極、感測電極、和/或其他電極的一個或多個細長的電導線。可植入醫用導線可被配置成允許將電極或其他傳感器放置在期望位置以用於傳遞刺激或感測。例如，電極或傳感器可被攜載在導線的遠端部分。導線的近端部分可耦合至可植入醫療設備的外殼，該外殼可包含電路，如刺激生成和/或感測電路。其他可植入醫療設備可採用一個或多個導管，醫療設備通過該導管向患者體內的目標位置傳遞治療液。這樣的可植入設備的示例包括心臟監測器、起搏器、可植入復律除顫器(ICD)、肌肉刺激器、神經刺激器、治療液傳遞設備、胰島素泵、和葡萄糖監測器。
[0004]可將壓力傳感器與可植入醫療設備結合作為生理學傳感器，其被配置為檢測血壓變化。可用於測量血壓的示例性壓力傳感器可採用壓強變換的電容性、壓電、壓阻、電磁、光學、諧振頻率、或熱方法 。

【發明內容】

[0005]一般而言，本公開描述了通過監測心血管壓力信號用於驗證心血管壓力度量的技術。這些驗證技術可包括從由植入在患者的循環系統內的壓力傳感器檢測到的心血管壓力信號中，確定第一心血管壓力度量，諸如心臟脈搏間隔或速率。該驗證技術可進一步包括將該第一心血管壓力度量與對應的心臟電度量比較，該對應的心臟電度量諸如是從測量心臟的電去極化信號而獲得的心臟去極化間隔或速率。在一些示例中，該驗證技術可包括將該第一心血管壓力度量與對應的第二心血管壓力度量比較，該第二心血管壓力度量諸如是通過監測第二壓力信號獲得的第二脈搏間隔或速率。
[0006]壓力度量和電度量之間、或兩個壓力度量之間的一致(agreement)，可提供基於所測得的心血管壓力信號所確定的一個或多個心血管壓力度量的可靠性指示。使用本公開的技術，基於從心血管壓力信號中確定的各種壓力度量，醫療設備可更可靠地傳遞藥物治療或治療性電刺激、或獲取診斷信息。本公開的技術還可避免使用原始心血管壓力信號和心臟的電去極化信號之間的直接和/或持續比較可能需要的通信帶寬和功耗。
[0007]在一個示例中，方法包括，由壓力傳感器測量心血管壓力信號，並基於所測得的心血管壓力信號確定多個心血管壓力度量，其中所述多個心血管度量包括指示至少一個心臟脈搏的時序的至少一個心血管壓力度量。該方法還包括，由耦合至壓力傳感器的醫療設備測量心臟的電去極化信號，並基於所測得的電去極化信號來確定指示至少一個心臟去極化的時序的度量。該方法還包括將至少一個心臟脈搏的時序與至少一個心臟去極化的時序進行比較，並基於這些時序是否基本一致來確定是否丟棄多個心血管壓力度量。
[0008]在另一個示例中，系統包括配置為測量心血管壓力信號的至少一個壓力傳感器，和配置為測量心臟電去極化信號的醫療設備。該系統還包括被配置為基於所測得的心血管壓力信號來確定多個心血管壓力度量的至少一個分析模塊，其中所述多個心血管壓力度量包括指示至少一個心臟脈搏時序的至少一個心血管壓力度量，並基於所測得的電去極化信號來確定指示至少一個心臟去極化的時序的度量。該系統還包括至少一個處理器，被配置為將至少一個心臟脈搏的時序與至少一個心臟去極化的時序進行比較，並基於這些時序是否基本一致來確定是否丟棄多個心血管壓力度量。
[0009]在另一個示例中，系統包括用於測量心血管壓力信號的裝置、用於測量心臟電去極化信號的裝置、用於基於所測得的心血管壓力信號來確定多個心血管壓力度量的裝置，其中該多個心血管度量包括指示至少一個心臟脈搏的時序的至少一個心血管壓力度量、用於確定在所測得的電去極化信號中的至少一個心臟去極化的時序的度量的裝置、用於將至少一個心臟脈搏的時序與至少一個去極化信號的時序比較的裝置、以及用於基於這些時序是否基本一致來確定是否丟棄多個心血管壓力度量的裝置。
[0010]在另一個示例中，方法包括，由第一壓力傳感器測量第一心血管壓力信號，並基於所測得的第一心血管壓力信號確定多個第一心血管壓力度量，其中所述多個第一心血管度量包括指示至少一個心臟脈搏的時序的至少一個第一心血管壓力度量。該方法還包括，由耦合至第一壓力傳感器的第二壓力傳感器測量第二心血管壓力信號，並基於所測得的第二心血管壓力信號來確定至少一個第二心血管壓力度量，其中所述至少一個第二心血管壓力度量指示了至少一個心臟脈搏的時序。該方法還包括將由第一心血管壓力度量所指示的至少一個心臟脈搏的時序與由第二心血管壓力度量所指示的至少一個心臟脈搏的時序進行比較，並基於這些時序是否基本一致來確定是否丟棄多個第一心血管壓力度量。
`[0011]在另一個示例中，系統包`括配置為測量第一心血管壓力信號的第一壓力傳感器、配置為測量第二心血管壓力信號的第二壓力傳感器，其中第一和第二壓力傳感器彼此通信、以及實現在第一和第二壓力傳感器中的一個或多個中的一個或多個分析模塊。該一個或多個分析模塊被配置為基於所測得的第一心血管壓力信號來確定多個第一心血管壓力度量，其中所述多個第一心血管度量包括指示至少一個心臟脈搏的時序的至少一個第一心血管壓力度量，基於所測得的第二心血管壓力信號來確定至少一個第二心血管壓力度量，其中至少一個第二心血管壓力度量指示至少一個心臟脈搏的時序的至少一個第二心血管壓力度量，將由第一心血管壓力度量所指示的至少一個心臟脈搏的時序與由第二心血管壓力度量所指示的至少一個心臟脈搏的時序進行比較，並基於這些時序是否基本一致來確定是否丟棄多個第一心血管壓力度量。
[0012]在另一個示例中，方法包括由耦合至壓力傳感器的醫療設備來測量心臟的電去極化信號、基於心臟的該電去極化信號檢測心搏停止、並響應於檢測到心搏停止來引導壓力傳感器測量心血管壓力信號。
[0013]在另一個示例中，系統包括壓力傳感器和醫療設備。該醫療設備被配置為測量心臟的電去極化信號、基於心臟的該電去極化信號來檢測心搏停止、以及響應於檢測到心搏停止來引導壓力傳感器測量心血管壓力信號。
[0014]在附圖和以下描述中闡明了本公開的一個或多個方面的細節。其它特徵、目的、和優點將從描述和附圖、以及權利要求書中顯見。
[0015]附圖簡述
[0016]圖1A和IB是示出可用於向患者心臟提供治療和/或監測患者心臟的示例性系統的概念圖。
[0017]圖2是包括示例性壓力傳感器的人類心臟的概念圖。
[0018]圖3是示出可被用於實現本公開的特定技術的IMD的示例性配置的功能性框圖。
[0019]圖4是示出可被用於實現本公開的特定技術的壓力傳感器的示例性配置的功能性框圖。
[0020]圖5是示出同一時段的指示肺動脈壓(PAP)的概念性信號、和概念性心電圖信號(例如，ECG信號)的時序圖。
[0021]圖6是示出根據本公開的特定技術，指示同一時段的肺動脈壓的信號和ECG的時序圖。
[0022]圖7是示出根據本 公開的各技術，用於操作與可植入醫療設備(IMD)耦合的壓力傳感器的示例性方法的流程圖。
[0023]圖8是示出根據本公開的各技術，用於操作與壓力傳感器耦合的可植入醫療設備的示例性方法的流程圖。
[0024]圖9是描述根據本公開的各技術的脈搏速率和心臟速率的示例性比較的判定樹。
[0025]圖10是示出基於來自兩個壓力傳感器的比較信號用於驗證心血管壓力度量的示例性技術的流程圖。
[0026]圖11是示出可由MD或其他設備實現的，用以確定何時控制壓力傳感器測量心血管壓力信號以及確定心血管壓力度量的示例性方法的流程圖。
[0027]圖12是示出包括伺服器以及耦合至IMD和編程器的一個或多個計算設備的示例性系統的框圖。
【具體實施方式】
[0028]本公開描述了用於驗證通過心血管壓力監測獲得的心血管壓力度量的各種技術。經常通過從心電圖(ECG)或心內心電圖(EGM)感測心室電去極化來測量心臟速率。可通過MD或外部監測設備來執行感測心臟電活動。因此，儘管在此處所述的很多示例中是由MD完成心臟電活動感測，在其他示例中，外部醫療設備可感測心臟電活動並執行此處相對於IMD所描述的各種技術。可從來自位於肺動脈、大動脈、心房、心室、或心血管系統內的其他位置處的一個或多個壓力傳感器的心血管壓力信號中導出脈搏速率和其他心血管壓力度量，諸如收縮壓和舒張壓。所測得的心血管壓力可能受到來自壓力波動的幹擾，壓力波動可例如緣於呼吸、波反射、運動、和咳嗽。使用本公開的技術，可通過與從所測得的電去極化信號中獲得的心臟電度量(諸如心臟速率)的比較，來驗證從心血管壓力信號中確定的心血管壓力度量。
[0029]圖1A是示出可用於監測和/或提供治療至患者100的心臟200的示例性系統IOA的概念圖。患者100通常但不一定是人類。系統10包括耦合至導線106、108、和110的IMD102A (一般地「MD102」)以及編程器104。MD102A可例如是可植入起搏器、復律器和/或除顫器，其經由耦合至一條或多條導線106、108、和110的電極感測心臟200的電信號，並向心臟200提供電信號。根據本公開的特定技術，MD102A可從位於例如患者100的肺動脈208內的壓力傳感器114處接收壓力信息，且在一些示例中，基於所接收到的壓力信息向心臟200提供治療性電信號。壓力傳感器114可經由導線、或無線地，耦合至MD102。在一些示例中，IMD102A可控制壓力傳感器114響應於患者100的心臟中的心律不齊的檢測來做出一次或多次壓力測量。MD102B可使用由壓力傳感器114所執行的壓力測量來驗證心律不齊或細化對該狀況的診斷或治療。
[0030]導線106、108、110延伸至患者100的心臟200內來感測心臟200的電活動和/或將電刺激傳遞至心臟200。在圖1A所示的示例中，右心室導線106延伸通過一條或多條靜脈(未示出)、上腔靜脈(未示出)、和右心房204，並進入右心室202。左心室冠狀竇導線108延伸通過一條或多條靜脈、腔靜脈、右心房204、並進入冠狀竇212至與心臟200的左心室206的游離壁相鄰的區域。右心房導線110延伸通過一條或多條靜脈和腔靜脈、並進入心臟200的右心房204。
[0031]IMD102A可經由耦合至例如導線106、108、110中的至少一個的電極(在圖1A中未示出)來感測伴隨於心臟200的去極化和復極化而來的電信號。在一些示例中，頂D102A基於在心臟200內感測到的電信號向心臟200提供起搏脈搏。由IMD102A使用的用於感測和起搏的電極的配置可以是單極的或雙極的。MD102A還可經由位於導線106、108、110中的至少一個上的電極來提供除顫治療和/或復律治療。MD102A可檢測心臟200的心律不齊，如心室202和206的纖顫，並將除顫治療以電脈搏的形式傳遞至心臟200。在一些示例中，IMD102A可被編程為傳遞一系列的治療，例如具有遞增能級的脈搏，直至心臟200的纖顫停止為止。MD102A通過利用本領域已知的一種或多種心室纖顫檢測技術來檢測心室纖顫。電極和導線的數量與配置僅是示例，且頂D102A可耦合至更多或更少的電極與導線。在一些配置中，IMD102A可包括一體或外殼電極,這可有助於經由導線上的一個或多個電極以及外殼電極的組合來進行電信號的單極傳遞。
[0032]在一些示例中，編程器104可以是手持式計算設備或計算機工作站。用戶(如醫師、技師或其它臨床醫生)可與編程器104交互以與MD102A通信。例如，用戶可與編程器104交互以從MD102A檢索生理信息或診斷信息。用戶也可與編程器104交互以對MD102A進行編程，例如選擇IMD的工作參數值。
[0033]例如，用戶可使用編程器104從MD102A取回有關心臟200的心律、其隨時間的趨勢、或心律不齊狀況的信息。作為另一個示例，用戶可使用編程器104從IMD102A取回有關患者100的其它所感測的生理參數(如心臟內或血管內的壓力、活動、姿態、呼吸、或胸阻抗)的信息。作為另一示例，用戶可使用編程器104從IMD102A取回關於IMD102A或系統1OA的其它組件(如導線106、108和110)、壓力傳感器114、或MD102A的電源的性能或完整性的信息。用戶可使用編程器104來對治療進展進行編程，選擇用於傳遞除顫脈搏的電極，選擇除顫脈搏的波形，或選擇或配置MD102A的心室纖顫檢測算法。用戶也可使用編程器104來對IMD102A提供的其它治療的方面(如復律或起搏治療)進行編程。
[0034]IMD102A和編程器104可使用本領域已知的任何技術經由無線通信來通信。通信技術的示例可包括例如低頻或射頻(RF)遙測，但也可考慮採用其它技術。在一些示例中，編程器104可包括放置為接近於患者身體、靠近MD102A植入點位的編程頭，以提高IMD102A和編程器104之間的通信的質量和安全性。
[0035]圖1B是示出可用於監測和/或提供治療至患者100的心臟200的另一個示例性系統IOB的概念圖。系統包括具有一體電極116和118 (例如,外殼電極)的IMD102B (一般地，「MD102」)、編程器104、和壓力傳感器114。在一些配置中，頂D102B可具有兩個或更多個外殼電極。MD102B可例如是可植入監測器，其經由電極116來監測心臟200的電信號，如，感測伴隨心臟200的去極化和復極化而來的電信號。
[0036]MD102B可包括附加傳感器，諸如用於監測患者姿勢或活動的加速度計。在一些示例中，MD102B可被實現為從明尼蘇達州的明尼阿波利斯的美敦力(Medtronic)有限公司獲得的Reveal?可植入監測器，或類似於該監測器。在其他示例中，頂D102B可被配置為提供治療，諸如經由電極116或118提供治療性電刺激。在一些示例中，頂D102B可被植入在治療的目標組織附近或該目標組織內，諸如位於在MD102B可向其傳遞心臟起搏的心臟腔室內。
[0037]根據本公開的特定技術，IMD102B可從位於例如患者100的肺動脈208內的壓力傳感器無線地接收壓力信息。在一些示例中，MD102B可存儲該壓力信息和/或將該壓力信息中轉至另一個設備，如編程器104。在一些示例中，MD102B可至少部分地基於從該壓力傳感器接收到的壓力信息來診斷患者狀況。在一些示例中，MD102B可基於所接收到的壓力信息向心臟200提供治療性電信號。在又一些示例中，頂D102B可控制壓力傳感器114響應於患者100的心臟中的心律不齊的檢測來做出一次或多次壓力測量。MD102B可使用由壓力傳感器114所執行的壓力測量來驗證心律不齊或細化診斷或治療該狀況。
[0038]如圖2中所示，壓力傳感器114可以是無導線組件，如，不需要經由導線物理地耦合至MD或其他設備，且無需耦合至任何導線。儘管未示出，壓力傳感器114可包括無線通信能力，諸如低頻或射頻(RF)遙測之類，或者允許傳感器114與MD102B、編程器104、或另一個設備通信的其他無線通信技術。壓力傳感器114可位於肺動脈208、右心室202、大動脈、或患者100的肺部和系統性循環系統內的其他位置處。使用任何數量的已知技術，壓力傳感器115可被固定至肺動脈208的壁，或者作為另一個示例，右心室202的壁。例如，壓力傳感器208可包括允許將傳感器114在期望位置固定至組織的固定元件，如，螺旋叉齒、鉤狀叉齒等。在其他示例中，壓力傳感器114可被附連至具有例如任意各種構造的支架，且支架/傳感器組合可被植入肺動脈208內。
[0039]通過例如使用傳遞導管，壓力傳感器114可被植入肺動脈208內或在患者100的肺部或系統性循環系統內的其他位置。例如，醫師可經由傳遞導管傳遞壓力傳感器(多個)114，該傳遞導管橫向地通過內頸或股靜脈。然後傳遞導管延伸通過上腔靜脈218、右房室瓣220、右心室202、和肺動脈瓣222，進入肺動脈208。在其他示例中，可在醫師通過切開胸骨打開患者胸部後、或經由心內直視手術(這類似於瓣膜替換術)，將壓力傳感器114植入。
[0040]壓力傳感器114，因變於例如肺動脈208中的流體壓力來生成壓力信號。MD102、編程器104、和/或另一個設備(如，外部監測裝置)，可接收由壓力傳感器114所傳送的心臟周期長度(或脈搏速率或脈搏間間隔)和/或其他心血管壓力度量。在其他示例中，壓力傳感器114可接收來自MD102的心臟去極化數據或其他電度量用於比較。
[0041]更一般地，此處所述的用於驗證心血管壓力度量的技術可被植入在MD102、壓力傳感器114、編程器24、諸如遠程伺服器之類的另一個計算設備、或者這些設備的組合。在一些示例性實現中，一個或多個壓力傳感器114可將心血管壓力信號傳送至可基於該信號確定一個或多個心血管壓力度量的另一個設備，如MD102。在其他示例中，一個或多個傳感器114可基於該信號確定心血管壓力度量，並將壓力度量傳送至一個或多個其他設備，如MD102。在一些示例中，頂D102可將心血管壓力度量與對應的心臟電度量比較用於驗證一個或多個其他心血管壓力度量。在其他示例中，壓力傳感器114或另一個設備可從MD102接收電度量用於與對應的心血管壓力度量比較並驗證其他心血管壓力度量。在又一個示例中，如下文將詳細描述的，一個或多個壓力傳感器114可比較並驗證從一個或多個其他壓力傳感器114接收到的心血管壓力度量。
[0042]圖3是示出可被用於實現本公開的特定技術的MD102的示例性配置的功能性框圖。在所示的示例中，頂D102A包括處理器320、存儲器322、信號發生器324、感測模塊326、通信模塊328、和壓力分析模塊330。如從圖3中可見，一個或多個壓力傳感器114可經由通信模塊328與MD102通信。在所示示例中，頂D102耦合至電極328A-328K (「電極328」)，這可對應於耦合至MD102A的導線106、108、和110上的電極(圖1A)以及MD102A外殼上的一體電極，或者頂D102耦合至一體電極，例如，如圖1B中所示MD102B所具有的電極116和118 (圖1B)。在一些示例中，MD102可耦合至更多或更少的電極328。
[0043]在一些示例中，分析模塊330分析從壓力傳感器(多個)114接收到的心血管壓力信號或度量。分析模塊330可用軟體、固件、硬體、或它們的任意組合來實現。在一些示例性實現中，分析模塊330可以是在處理器320中實現的或由處理器320執行的軟體過程。在本公開中，存儲器322是包括計算機可讀指令的非易失性、計算機可讀存儲介質的一個示例，當處理器320執行這些指令時使得MD102和處理器320執行歸於MD102和處理器320的各種功能。存儲器322可包括任何易失性、非易失性、磁、光或電介質，例如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、快閃記憶體或任何其它數字或模擬介質。
[0044]在一些示例性實現中，頂D10`2的處理器320可基於所確定的心臟周期長度或各種心血管壓力度量，控制信號發生器324向心臟200傳遞刺激治療。例如，一旦從壓力傳感器114接收到收縮壓，分析模塊330可確定肺動脈中的收縮壓低於預定閾值。作為響應，處理器320可例如，控制信號發生器324向心臟200傳遞起搏脈搏來增加血流量。響應於該確定，處理器320也可調節起搏設置。例如，處理器320可調節起搏治療(如，心臟再同步治療)的一個或多個房室或室間延遲。在一些示例中，臨床醫生或外部或可植入醫療設備可基於所確定的心臟周期長度和/或各心血管壓力度量來傳遞藥物或其他治療。
[0045]處理器320可包括微處理器、控制器、數位訊號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現場可編程門陣列(FPGA)或等效的分立或模擬邏輯電路中的任何一個或多個。在一些示例中，處理器80可包括多個組件，例如一個或多個微處理器、一個或多個控制器、一個或多個DSP、一個或多個ASIC或者一個或多個FPGA以及其它分立或集成邏輯電路的任意組合。本公開中歸於處理器320的功能可體現為軟體、固件、硬體、或者其任意組合。
[0046]在一些示例中，處理器320控制信號發生器324根據可存儲在存儲器322中的所選一個或多個治療程序來向心臟200傳遞刺激治療。例如，處理器320可控制信號發生器324來傳遞具有由所選擇的一個或多個治療程序指定的幅值、脈寬、頻率、或電極極性的電脈搏。
[0047]信號發生器324可經由例如圖1A的各導線106、108、110的導體電耦合至電極328，或者在諸如一體電極116和118之類的一體電極的情況下，是經由部署於MD102內的電導體來電耦合至電極328。在一些示例中，信號發生器324被配置成生成電刺激治療並將其傳遞給心臟200。在一些示例中，信號發生器324以電脈搏的形式傳遞起搏、復律、或去纖顫刺激。在其它示例中，信號發生器324可以其它信號的形式傳遞這些類型的刺激中的一種或多種，其他信號諸如為正弦波、方波或其它基本連續時間信號、或這樣的連續信號的一個或多個指定持續期的瞬時脈衝群(burst)。
[0048]信號發生器324可包括開關模塊，且處理器320可使用該開關模塊來選擇可用電極中的哪些用於傳遞這樣的刺激。開關模塊可包括開關陣列、開關矩陣、多路復用器或適於有選擇地將刺激能量耦合於所選電極的任意其它類型開關器件。
[0049]在一些示例中，感測模塊326監測來自電極328的至少一個的信號從而監測心臟200的電活動。感測模塊326也可包括開關模塊。在一些示例中，處理器320可經由感測模塊326中的開關模塊來選擇用作感測電極的電極。
[0050]感測模塊326可包括一個或多個檢測通道(未示出)，其中每一個可包括放大器。可使用檢測通道來感測心臟信號。一些檢測通道可檢測心臟事件，諸如R-或P-波，並向處理器320提供發生這樣的事件的指示。一個或多個其他檢測通道可將該信號提供至模數轉換器，以供分析模塊330處理或分析。在一些不例中，分析模塊330可將來自一個或多個所選檢測通道的信號的數位化版本存儲在存儲器322中作為EGM信號。響應於來自處理器320的信號，感測模塊326內的開關模塊可將所選擇的電極耦合至所選擇的檢測通道，例如，用於在心臟200的特定腔室內檢測事件或獲取EGM。
[0051]在一些情況下，期望的是使得MD102或其他設備具有患者100的心血管壓力度量。然而，由於有關各設備的大 小或位置的約束，可能並不期望壓力傳感器被包括作為IMD102的一部分，或使得壓力傳感器經由導線耦合至MD102。因此，可從來自位於肺動脈或患者循環系統內其他位置處的一個或多個無線壓力傳感器114的心血管壓力中導出諸如峰值收縮壓和舒張期末壓之類的心血管壓力度量。
[0052]如圖3中所示，除了程序指令外，存儲器332還可存儲經由通信模塊328從壓力傳感器114接收的心血管度量或其他數據，如，心血管信號。諸如心血管壓力信號之類的原始數據可被存儲於存儲器322內作為將由分析模塊330所處理的壓力數據334。處理器320可將由分析模塊330、或由壓力傳感器114所處理的心血管度量存儲在存儲器332中作為經處理的數據332。經處理的數據332可代表度量，諸如周期長度、脈搏速率、峰值收縮壓、舒張期末壓、其隨時間的平均或趨勢、或者從心血管壓力信號中確定的其他信號模態信息。例如，經處理的數據332可包括由分析模塊330所處理和/或確定的周期長度數據、收縮壓數據、和舒張壓數據。此外，在一些示例性實現中，處理器320可命令壓力傳感器114測量患者心血管系統內的壓力。例如，基於存儲器322中存儲的預定時序數據、或經由編程器(例如，編程器104)傳送的時序數據，處理器320可經由通信模塊328向壓力傳感器114傳送指令來進行一次或多個壓力測量。
[0053]圖4是示出可被用於實現本公開的特定技術的壓力傳感器的示例性配置的功能性框圖。在所示示例中，壓力傳感器114包括處理器440、分析模塊442、通信模塊444、和存儲器446。處理器440和通信模塊444可類似於圖3的處理器320和通信模塊328。處理器440可在存儲器446中將壓力信息存儲為壓力數據448和經處理的數據450。壓力數據448可包括代表患者肺靜脈中壓力信號的原始、未經處理的壓力信息。通過處理心血管壓力信號獲得的心血管壓力度量可作為經處理的數據450被存儲於存儲器446內。在一些示例中，通信模塊444可將經處理的數據450傳送至MD102。在其他示例中，通信模塊444可將壓力數據448或經處理的數據450傳送至編程器104、或傳送至另一個外部設備，例如用於進一步分析。
[0054]在一些示例中，分析模塊442可分析由壓力傳感器114所感測到的心血管壓力信號並將經處理的信息作為經處理的數據450儲在存儲器446內。分析模塊442可被實現為軟體、固件、硬體、或其任意組合。在一些示例性實現中，分析模塊442可以是在處理器440中實現的或由處理器320執行的軟體。經處理的數據450可代表基於處理數據448所確定的心血管度量，諸如周期長度、平均、或隨時間的趨勢。特定地，經處理的數據可包括周期長度數據、心臟脈搏速率、收縮壓、舒張壓、或由分析模塊442所處理和/或確定的其他信號模態信息。通信模塊444可將經處理的數據442傳送至MD102、編程器104、或另一個外部設備用於進一步分析。
[0055]在一些示例中，頂D102的處理器320或壓力傳感器114的處理器440可將經由壓力傳感器114所檢測到的心臟脈搏間隔或脈搏速率與經由連接至MD102的電極328所測得的心臟200的心臟去極化間隔或心臟速率進行比較。以此方式比較心臟去極化時序和心臟脈搏時序，允許驗證通過分析心血管壓力信號獲得的心血管度量。
[0056]通過允許對特定時距獲得的心血管度量進行驗證，以此方式比較去極化和脈搏速率或間隔可節省通信帶寬和功率。這些度量的比較可使得壓力傳感器114所載處理器440或MD102所載處理器320來確定該心血管壓力度量是否正確(valid)。如果所檢測到的心臟脈搏(或脈搏速率)與所檢測到的電去極化(或心臟速率)不一致，則該心血管壓力信號可能正經歷噪聲且可丟棄該所得度量並重新測量心血管壓力信號。
[0057]圖5是示出同一時段的指示肺動脈壓(PAP)的概念性信號、和概念性心電圖信號的時序圖。在兩個軌跡中均示出兩個完整的心臟周期。心電圖示出隨時間的心臟的電活動。該心電圖和PAP信號的特性與心臟周期中一系列分立事件對應。為易於說明，電描記圖和PAP信號是概念性的，且包括信號特徵，其中一些或全部可分辨地出現在由此處所述的設備(如，IMD和壓力傳感器)檢測到的實際信號中。儘管圖5的示例說明並描述了 PAP信號，在其他示例中，可由被合適放置的壓力傳感器感測指示心血管系統另一個部分(如，心室或心房)內的壓力的信號。例如，心電圖包括五個特性波:Q_波500、R-波502、S-波504、T-波506、和P-波508，在由MD或外部醫療設備感測的心電圖信號中可檢測到這些波的其中一些或全部。在PAP信號上的點510處，房室瓣關閉、阻塞了心臟的心房和心室之間的流體連通。在點512處，肺動脈瓣(或如果壓力傳感器被部署於心房上，則是主動脈瓣)打開，允許血液從心臟射出，且在點514處，肺動脈瓣再次關閉。在點516，房室瓣打開，同時心臟肌肉開始舒張。點518，標記為肺動脈瓣打開，且為心臟周期內的另一個射血期的開始。
[0058]時段520，從P-波的峰值直到後續R-波的峰值,對應於心房收縮，即驅動血從心房進入心室的心房收緊活動。時段522，從R-波的峰值到肺動脈瓣打開，標記為等容收縮時段。房室瓣和肺動脈瓣關閉，防止血液流動並導致心室內壓力增加，但是沒有超過肺動脈中的背壓。由肺動脈瓣的打開和關閉而限定邊界的時段524，是心臟周期的射血期。在射血期524期間，心室收縮且沒有血液，驅動血液進入心血管系統。當心室收縮完成時，心血管系統內的血液壓力關閉了肺動脈瓣514。由肺動脈瓣514的關閉和房室瓣516的打開而限定邊界的時段526，是心室的等容舒張。時段528和530 —起被稱為舒張晚期，其中整個心臟舒張且心室充滿血液。時段528對應於血液的快速流入，而時段530對應於心休息期，心房收縮520前血液緩慢流入心房的時段再次出現。
[0059]IMD102可通過本領域任何已知技術來確定心臟去極化間隔或速率。例如，IMD102可經由ECG監測電去極化信號並確定信號何時越過對應於R-波檢測的設置閾值，來檢測電去極化。例如，通過測量一個或多個R-波峰值之間的時段，可確定心臟去極化間隔或速率。也可通過對心電圖的一階導數進行閾值處理、或根據本領域已知的任何其他技術，來實現這樣的速率測量。
[0060]壓力傳感器114可通過本領域任何已知技術來確定心血管壓力度量。例如，壓力傳感器114可使用壓力分析模塊442來計算PAP信號的一階導數。可使用給定心臟周期的PAP信號的一階導數的最大值來定義時間窗的開始，並經由該窗口中肺動脈內的最大壓力來確定患者的收縮壓。壓力傳感器可，例如，通過監測PAP信號的一階導數以找尋壓力中的突然尖峰、或者監測PAP信號的二階導數以找尋過零(對應於排血時段524)，來確定發生心臟脈搏。可通過測量一個或多個這樣的尖峰或過零之間的時段來確定心臟脈搏速率。
[0061]圖6是示出同一時段的指示肺動脈壓力的信號、和ECG的時序圖。圖6的軌跡代表在所植入的壓力傳感器測試期間所獲取的數據。壓力信號軌跡600代表在14秒的時距上以mmHg為單位的所測得的肺動脈壓力。ECG軌跡602代表對於測試對象在相同時距上所測得的電去極化信號。
[0062]壓力軌跡600和ECG 軌跡602的比較展示了兩個軌跡之間的聯繫。例如，ECG軌跡602中的R-波，如R-波604，在壓力信號軌跡600中對應於排血階段開始的壓力急劇增加 (例如，排血606)之前片刻。壓力信號軌跡600中示出的每一個心臟脈搏在ECG軌跡602中具有對應的R-波尖峰。
[0063]壓力信號軌跡600示出約為98心跳每分鐘的脈搏速率，這是通過樣本時間範圍內排血尖峰的計數所確定的。壓力信號軌跡600還示出機械噪聲的一些跡象。例如，壓力信號軌跡600示出時段608和610中所表示的周期性底層圖案(periodic underlyingpattern)。在軌跡的其餘部分，重複著這些周期中最大壓力的上升和下降，且這可能是由於諸如呼吸分量這樣的重複性活動引起的。在點612處肺動脈壓力的下降可能是由於運動或其他物理偽像引起的。快速運動或其他外部因素可產生足夠的幹擾來扭曲所測得的壓力，可能導致附加的被檢測或隱藏的脈搏。
[0064]圖7是示出根據本公開的各技術，用於操作與可植入醫療設備耦合的無線壓力傳感器的示例性方法的流程圖。儘管在耦合至壓力傳感器的可植入醫療設備的上下文中描述圖7的示例，在其他示例中，該醫療設備可位於患者外部。
[0065]根據該示例性方法，壓力傳感器從降低功耗狀態被喚醒來執行測量(702)。壓力傳感器測量心血管壓力信號(704)。該壓力傳感器基於所測得的心血管壓力信號來確定多個心血管度量，包括與至少一個心血管脈搏的時序有關的至少一個度量，如脈搏速率或間隔(706)。壓力傳感器將表示心血管脈搏的時序的至少心血管壓力度量傳送至所植入的醫療設備(708)。然後該壓力傳感器基於來自可植入醫療設備的指示來確定是否已被拒絕或者是否應該拒絕該心血管壓力度量(710)。該心血管壓力度量是否應該被拒絕的確定是基於至少一個指示脈搏時序的血管壓力度量與對應的心臟去極化時序的比較的。如果拒絕該心血管壓力度量，壓力傳感器可丟棄該心血管壓力度量，並重新測量心血管壓力信號(704)並重新確定該心血管壓力度量(706)。如果不拒絕該心血管壓力度量，則壓力傳感器返回至降低功耗的睡眠狀態(712)。
[0066]在一些示例中，壓力傳感器，如壓力傳感器114，可在降低功耗的睡眠或休眠狀態中花費其壽命的一些或大多數。這允許壓力傳感器最大化其電池壽命。壓力傳感器可從睡眠狀態喚醒(702)。可按照固定時間表自動地(如，在每日的特定時間)、或響應於外部命令(如，來自所連結的MD102)，發生喚醒。這樣的喚醒命令可發生在線導線上(如果壓力傳感器通過導線連接至MD)，或通過由壓力傳感器114的通信模塊444所接收的信號無線地發生這樣的喚醒命令。
[0067]壓力傳感器，如壓力傳感器114，測量心血管壓力信號(704)。由壓力傳感器所測得的原始心血管壓力信號可存儲於壓力傳感器內部，如，存儲於壓力傳感器114的存儲器446內，用於以後分析。在壓力傳感器測量心血管壓力信號時，MD可測量心臟的去極化信號。在一些不例中，壓力傳感器可例如經由壓力傳感器114的通信模塊444,將未處理的數據傳送至外部位置，諸如外部編程器104或MD102，用於分析。在一些示例中，壓力傳感器可位於患者心臟的肺動脈內。在其他示例中，壓力傳感器可位於心血管系統的其他動脈、心房、或心室內，如右心室。
[0068]在一些示例中，壓力傳感器基於所測得的心血管壓力信號，來確定多個心血管壓力度量，包括指示心血管脈搏時序的至少一個度量(706)。壓力傳感器，如壓力傳感器114，例如經由壓力傳感器114的分析模塊442，分析所測得的心血管信號來確定心血管壓力度量，該度量可包括心臟脈搏間隔或速率。示例性的代表性心血管度量包括心臟脈搏速率、間隔或周期長度、收縮壓、或舒張壓。當壓力傳感器確定指示心臟脈搏時序的心血管壓力度量(如，脈搏間隔、周期長度、或速率)時，IMD可基於去極化信號(如，去極化間隔、周期長度、或速率)來確定對應的去極化時序度量`。
[0069]在一些示例中，檢測心臟脈搏允許壓力傳感器、MD、或外部編程器(如，編程器104)對所測得的心血管壓力信號、代表性心血管壓力度量、以及由其他傳感器(如，由電極328)收集的任何去極化數據或度量，來執行逐次心跳的比較。然而，為了避免可與逐次心跳比較關聯的功耗與複雜度，該壓力傳感器可確定指示脈搏時序的心血管壓力度量。此舉允許系統確定並驗證較長時段上的代表性心血管度量、限制與MD或外部編程器之間的通信互換的數量。
[0070]在一些示例中，壓力傳感器向MD傳送心血管壓力度量(708)。在其中壓力傳感器經由導線連接至MD的示例中，這個通信可發生在導線上。在很多示例中，有利的是，為了患者健康，最小化導線數量且壓力傳感器和MD之間的通信可無線地進行。在其他示例中，壓力傳感器可使用通信模塊，如壓力傳感器114的通信模塊444，來控制通信。
[0071]在一些示例中，壓力傳感器可將由壓力傳感器測得的未處理的心血管信號傳送至IMD或外部編程器用於進一步處理。然而，在功耗方面這樣的數據傳輸或許並不理想，且在一些示例中，壓力傳感器可僅向MD傳送確定的心血管壓力度量用於進一步使用。壓力傳感器所載傳輸鏈路還可用於從頂D處接收命令，諸如喚醒或睡眠命令。IMD測得的數據或代表性度量可被傳送至壓力傳感器用於進一步處理。一旦接收到心血管壓力度量，MD或其他設備可將指示心臟脈搏時序的心血管度量與對應的去極化時序度量比較來確定兩個度量之間是否基本一致。在其中這兩個度量並不一致的情況下，可將重測信號發送至壓力傳感器(710)。
[0072]響應於丟棄至少一個代表性心血管度量，壓力傳感器重新測量心血管壓力信號(704)。如果度量和信號被確定為例如由心血管信號內的噪聲所破壞，則可要求壓力傳感器丟棄所檢測到的代表性心血管度量以及任何所存儲的心血管壓力信號。在一些示例中，可由，例如MD102的處理器32，在MD上作出這個確定。例如，通過將心臟脈搏速率與從電測得的心臟去極化中確定的去極化速率比較，來做出該確定。
[0073]如果指示心臟脈搏時序的心血管度量與對應的去極化時序度量之間並不基本一致，則存儲在MD上的心血管壓力度量可被丟棄且可發送命令值壓力傳感器指令重新測量。一旦接收到重新測量命令，壓力傳感器可丟棄存儲於設備存儲器內的心血管數據和度量，並重複測量心血管壓力信號。然後，壓力傳感器可基於重新測得的心血管壓力信號來重新確定心血管壓力度量的值並向MD傳送新的心血管壓力度量。
[0074]在其他示例中，壓力傳感器可在例如代表性脈搏速率和心臟速率之間做出比較。壓力傳感器可從IMD處接收去極化速率或間隔用於與由壓力傳感器基於所感測到的壓力信號確定的脈搏速率或間隔進行比較。如果在這兩個值之間並不充分一致，則存儲在壓力傳感器上的心血管壓力度量和原始心血管數據可被丟棄，且可向MD發送提醒，指示由MD接收的心血管度量存在潛在錯誤且應該被丟棄。在其他示例中，直到比較後，才由壓力傳感器傳送心血管壓力度量，且可基於比較結果，做出是否向MD發送來自壓力傳感器的心血管壓力度量的確定。
[0075]在其他示例中，頂D可從壓力傳感器接收心血管壓力信號，且MD可確定心血管壓力度量以及基本一致。在又一 些示例中，另一個設備，例如，編程器104或伺服器，可接收脈搏速率/間隔以及去極化速率/間隔，且可在這兩組度量之間做出比較，並且如果這兩個度量之間存在顯著不一致，則向MD和壓力傳感器中的一個或兩者傳送信號來指令再次測量。
[0076]在一些示例中，壓力傳感器可進入睡眠或休眠狀態來節省電池壽命(712)。壓力傳感器可自動進入睡眠狀態，例如，在完成測量一組心血管壓力信號後，或者響應於例如來自IMD304的外部命令來進入睡眠狀態。睡眠狀態可涉及壓力傳感器的一個或多個組件、以及控制壓力傳感器的處理器(例如壓力傳感器114的處理器440)的非活動組件的部分關閉。壓力傳感器的一些組件可維持活動，諸如時序電路的通信模塊，從而喚醒壓力傳感器從而執行另一組測量。
[0077]圖8是示出根據本公開的各技術，用於操作與無線壓力傳感器耦合的可植入醫療設備的示例性方法的流程圖。儘管在MD的上下文中說明和描述，但是在其他示例中，可由外部醫療設備來實現圖8的方法。
[0078]例如，響應於來自MD的命令，壓力傳感器從降低功耗的狀態中被喚醒(802)。IMD測量心臟的電去極化信號(804)。IMD檢測電去極化信號內一次或多次心臟去極化的時序(806)。IMD從壓力傳感器接收至少一個代表性心血管壓力度量，包括指示心血管脈搏時序的度量(808)。MD將該心臟脈搏與去極化時序脈搏比較(810)，並確定兩個時序之間是否存在基本一致(812)。如果不存在基本一致，MD指令重新測量心血管壓力信號(814)。如果兩個時序之間存在基本一致，如，在間隔、周期長度、或速率之間存在基本一致，則一旦完成測量和重新測量(如果有)步驟，壓力傳感器返回降低功率狀態(816)。
[0079]在一些示例中，MD，如頂D102，和壓力傳感器，如壓力傳感器114，可在降低功耗睡眠或休眠狀態中花費其壽命的一些或大多數。這允許MD或壓力傳感器最大化其電池壽命。必須周期性地將頂D從睡眠狀態喚醒(802)。可按照固定時間表自動地(如,在每日的特定時間)、或響應於外部命令(如，來自所連結的編程器104)，發生喚醒。一旦喚醒，MD可向壓力傳感器傳送喚醒命令。這樣的喚醒命令可發生在線導線上(如果壓力傳感器通過導線連接至MD)，或通過由壓力傳感器114的通信模塊444所接收的信號無線地發生這樣的喚醒命令。
[0080]IMD測量心臟的去極化信號(804)。IMD102可通過連接至MD102的感測模塊326的兩個或更多個電極來測量去極化信號。所測得的去極化信號可被存儲於IMD所載存儲器中，例如，在MD102的存儲器322中，用於由MD或外部編程器(諸如編程器104)以後分析。在一些示例中，可皮下地植入IMD。當H?測量去極化信號時，壓力傳感器可測量對應(如，時間上對應)的心血管壓力信號來實現兩個信號的比較或驗證。
[0081]MD檢測電去極化信號內一次或多次去極化的時序(806)。MD經由MD102的分析模塊330來分析MD測得的電信號。MD檢測信號內的去極化。MD確定代表去極化時序的度量，諸如兩個去極化之間的間隔，例如，周期長度、或去極化速率。去極化時序度量可以是這些值的平均，諸如數個連續間隔的平均、或多個心臟周期期間的平均速率。
[0082]MD還從壓力傳感器接收指示心臟脈搏時序的至少一個心血管壓力度量(808)。指示心臟脈搏時序的心血管壓力度量可包括心臟脈搏之間的一個或多個間隔，如心臟周期長度、或脈搏速率。在一些示例中，指示心臟脈搏時序的心血管壓力度量可以是數個這些值的平均，諸如數個心臟周期上的平均周期長度或脈搏速率。頂D可在導線上接收心血管壓力度量(假設壓力傳感器經由導線連接至MD)，或經由MD102的通信模塊328無線地接收。MD可在存儲器(例如，IMD102的存儲器332)中存儲心血管壓力度量。
[0083]在一些示例中，頂D可從壓力傳感器處接收未處理的心血管壓力數據。在這樣的示例中，MD可處理心血管壓力信號來確定心血管壓力度量。心血管壓力信號可被存儲在MD上的存儲器內。
[0084]例如，經由處理器320，MD可將心臟去極化的時序與心臟脈搏進行比較(810)。如果電去極化與心臟脈搏時序並非基本一致，則頂D命令心血管壓力信號的重新測量(814)。在一些示例中，當心臟(去極化)速率和心臟脈搏速率並不一致時，可發送這個命令。MD還可丟棄存儲於本地存儲器內的任何心血管壓力度量，例如收縮壓或舒張壓，其對應於例如基於心血管壓力信號的相同採樣的失敗的比較。在一些示例中，例如，一旦時序度量基本一致從而心血管壓力度量被接受且不要求進一步測量，壓力傳感器可進入睡眠或休眠狀態來節約電池壽命(816)。
[0085]圖9是描述根據本公開的各技術的脈搏(壓力)率和心(去極化)率的示例性比較的判定樹。儘管圖9的判定樹示出其中比較速率的示例，在其他示例中，可比較間隔、周期長度、或代表去極化和脈搏時序的其他度量。[0086]在所示示例中，MD、壓力傳感器、編程器、或另一個計算設備將由MD102電測量的心臟速率與從壓力傳感器接收到的脈搏速率進行比較(900)。該比較確定心臟速率和脈搏速率是否基本相同(902)。如果心臟速率和脈搏速率基本相同(902的「是」分支)，則比較模塊確定基於心血管信號所確定的其他心血管壓力度量是可靠的(904)。然後壓力傳感器進入睡眠模式。
[0087]如果心臟速率和脈搏速率並不基本相同(902的「否」分支)，則比較模塊確定是否適於重新測量心血管壓力信號(906)。如果重新測量是合適的，則可更新重新測量計數器，可將命令發送至壓力傳感器來進行心血管信號的重新測量，且該過程可從步驟900開始重複(910)。如果重新測量不合適，則MD或其他設備可確定該壓力傳感器不能獲得能驗證的心血管壓力度量(912)。在一些示例中，使用心血管壓力度量的其他過程或算法可繼續使用之前確定並驗證的度量值。
[0088]在一些示例中，MD將電測量的心臟速率與從壓力傳感器接收的脈搏速率進行比較(900)。可由處理器，例如MD102的處理器320來做出該比較。該MD將同一時段上測得的脈搏速率與心臟速率進行比較，例如該速率對應於其中採樣壓力和去極化信號的共同時段。
[0089]驗證可包括確定心臟速率和脈搏速率是否基本相同(902)。兩個速率之間的一致可不需要是精確的。在一些示例中，速率之間的一致性可落在彼此的閾值內，從而補償IMD和壓力傳感器對於去極化和脈搏的標識方面的微小或可預期的差異。該閾值可以是默認值、或者用戶可選擇或可編程的值，藉此該值可以是患者專用的。在一些示例中，可由IMD或此處所述的另一個設備自動地確定患者專用的值。例如，IMD或設備可監測閾值確定期間的去極化或脈搏速率，從而標識速率上的一般變化(normal variance)並相應地設置閾值。可在B?和壓力傳感器的一個或兩者植入後立刻、在隨訪期間、或周期性地，發生閾值確定時段。在一些示例中，可因變於脈搏或去極化間隔中的一個或兩者，動態地調節閾值。在任何情況下，如果心臟速率和心臟脈搏速率一致，可驗證所確定的壓力度量為可靠(904)。
`[0090]如果心臟速率和心臟脈搏速率並不一致，則MD可確定是否應該重新測量心血管壓力信號(906)。為了節省電池功率，壓力傳感器和/或MD可維持重新測量心血管壓力信號的次數計數。如果重新測量心血管壓力信號的數量超過預定閾值，則MD或壓力傳感器可選擇簡單地結束重新測量周期且為其他活動節省功率。如果沒有超過預定義閾值，MD可更新重新測量計數、通知壓力傳感器來重新測量心血管壓力信號、並從比較步驟900開始重複驗證過程(910)。在一些示例中，可延遲重新測量達設定時段，例如，從而允許影響心血管壓力信號的噪聲生成情況消失。
[0091]如果MD或壓力傳感器確定重新測量心血管信號不合適，則該系統可確定其不可獲得經驗證的心血管壓力度量(912)。MD和壓力傳感器可採取各種動作，包括生成警告，例如與外部設備通信來為患者或醫療保健提供方提供警告信息、或者等待另一個預定測量周期。心臟速率和心臟脈搏速率(或電去極化與心臟脈搏)之間連續不一致可指示系統內的問題，諸如攜載被用於檢測心臟的電去極化的電極的導線斷裂。不一致還可指示MD或壓力傳感器的感測閾值參數需要調節，或正發生心臟事件，例如快速性心律失常。
[0092]之前的示例包括了基於指示心臟脈搏(例如，壓力波形中的脈搏速率)的時序的壓力度量與心臟去極化(例如，基於連續檢測到的R-波之間的一個或多個間隔所確定的心臟速率)的時序之間的比較來驗證壓力度量的可靠性的技術。在一些示例中，可基於來自兩個壓力傳感器的兩個心血管信號的比較來驗證壓力度量。例如，可基於與由位於患者體內第二位置處的第二壓力傳感器所感測到的第二心血管壓力信號所確定的第二壓力度量之間的比較，來驗證由位於患者體內第一位置處的第一測量傳感器所感測到的第一心血管壓力信號所確定的第一壓力度量。[0093]可在指示在第一和第二波形內檢測到的心臟脈搏的時序的第一和第二度量之間做出比較。在一些示例中，由於壓力傳感器位置的原因，相比來自第二壓力傳感器的第一心血管壓力信號，來自第二壓力傳感器的第二心血管壓力信號可更可靠地包括心臟脈搏。例如，第一傳感器可位於患者心臟外，如在肺動脈或心房內，且第二壓力傳感器可位於患者心臟內，如位於右心室內。此處在脈搏和去極化時序比較的上下文中所述的各種技術可被用於比較在第一和第二心血管壓力波形中脈搏時序的比較。
[0094]圖10是示出基於來自兩個壓力傳感器的比較信號用於驗證心血管壓力度量的示例性技術的流程圖。根據圖10的示例，第一植入的壓力傳感器測量第一心血管壓力信號(920)。在同一時段期間，例如同時，第二植入的壓力傳感器測量第二心血管壓力信號(922)。
[0095]第一壓力傳感器、第二壓力傳感器、和/或一個或多個其他設備，基於第一信號確定多個第一心血管壓力度量，且基於第二信號確定至少一個第二心血管壓力度量(924)。第一心血管壓力度量中的一個指示心臟脈搏時序，例如，是第一心臟脈搏速率。第二心血管壓力度量中也指示心臟脈搏時序，例如，是第二心臟脈搏速率。
[0096]第一壓力傳感器、第二壓力傳感器、和/或一個或多個其他設備，比較指示心臟脈搏時序的第一和第二度量(926)。例如，根據此處相對於壓力/去極化比較所述的技術，如果在指示時序的第一和第二壓力度量之間並不基本一致(928的否分支)，則由該一個或多個傳感器或其他設備拒絕該多個第一壓力度量。在一些示例中，還可拒絕基於第二心血管信號確定的附加第二壓力度量。響應於該拒絕，例如自發地或響應於命令，第一和第二壓力傳感器可重新測量第一和第二壓力信號(920)。例如，根據此處相對於壓力/去極化比較所述的技術，如果在指示時序的第一和第二壓力度量之間基本一致(928的是分支)，則由該一個或多個傳感器或其他設備接受該多個第一壓力度量，例如，可被存儲、呈現給用戶、或被用於確定患者治療。
[0097]圖11是示出可由MD或其他設備實現的確定何時控制壓力傳感器測量心血管壓力信號以及確定心血管壓力度量的示例性方法的流程圖。為說明目的，將圖11的示例性方法描述為由IMD執行。根據該示例性方法，IMD響應於檢測到特定心臟速率狀況-心博停止，來控制壓力測量。
[0098]根據圖11的示例性方法，如此處所述，MD監測心臟去極化信號，例如，來檢測R-波並確定心臟速率(940)。MD確定是否檢測到心搏停止(942)。例如，MD可基於閾值時段期滿，諸如三秒，而沒有檢測到心臟去極化(例如，R-波)，來檢測心搏停止。如果沒有檢測到心搏停止(942的否分支)，MD繼續監測心臟去極化信號。如果檢測到心搏停止(942的是分支)，IMD控制壓力傳感器來測量心血管壓力信號並基於該壓力信號確定一個或多個心血管壓力度量(944)。MD、或另一個設備，可使用該壓力度量來確認心搏停止，例如，確定是真的沒有去極化還是MD沒有感測到發生去極化。可基於壓力信號中存在或不存在心臟脈搏來做出該確定。可基於確認或否所檢測到的心搏停止的一個或多個壓力度量，由一個或多個設備執行:修改去極化感測、存儲事件(印isode)(可包括去極化和壓力波形)、或者傳遞治療(例如起搏、復律、或除顫)。
[0099]圖12是示出包括經由網絡1010耦合到MD102和編程器24的外部設備(例如伺服器1012)以及一個或多個計算設備1016A-1016N的示例性系統1000的框圖。在該示例中，頂D102可使用通信模塊(例如通信模塊328)經由第一無線連接與編程器104通信，並且經由第二無線連接與接入點1018通信。在圖12的示例中，接入點1018、編程器104、伺服器1012、和計算設備1016A-1016N互連，並且能通過網絡1010彼此通信。在一些情況下，接入點1018、編程器104、伺服器1012和計算設備1016A-1016N中的一個或多個可通過一個或多個無線連接耦合至網絡1010。MD102、編程器104、伺服器1012、和計算設備1016A-1016N可各自包括一個或多個處理器，例如一個或多個微處理器、DSP、ASIC、FPGA、可編程邏輯電路等，它們可執行例如本文描述的各個功能和操作。
[0100]接入點1018可包括經由多種連接中的任何一種連接於網絡1010的設備，所述多種連接例如是電話撥號上網、數字訂戶線路(DSL)或電纜數據機連接。在其它示例中，接入點1018可通過包括有線或無線連接的不同形式的連接耦合至網絡1010。在一些示例中，接入點1018可與患者(例如，患者10)處於同一位置並可包括一個或多個編程單元和/或計算設備(例如一個或多個監測單元)，它們能執行本文描述的各個功能和操作。例如，接入點1018可包括與患者處於同一位置並且可監測MD102的活動的家庭監測單元。
[0101]在一些情況下，伺服器1012可被配置成為從MD102和/或編程器104收集的數據提供安全存儲站點。網絡1010可包括區域網、廣域網或例如網際網路的全球網。在一些情況下，編程器104或伺服器1012可將數據彙編在網頁或其它文檔中以供經過培訓的專業人員(如臨床醫生)經由與計算設備1016A-1016N相聯的觀看終端進行觀看。圖10示出的系統在某些方面可通過通用的網絡技術和功能來實現，比如由明尼蘇達州的明尼阿波利斯的Medtronic公司研發的Medtronic CareLink?網絡所提供的那些技術。
[0102]在一些示例中，伺服器1012的處理器1020可被配置為從壓力傳感器(多個)(例如，壓力傳感器114)中接收壓力信息，和/或從MD (例如，頂D102)處接收去極化信號，用於由分析模塊1022以本公開中所述方式進行處理。分析模塊1022可基於所接收到的信息使用本公開所述的任何技術來確定周期長度、速率、收縮壓、和/或舒張壓。處理器1020可使用此處所述的任何技術，比較指示去極化和脈搏時序的速率、周期長度、或任何其他度量，從而驗證一個或多個心血管壓力度量的可靠性。
[0103]處理器1020，基於心臟周期長度和/或從肺動脈壓力測得的壓力度量，可向用戶提供警告，例如經由接入點1018向患者提供或者經由計算設備1016之一向臨床醫生提供警告、標識患者情況的變化，例如惡化。基於從心臟周期長度和/或肺動脈壓力中測得的壓力度量，處理器1020可例如經由編程器104或計算設備1016向臨床醫生提示治療(諸如CRT)中的變化。經由網絡1010，處理器1020還可調節或控制MD102進行的治療傳遞，如電刺激治療和/或治療性物質。
[0104]在一些示例中，使用上述各種技術，在不要求附加導線植入患者的情況下，基於所測得的心臟的電去極化信號來驗證從位於遠處的壓力傳感器獲得的心血管壓力度量。心血管壓力測量和驗證可以是周期性的，例如每小時或每天。在一些示例中，所比較的去極化和脈搏時序度量可以是在多個心臟周期上的平均值，例如，平均脈搏和去極化速率。
[0105]在一些示例中，頂D可對於由壓力傳感器傳送的壓力度量進行逐次心跳地驗證。可周期性地執行該逐次心跳地驗證達一時段，或連續地執行逐次心跳地驗證。該逐次心跳地驗證可以是平均時序度量的逐次心跳的比較，或可包括驗證個別的所檢測到的心臟的電去極化與所檢測到的心血管脈搏是否幾乎同時發生、或者與所檢測到的心血管脈搏具有所期待的時序關聯。在後者的示例中，MD或其他設備可驗證每一個電去極化對應於心臟脈搏、或者反之，來確保壓力傳感器沒有過感測或欠感測心血管壓力波動。
[0106]在一些配置中，響應於電感測的心臟事件，諸如心動過速，可由MD激活壓力傳感器。響應於這樣的激活所提供的心血管壓力度量可驗證MD所檢測到的心動過速，或者提供有用的信息來診斷心動過速背後的狀況。在一些示例中，可結合使用壓力傳感器和MD來提供對於特定心臟事件的更為快速且準確的診斷，諸如心室早發性收縮(PVC)。
[0107]進一步，在一些示例中，MD可促使壓力傳感器來延遲對於心血管壓力的周期性(如，每天)測量。例如，響應於檢測到對應的心臟收縮速率將處於使得心血管壓力度量不可靠的去極化速率，MD可促 使壓力傳感器延遲測量。
【權利要求】
1.一種系統，包括: 至少一個壓力傳感器，被配置為測量心血管壓力信號； 醫療設備，被配置為測量心臟的電去極化信號； 至少一個分析模塊，被配置為: 基於所測得的心血管壓力信號來確定多個心血管壓力度量，其中所述多個心血管度量包括指示至少一個心臟脈搏的時序的至少一個心血管壓力度量；且 基於所測得的電去極化信號來確定指示至少一個心臟去極化的時序的度量；和 至少一個處理器，被配置為: 比較所述至少一個心臟脈搏時序和所述至少一個心臟去極化的時序；且 基於所述時序是否基本一致來確定是否丟棄所述多個心血管壓力度量。
2.如權利要求1所述的系統，其特徵在於，指示至少一個心臟去極化的時序的所述度量包括心臟速率，且指示至少一個心臟脈搏的時序的所述至少一個心血管壓力度量包括脈搏速率。
3.如權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述至少一個壓力傳感器無線地耦合至所述醫療設備。
4.如權利要求3所述的系統，其特徵在於，所述壓力傳感器被配置為向所述醫療設備無線地傳送所述多個心血管度量。
5.如權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述處理器被配置為:如果丟棄了所述多個心血管壓力度量，則控制所述壓力傳感器重新測量心血管壓力信號。
6.如權利要求5所述的系統，其特徵在於，所述處理器被配置成: 確定所述心血管壓力信號響應於丟棄所述多個心血管壓力度量而已被重新測量的次數； 將所述心血管壓力信號已被重新測量的次數與預定閾值比較；且 基於所述比較來確定是否控制所述壓力傳感器重新測量心血管壓力信號。
7.如權利要求1所述的系統，其特徵在於，除了指示至少一個心臟脈搏的時序的所述心血管壓力度量外，所述多個心血管壓力度量包括收縮壓和舒張壓的至少一個。
8.如權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述醫療設備包括所述處理器。
9.如權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述醫療設備被配置用於皮下植入患者體內。
10.一種系統,包括: 用於測量心血管壓力信號的裝置； 用於測量心臟的電去極化信號的裝置； 用於基於所測得的心血管壓力信號來確定多個心血管壓力度量的裝置，其中所述多個心血管度量包括指示至少一個心臟脈搏的時序的至少一個心血管壓力度量； 用於確定指示在所測得的電去極化信號中的至少一個心臟去極化的時序的度量的裝置； 用於比較所述至少一個心臟脈搏的時序和所述至少一個去極化信號的時序的裝置；和 用於基於所述時序是否基本一致來確定是否丟棄所述多個心血管壓力度量的裝置。
11.如權利要求10所述的系統，其特徵在於，指示至少一個心臟去極化的時序的所述度量包括心臟速率，且指示至少一個心臟脈搏的時序的所述至少一個心血管壓力度量包括脈搏速率。
12.—種系統,包括: 第一壓力傳感器，被配置為測量第一心血管壓力信號； 第二壓力傳感器，被配置為測量第二心血管壓力信號，其中所述第一和第二壓力傳感器彼此通信；和 植入於所述第一和第二壓力傳感器的一個或多個的一個或多個分析模塊，所述分析模塊被配置為: 基於所測得的第一心血管壓力信號來確定多個第一心血管壓力度量，其中所述多個第一心血管度量包括指示至少一個心臟脈的搏時序的至少一個第一心血管壓力度量； 基於所測得的第二心血管壓力信號來確定至少一個第二心血管壓力度量，其中所述至少一個第二心血管壓力度量指示至少一個心臟脈搏的時序； 將用所述第一心血管壓力度量指示的至少一個心臟脈搏的時序與用所述第二心血管壓力度量指示的至少一個心臟脈搏的時序進行比較；且 基於所述時序是否基本一致來確定是否丟棄所述多個第一心血管壓力度量。
13.一種系統,包括: 壓力傳感器；以及 醫療設備，被配置為: 測量心臟的電去極化信號； 基於心臟的電去極化信號來檢測心博停止；且 響應於檢測到心博停止，引導所述壓力傳感器來測量心血管壓力信號。
【文檔編號】A61B5/024GK103501856SQ201280021546
【公開日】2014年1月8日 申請日期:2012年5月2日 優先權日:2011年5月3日
【發明者】W·J·哈韋爾, T·D·貝內特, Y·K·丘, R·T·特普克二世 申請人:美敦力公司