CN103619241A - 从肺动脉压力对于心动周期长度和压力度量的测量 - Google Patents

从肺动脉压力对于心动周期长度和压力度量的测量 Download PDF

Info

Publication number
CN103619241A
CN103619241A CN201280028951.9A CN201280028951A CN103619241A CN 103619241 A CN103619241 A CN 103619241A CN 201280028951 A CN201280028951 A CN 201280028951A CN 103619241 A CN103619241 A CN 103619241A
Authority
CN
China
Prior art keywords
pressure
signal
sensing
tolerance
time window
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201280028951.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN103619241B (zh
Inventor
S·E·格林哈特
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of CN103619241A publication Critical patent/CN103619241A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN103619241B publication Critical patent/CN103619241B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/0215—Measuring pressure in heart or blood vessels by means inserted into the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4836—Diagnosis combined with treatment in closed-loop systems or methods
    • A61B5/4839—Diagnosis combined with treatment in closed-loop systems or methods combined with drug delivery
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6867—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive specially adapted to be attached or implanted in a specific body part
    • A61B5/6869—Heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7239—Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7246—Details of waveform analysis using correlation, e.g. template matching or determination of similarity
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
    • A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
    • A61M5/168—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body
    • A61M5/172—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body electrical or electronic
    • A61M5/1723—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body electrical or electronic using feedback of body parameters, e.g. blood-sugar, pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36564—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by blood pressure

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Diabetes (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)

Abstract

一种用于监测医疗装置内的心血管压力信号的方法和设备，包括：确定所感测的压力信号是否大于第一压力阈值，响应于该感测的压力信号大于该第一压力阈值来确定该压力信号的第一度量，确定所述感测的压力信号是否大于与该第一压力阈值不相等的第二压力阈值，响应于该感测的压力信号大于该第一压力阈值来确定该压力信号的第二度量，以及确定收缩压或舒张压中的至少一个，其中基于响应于该压力信号不大于该第二阈值的该第一度量、以及基于响应于该压力信号大于该第二阈值的该第二度量，来确定该收缩压或舒张压中的至少一个。

Description

从肺动脉压力对于心动周期长度和压力度量的测量
技术领域
本公开涉及医疗装置，且更具体地，涉及监测心脏压力的可植入医疗装置。
背景技术
用于递送治疗和/或监测生理状况的各种可植入医疗装置已经临床植入或提出用于临床植入患者体内。作为示例，可植入医疗装置可向例如心脏、肌肉、神经、大脑、胃、或其它器官或组织递送刺激或药物治疗和/或监测与之关联的状况。可植入医疗装置可包括或耦合至一个或多个生理学传感器，该一个或多个生理学传感器可与该装置结合来提供与各生理状况相关的信号，从这些信号可评估患者状态或治疗的需求。
某些可植入医疗装置可采用携载刺激电极、感测电极、和/或其它传感器的一根或多根细长电引线。可植入医疗引线可配置成允许电极或其它传感器被放置在期望位置处以递送刺激或进行感测。例如，各电极或传感器可被携载于引线的远部。引线的近部可耦合至可植入医疗装置壳体，该可植入医疗装置壳体可包含诸如刺激生成和/或感测电路之类的电路。其它可植入医疗装置可采用一个或多个导管，装置通过该导管向患者体内的目标位置递送治疗流体。这样的可植入医疗装置的示例包括心脏监测仪、起搏器、可植入心脏复律除颤器（ICD)、肌肉刺激器、神经刺激器、治疗流体递送装置、胰岛素泵、和血糖监测仪。
可采用压力传感器与可植入医疗装置结合作为配置成检测血压变化的生理学传感器。可用于测量血压的示例性压力传感器可采用压力传导的电容式、压电式、压阻式、电磁的、光学的、谐振频率、或热方法。
附图说明
由于参照结合附图而考虑的以下本发明各实施例的详细描述能更好地理解本发明的各方面和特征，因而这些优点会变得更容易理解。
图1是示出可用于向患者的心脏提供治疗和/或监测患者心脏的示例性系统的概念示意图；
图2是更详细地示出图1所示的该系统的示例性可植入医疗装置（IMD）和引线的概念示意图；
图3是示出图1的IMD的示例性配置的功能框图；
图4是示出可用于实现本公开的某些技术的压力传感器的示例性配置的功能框图；
图5是包括压力传感器的人类心脏的示意图；
图6是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶导数的时序图，该一阶导数可用于确定收缩压；
图7是示出根据本公开的各技术的用于确定收缩压的示例性方法的流程图；
图8是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶和二阶导数的时序图，该一阶和二阶导数可用于确定舒张压；
图9是示出根据本公开的各技术的用于确定舒张压的示例性方法的流程图；
图10是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶导数的时序图，该一阶导数可用于确定心动周期长度；
图11是示出根据本公开的各技术的用于确定心动周期长度的示例性方法的流程图；
图12是示出包括服务器、和经由网络耦合到图1所示IMD和编程器的一个或多个计算装置在内的示例性系统的框图；
图13是另一示例性可植入医疗装置的实施例的框图；
图14是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶导数的时序图，该一阶导数可用于确定心动周期长度和/或一个或多个压力度量；以及
图15是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶和二阶导数的时序图，该一阶和二阶导数可用于确定收缩压、舒张压、和/或周期长度。
具体实施方式
一般而言，本公开描述用于心血管监测的技术。心血管监测技术可包括从由植入在患者肺动脉内的压力传感器检测到的压力信号来确定心动周期长度和/或诸如收缩压和舒张压之类的心血管压力度量。在某些情况下，压力信号的导数可用于确定心动周期长度和/或心脏压力度量。此外，可采用二阶或更高阶导数以标识压力波形上的有助于具有临床诊断价值的测量的其它形态基准点。为此目的还可使用平均和交叉相关或数学变换技术。使用本公开的技术，可植入医疗装置可递送药物治疗或治疗电刺激，或基于所确定的心动周期长度和/或各压力度量来获取诊断信息。
在一示例中，本公开涉及一种方法，包括：在不参考心脏电活动的情况下，通过医疗装置来标识心血管压力信号的导数信号内的点，通过该医疗装置，从该导数信号的所标识的点开始发起时间窗口，用该医疗装置，来标识该时间窗口内的心血管信号内的点，以及用医疗装置，基于所标识的点，来确定收缩压或舒张压中的至少一个。
在另一示例中，本公开涉及一种系统，包括：至少一个压力传感器，以及至少一个压力分析模块，该至少一个压力分析模块配置成在不参考心脏电活动的情况下标识心血管压力信号的导数信号内的点、从导数信号的所标识的点开始发起时间窗口、标识该时间窗口内心血管信号内的点，以及基于所标识的点来确定收缩压或舒张压中的至少一个。
在另一示例中，本公开涉及一种计算机可读存储介质，包括指令，这些指令在被执行时，使压力分析模块在不参考心脏电活动的情况下标识心血管压力信号的导数信号内的点、从导数信号的所标识的点开始发起时间窗口、标识号时间窗口内心血管信号内的点、以及基于所标识的点来确定收缩压或舒张压中的至少一个。
在另一示例中，本公开涉及一种方法，包括：通过医疗装置来标识心血管压力信号的导数信号内的多个基准点，以及通过医疗装置，来标识这些基准点中的相继基准点之间的时长作为心动周期长度，其中标识多个基准点包括：将导数信号与阈值比较，标识导数信号内满足该阈值的点，标识导数信号内满足阈值的点之后的导数信号内的基准点，以及发起在基准点处开始的不应期，以及其中将导数信号与阈值比较包括在不应期不将该导数信号与阈值比较来标识多个基准点中的后一个。
一种系统，包括：至少一个压力传感器以及至少一个压力分析模块，该至少一个压力分析模块配置成标识心血管压力信号的导数信号内的多个基准点，并将基准点中相继基准点之间的时长标识心动周期长度，其中配置成标识多个基准点的至少一个压力分析模块还配置成将导数信号与阈值比较，标识导数信号内满足该阈值的点，标识该导数信号内满足该阈值的点之后的导数信号内的基准点，以及触发在基准点处开始的不应期，以及其中配置成将导数信号与阈值比较的至少一个压力分析模块配置成在不应期不将该导数信号与该阈值比较以标识基准点中的后一个。
一种计算机可读存储介质，包括指令，这些指令在执行时，使压力分析模块标识心血管压力信号的导数信号内的多个基准点，并将基准点中相继基准点之间的时长标识为心动周期长度，其中执行时使压力分析模块标识多个基准点的指令包括这样的指令，这些指令在被执行时，使压力分析模块将该导数信号与阈值比较，标识导数信号内满足该阈值的点，标识导数信号内满足阈值的点之后的导数信号内的基准点，以及发起在基准点处开始的不应期，以及其中执行时使压力分析模块将导数信号与阈值比较的指令包括这样的指令，这些指令在被执行时使压力分析模块在不应期不将该导数信号与该阈值比较以标识基准点中的后一个。
在以下的附图和说明中阐述一个或多个方面的细节。从说明书和附图以及权利要求书中可显示出其它特征、目标和优点。
本公开描述了基于肺动脉压力来测量心动周期长度和压力度量的各种技术。心动周期长度通常通过从心电图（ECG）或心内腔电图（EGM）感测心室电去极化来测得。然而，由于它可期望限制植入患者内的硬件的量和计算要求，电测量可能不可用。使用本公开的技术，可从来自肺动脉（PA）内的一个或多个压力传感器的肺动脉压力（PAP）中导出心动周期长度和诸如收缩压和舒张压之类的压力度量，且不使用心脏电信号，。以此方式，例如，可在无需向患者增加电极的情况下，确定心动周期长度。应理解，本公开中所描述的技术还可应用于用位于右心室（RV）内的有线或无线传感器基于心室压力来测量心动周期长度和压力度量。
图1是可植入医疗装置的示意图。图1是示出可用于监测患者14的心脏12和/或向患者14的心脏12提供治疗的示例性系统10的概念示意图。患者14通常但不一定是人类。治疗系统10包括IMD16，该IMD16耦合到引线18、20和22、以及编程器24。IMD16可以是例如可植入心脏起搏器、复律器、和/或除颤器，其经由耦合到一根或多根引线18、20、和22的电极向心脏12提供电信号。根据本公开的某些技术，IMD16可从位于患者14的肺动脉内的压力传感器（图1中未示出）接收压力信息，在某些示例中，基于所接收的压力信息向心脏12提供电信号，如下文更详细描述地。压力传感器可经由引线、或无线地耦合到IMD16。
引线18、20、22延伸到患者14的心脏12以感测到心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1所示的示例中，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）、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（未示出）、腔静脉、右心房26、并进入冠状窦30到达与心脏12的左心室32的自由壁相邻的区域。右心房（RA）引线22延伸穿过一个或多个静脉和腔静脉并进入心脏12的右心房26。
IMD16可经由耦合到引线18、20、22中至少一个的电极（图1中未示出）来感测伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号。在某些示例中，IMD16基于在心脏12内感测到的电信号向心脏12提供起搏脉冲。IMD16所使用的用于感测和起搏的电极的构造可以是单极或双极。IMD16还可经由位于引线18、20、22中至少一个上的电极提供除颤治疗和/或复律治疗。IMD16可检测心脏12的心律失常，诸如心室28和32的纤颤，并向心脏12递送电脉冲形式的除颤治疗。在某些示例中，IMD16可编程成递送一系列治疗，例如具有增加能级的电脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。IMD16采用本领域已知的一种或多种纤颤检测技术来检测纤颤。
在某些示例中，编程器24可以是手持式计算设备或计算机工作站。诸如内科医生、技师、外科医生、电生理学家或其它临床医生之类的用户可与编程器24交互以与IMD16通信。例如，用户可与编程器24交互以从IMD16取回生理或诊断信息。用户还可与编程器24交互来对IMD16进行编程，例如选择IMD的运行参数的值。
例如，用户可使用编程器24来从IMD16取回关于心脏12的心律、其随时间的趋势、或心律不齐发作的信息。作为另一个示例，用户可使用编程器24从IMD取回关于患者14的其它感测的生理参数的信息，诸如心腔内或血管内压力、活动、姿势、呼吸、或胸阻抗。作为另一个示例，用户可使用编程器24来从IMD16取回关于系统10的IMD16或诸如IMD的引线18、20和22或电源之类的其它组件的性能和完整性的信息。用户可使用编程器24对治疗进展编程、选择用于递送除颤脉冲的电极、选择除颤脉冲的波形、或选择或配置IMD16的纤颤检测算法。用户还可使用编程器24对由IMD14所提供的其它治疗的各方面进行编程，诸如复律或起搏治疗。
IMD16和编程器24可使用本领域已知的任何技术经由无线通信来通信。通信技术的示例可包括例如低频射频（RF）遥测，但也考虑其它技术。在某些示例中，编程器24可包括编程头，该编程头可被放置在IMD16植入部位附近邻近患者身体，从而改进IMD16与编程器24之间通信的质量或安全性。
图2是更详细示出治疗系统10的IMD16和引线18、20、和22的概念图。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合到IMD16的信号发生器和感测模块。
每根引线18、20、22包括携载一个或多个导体的细长绝缘引线本体。双极电极40和42定位在引线18的远端附近。此外，双极电极44和46定位在引线20的远端附近，且双极电极48和50定位在引线22的远端附近。电极40、44、和48可采用环形电极的形式，而电极42、46、和50可分别采用可伸缩地安装在绝缘电极头52、54、和56内的可延伸螺旋线尖端电极的形式。
引线18、20、22还包括分别可采用线圈形式的细长心脏内电极62、64、66。此外，引线18、20、22之一，例如图2的引线22，可包括递送电刺激（例如经静脉除颤）的上腔静脉（SVC）线圈67。例如，引线22可被插入穿过上腔静脉并可将SVC线圈67放置在右心房/SVC结（低SVC）或左锁骨下静脉（高SVC）内。电极40、42、44、46、48、50、62、64、66、和67中的每个可电耦合到其相关联的引线18、20、22的引线本体内的导体中的相应一个，且藉此分别耦合到IMD16的信号发生器和感测模块。在某些示例中，如图2所示，IMD16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电极58，其可与IMD16的气密封壳体60的外表面一体形成或以其它方式耦合至壳体60。
IMD16可经由电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、和67感测伴随于去极化和复极化的电信号。该电信号经由各引线18、20、22或在壳体电极58的情况下经由耦合到壳体电极的导体传导到IMD16。IMD16可经由电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、以及67的任何双极组合来感测这些电信号。此外，电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、以及67中的任何电极可用于与壳体电极58组合用于单极感测。
在某些示例中，IMD16经由电极40、42、44、46、48、和50的双极组合递送起搏脉冲以产生心脏12的心脏组织的去极化。在某些示例中，IMD16在经由电极40、42、44、46、48、和50中的任何电极与壳体电极58组合以单极构造递送起搏脉冲。例如，电极40、42、和/或58可用于向心脏12递送RV起搏。附加地或可选地，电极44、46、和/或58可用于向心脏12递送LV起搏，且电极48、50、和/或58可用于向心脏12递送RA起搏。
此外，IMD16可经由细长电极62、64、66、和67的任意组合与壳体电极58向心脏12递送除颤脉冲。电极58、62、64、66也可用于向心脏12递送心脏复律脉冲。电极62、64、66、和67可由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于铂、铂合金、或已知可用在可植入除颤电极中的任何其它材料。
图1和2所示治疗系统10的配置仅是一个示例。在其它示例中，治疗系统可包括心外膜引线和/或代替或附加于图1和2所示静脉电极引线18、20、22的贴片电极。此外，IMD16不需要植入患者14内。在其中IMD16不植入患者14内的示例中，IMD16可经由经皮引线向心脏12递送除颤脉冲和其它治疗，该经皮引线延伸穿过患者14的皮肤到达心脏12内或外的各位置。
此外，在其它示例中，治疗系统可包括耦合到IMD16的任何适当数量的引线，且每个引线可延伸到心脏12内或附近的任何位置。例如，治疗系统的其它示例可包括如图1和2所示定位的三个静脉引线，以及位于左心房36内或附近的附加引线。治疗系统的其它示例可包括从IMD16延伸到右心房26或右心室28内的单根引线、或延伸到右心室28和右心房26中相应一个的两根引线（未示出）。图1和2的示例包括心脏12每个腔室单个电极，该单个电极与该腔室的心脏12的壁（例如）自由壁接合。其它示例可包括每个腔室多个电极，位于心脏壁上的各不同位置处。该多个电极可由每个腔室的一根阴线或多根引线所携载。
根据本公开的某些方面，位于患者肺动脉内的一个或多个压力传感器可经由无线通信与IMD16通信，或可经由一根或多根引线耦合到IMD16。例如，压力传感器（多个）可将压力信息（例如表示因变于心脏12内压力的压力信号的数据）通信到IMD16。作为响应，IMD16且，具体是IMD16的处理器，可如下文更详细描述地，确定心动周期长度或各种压力度量。
为了简明起见，本公开总体涉及IMD16为执行任何计算，但本公开并不限于此。在其它示例中，压力传感器（多个）可向编程器24通信压力信息。作为响应，编程器24可确定心动周期长度和各种压力度量，如下文更详细描述地。在其它示例中，压力传感器（多个）可将压力信息通信到例如计算装置、服务器、网络等的另一个装置进行存储和/或分析。
此外，在其它示例中，压力传感器使用本文所述各种技术，可自己分析压力信息以确定例如心动周期长度或各种压力度量。在这样的示例中，压力传感器可储存周期长度和其它度量，并可例如无线地将该周期长度和其它度量通信到IMD16、编程器24、或另一个计算装置。
图3是示出可用于实现公开某些技术的IMD16的示例性配置的功能框图。在所示示例中，IMD16包括处理器80、存储器82、信号发生器84、感测模块86、遥测模块88、和压力分析模块90。如图3所示，一个或多个压力传感器92可经由遥测模块88与IMD16通信。压力分析模块90分析从压力传感器（多个）92接收到的压力数据。压力分析模块90可被实现为软件、固件、硬件、或其任何组合。在某些示例性实现中，压力分析模块90可以在处理器80内被实现或由处理器80执行的软件过程。存储器82是非瞬态计算机可读存储介质的一示例，该介质包括计算机可读指令，当在由处理器80执行该指令时使IMD16和处理器80执行在本公开中归于IMD16和处理器80的各种功能。存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、光学、或电介质，诸如随机存取存储器（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、或任何其它数字或模拟介质。
如上文指出的，基于本公开所述的肺动脉压力来测量心动周期循环和压力度量的技术无需与IMD16结合使用。但是，在某些示例性实现中，一个或多个压力传感器92可将例如表示心脏12内压力的压力信号的数据的压力信息通信到IMD16。作为响应，IMD16，且具体是压力分析模块90，可执行下文所述的某些或全部计算，从而确定心动周期长度和/或各种压力度量。
在某些示例性实现中，可植入医疗装置可基于所确定的心动周期长度和/或各种压力度量来递送药物治疗，如下文参照图13更详细描述地。在其它示例性实现中，IMD16的处理器80可基于所确定的心动周期长度或各种压力度量来控制信号发生器84向心脏12递送刺激治疗。例如，在接收到表示来自压力传感器的压力信号的压力信息时，压力分析模块90可确定肺动脉内的收缩压低于预定阈值。作为响应，处理器80可例如控制信号发生器84以向心脏12递送起搏脉冲来增加血流量。处理器80还可响应于该确定而调节起搏设定。
处理器80可包括微处理器、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）、或等效的分立或模拟逻辑电路中的一个或多个。在一些示例中，处理器80可包括多个组件，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、或一个或多个FPGA、以及其它分立或集成逻辑电路的任意组合。本公开中归于处理器80的功能可实施为软件、固件、硬件、或它们的任意组合。
在某些示例中，处理器80控制信号发生器84以根据可存储在存储器82内的一个或多个治疗程序向心脏12递送刺激治疗。例如，处理器80可控制信号发生器84递送具有由选定的一个或多个治疗程序所指定的幅值、脉冲宽度、频率、或电极极性的电脉冲。
信号发生器84例如经由相应引线18、20、22的导体、或在壳体电极58的情况下经由部署在IMD16的壳体60内的电导体，电耦合到电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、以及67。在某些示例中，信号发生器84被配置为产生并向心脏12递送电刺激治疗。例如，信号发生器84可经由至少两个电极58、62、64、66向心脏12递送作为治疗的除颤电击。信号发生器84可经由分别耦合到引线18、20、和22的环电极40、44、48、和/或引线18、20、和22的螺旋电极42、46、和50来递送起搏脉冲。在某些示例中，信号发生器84递送电脉冲形式的起搏、复律、或除颤刺激。在其它示例中，信号发生器84可以其它信号形式递送这些类型刺激中的一种或多种，其它信号形式诸如正弦波、方波、或其它基本连续的时间信号。
信号发生器84可包括开关模块，且处理器80可使用该开关模块来选择使用可用电极中的哪些来递送这样的刺激。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适于选择性地将刺激能量耦合到所选电极的任何其它类型的开关装置。
在某些示例中，电感测模块86监测来自电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、或67中的至少一个的信号，从而监测心脏12的电活动。感测模块86也可包括开关模块。在某些示例中，处理器80可经由感测模块86内的开关模块来选择用作感测电极的电极。
感测模块86可包括一个或多个检测通道（未示出），每个检测通道可包括放大器。各检测通道可用于感测心脏信号。某些检测通道可检测诸如R-或P-波之类的心脏事件，并向处理器80提供发生这些事件的指示。一个或多个其它检测通道可向模拟-数字转换器提供该信号以由处理器80进行处理或分析。在某些示例中，处理器80可将来自一个或多个所选检测通道的信号的数字化版本作为EGM信号储存在存储器82内。响应于来自处理器80的信号，感测模块86内的开关模块可将所选电极耦合到所选检测通道，例如用于在心脏12的特定腔室内检测事件或获取EGM。
对于某些患者，可期望的是限制所植入硬件的量。这样，可由感测模块86感测的至少某些电测量对于IMD16可能是不可用的。使用本公开的各种技术，心动周期长度和/或诸如峰值收缩压和末期舒张压之类的压力度量可从来自位于肺动脉（PA）的内一个或多个压力传感器92的肺动脉压力（PAP）中导出。以此方式，可在无需对患者增加电极的情况下确定例如心动周期长度。
处理器80可维护间隔计数器，诸如A-A、V-V、A-V、RV-LV、A-RV、或A-LV间隔计数器。处理器80可在用感测模块86的检测通道感测到R-波和P-波时重置这些计数器。处理器80还可控制信号发生器84以在间隔计数器达到预定值时在不重置的情况下递送起搏脉冲，并然后在由信号发生器84递送起搏脉冲时重置逸博间隔计数器。以此方式，处理器80可基于压力数据来控制心脏起搏功能的基本时序，包括抗快速性心律失常起搏。
由感测的R-波和P-波重置时出现在逸博间隔计数器内的计数值可由处理器80用于测量R-R间隔、P-P间隔、PR间隔、和R-P间隔的持续时间，这些是可储存在存储器82内的测量值。处理器80可使用间隔计数器内的计数来检测怀疑的快速性心律失常事件，诸如心室纤颤或室性心动过速。在某些示例中，处理器80可通过标识到缩短的R-R（或P-P）间隔长度来确定已经发生了快速性心律失常。作为示例，需要对例如一定数量的连续周期、或对于运行窗口内的周期的一定百分比来检测低于阈值的间隔时长。在某些示例中，处理器80可附加地或可选地采用数字信号分析技术来表征来自感测模块86的检测通道的一个或多个数字化信号，从而对快速性心律失常进行检测和分类。
如图3所示，除了程序指令之外，存储器82可存储经由遥测模块88从压力传感器92接收的压力数据94。处理器80可将从压力传感器92接收到的压力信息作为压力数据94来存储。压力数据94可包括表示患者肺动脉内的压力信号的原始、未处理的压力信息。在其它示例中，处理器80可将由压力分析模块90处理过的压力信息存储在容器82内作为处理过的数据96。处理过的数据96可表示基于压力数据94所确定的值，诸如周期长度、平均值、随时间的趋势。具体来说，处理过的数据96可包括由压力分析模块90处理和/或确定的周期长度数据、收缩压数据、和舒张压数据。此外，在某些示例性实现中，处理器80可控制压力传感器92来测量患者的肺动脉内的压力。例如，基于储存在存储器82内的预定时序数据、或经由例如编程器24的编程器发送的时序数据，处理器80可经由遥测模块88向压力传感器92发送指令以取得一个或多个压力测量值。
图4是示出可用于实现本公开某些技术的压力传感器的示例性配置的功能框图。在所示示例中，压力传感器92包括处理器500、压力分析模块502、遥测模块504、和存储器506。处理器500和遥测模块504可类似于图3的处理器80和遥测模块88。处理器500可将压力信息作为压力数据508储存在存储器506内。压力数据508可包括表示患者肺动脉内压力信号的原始的、未处理的压力信息。在某些示例中，遥测模块504可向IMD16发送压力数据508进行处理。在其它示例中，遥测模块504可向编程器24或向另一外部装置发送压力数据508，例如进行进一步分析。
在某些示例中，压力分析模块502可处理由压力传感器92感测的压力信息并将处理过的信息作为处理器数据510储存在存储器506内。压力分析模块502可被实现为软件、固件、硬件、或其任何组合。在某些示例性实现中，压力分析模块502可以是在处理器500内实现或由处理器500执行的软件过程。处理过的数据510可表示基于压力数据508所确定的值，诸如周期长度、平均值、随时间的趋势。具体来说，处理过的数据510可包括由压力分析模块502处理和/或确定的周期长度数据、收缩压数据、和舒张压数据。然后，遥测模块504可向IMD16、编程器24、或向另一外部装置发送压力数据510，例如进行进一步分析。
图5是包括无引线压力传感器的人类心脏的示意图。图5的心脏12示出肺动脉100、右心房150、右心室152、左心房154、左心室156、右肺动脉158、左肺动脉160、主动脉162、房室瓣164、肺动脉瓣166、主动脉瓣168、以及上腔静脉176。压力传感器92可如图5所示放置在心脏12的肺动脉100内。在某些示例性实现中，传感器92可放置在主肺动脉100、右肺动脉158、或其任何分支内、和/或位于左肺动脉160或其任何分支内、或右心室内。在其它示例性实现中，多个压力传感器92可放置在肺动脉100、右肺动脉158、或其任何分支内、和/或左肺动脉160或其任何分支内的任何位置。
如图5所示，压力传感器92可以是无引线组件，例如无需经由引线耦合到IMD或其它装置，且无需以其它方式耦合到任何引线。尽管未示出，但压力传感器92可包括无线通信功能，诸如低频或射频（RF）遥测、以及允许传感器92与IMD16、编程器24、或另一装置通信的其它无线通信技术。压力传感器92可使用任何数量的公知技术附接到肺动脉壁或右心室壁。例如，压力传感器92可包括固定件，例如螺旋尖齿、带钩尖齿、倒钩等，允许传感器92紧固到肺动脉100。在其它示例中，压力传感器92可附连到例如具有任何各种构造的支架，且该支架/传感器组合可植入肺动脉100内。
压力传感器92可例如使用递送导管植入肺动脉100内。例如，医师可经由递送导管、经静脉地穿过颈内动脉或股静脉来递送压力传感器92（多个）。然后递送导管延伸穿过上腔静脉176、右房室瓣164、右心室152、以及肺动脉瓣166进入肺动脉100。在其它示例中，压力传感器92可在医师通过切穿胸骨打开患者胸腔之后被植入。
例如，压力传感器92产生表示因变于肺动脉100内流体压力的压力信号的信息。IMD16、编程器24、和/或例如外部监测设备的另一个装置，可接收、监测、和分析该压力信息，如下文将更详细描述地，从而确定心动周期长度和/或其它压力度量。在其它示例中，压力传感器92可根据本文所述的技术，自己来分析该压力信息以确定心动周期长度和/或压力度量。
图6是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶导数的时序图，该一阶导数可用于确定收缩压。参照心电图（ECG）信号202来示出来自肺动脉100内的压力传感器92的肺动脉压力信号200。ECG信号202示出起搏尖峰204A和204B。ECG信号202可通过电极感测，如上文参照图2详细描述的。图6的ECG信号202中的R-波206表示心脏12的心室去极化。仅为参考目的示出ECG信号202。本公开的技术不需要使用或依赖ECG信号202来确定心动周期长度。
使用本公开的某些技术，可从肺动脉压力信号200和从其导出的导数（例如dP/dt信号208）来确定收缩期间测得的各种压力（例如峰值收缩压）。简言之，为了确定峰值收缩压，标识压力信号的一阶导数中最大值点（例如，峰值），该压力信号因变于心脏12内的压力。在标识压力信号的一阶导数内的点之后，发起时间窗口，该时间窗口从最大值点开始并在时间上向前延伸。通过标识时间窗口内肺动脉压力信号200的最大值来确定峰值收缩压。使用本公开的技术，可不参考心脏的电活动来确定峰值收缩压。
下文参照图6描述用于确定峰值收缩压的技术。将肺动脉压力信号200的斜率图示为dP/dt信号208，即压力相对于时间的一阶导数。标识压力信号一阶导数的最大值，即峰值dP/dt，被图示于dP/dt信号208中210处。可经由阈值交叉算法（例如用于感测PAP波形的阈值交叉算法）确定该峰值dP/dt。一旦dP/dt超过阈值且d2P/dt2大于零或数量“n”个（例如1-3个）样品在成为阈上之前低于阈值，则可发起窗口。窗口长度可为约100毫秒至约200毫秒。在该窗口内标识压力信号的一阶导数的最大值、即峰值dP/dt。
在压力信号的一阶导数的峰值处、例如dP/dt信号208的点210处，发起在时间上向前延伸的时间窗口，例如时间窗口212。可基于一个或多个其它生理变量（例如心率）来预先确定该时间窗口，或可适应性调制其持续时间。通过标识如在214处指示的时间窗口212内肺动脉压力信号200的最大值来确定峰值收缩压。以此方式，可在不使用侵入性电极或其它硬件的情况下来确定峰值收缩压。可基于标识的压力信号的最大值、即峰值收缩压，来控制例如经由IMD16的治疗物质或治疗电刺激的递送。在某些示例性实现中，可确定或储存压力信息而不基于该信息调整治疗。
图7是示出用于根据本公开的各技术用于确定收缩压的示例性方法的流程图。如上文所指出的，IMD16的压力分析模块90（图3）或压力传感器92的压力分析模块502（图4）可用于执行上述某些或全部计算来计算收缩压。例如，压力传感器92（图3）可经由遥测模块88（图3）向例如处理器80（图3）的处理器发送表示肺动脉压力信号200的压力信息或数据（250）。作为响应，处理器80将所接收到的压力信息储存在存储器82（图3）内作为压力数据94，且然后压力分析模块90（图3）通过对压力数据94施加高通滤波器（例如导数滤波器）来处理压力数据94（图3）以确定肺动脉信号200的导数，例如一阶、二阶、或其它更高阶导数（252）。换言之，压力分析模块90生成压力信号中的多个斜率点。过滤压力信息可减少或消除呼吸造成的噪声。通过对肺动脉信号200施加一阶导数滤波器，压力分析模块90确定肺动脉信号200的斜率、例如dP/dt信号208，并帮助标识具有最大变化率的信号部分。应注意，在某些示例中，压力分析模块90处理从压力传感器92接收的压力信息而不将信息首先储存在存储器82内。
在对肺动脉信号施加一阶导数滤波器以确定肺动脉信号200的斜率之后，压力分析模块90在不参考心脏的电活动情况下就标识心血管压力信号的导数信号内的点（254）。具体来说，压力分析模块90标识一阶导数信号的最大值。压力分析模块90然后发起时间窗口，例如图6的时间窗口212，该时间窗口从该最大值开始从时间上向前延伸（256）。时间窗口的长度可作为参数存储在例如IMD16的存储器82内。时间窗口可具有固定长度，例如约50毫秒（ms）至约500ms，该固定长度可以是用户可配置的或以其它方式预先编程的。
在其它示例中，时间窗口可具有可适应生理状况的可变长度。例如，时间窗口可在心率增加时长度缩短或在心率减小时长度增加。为了提供适应性时间窗口，压力分析模块90可例如确定几个心动周期长度测量值的中值、中位数、模式等（统称为“平均值”），这可如下文所述来确定，将所确定的平均周期长度与一个或多个预定阈值、或函数、查找表等比较，并然后考虑心率的任何增加或减少来调整该时间窗口。
从肺动脉压力信号中可确定心动周期长度作为肺动脉压力信号200中任何两个相应点（例如最大值）之间时间的长度。例如，肺动脉压力信号200内点214与216之间的时间表示心动周期，且因此表示心动周期长度。类似地，可从导数信号208中确定心动周期长度作为导数信号的任意两个相应点（例如峰值）之间的时间长度。例如，第一导数信号208内点210与218之间的时间表示心动周期长度。无论图6的时间窗口212是固定还是适应性的，压力分析模块90都标识该时间窗口内心血管压力信号内的点（258）。然后，压力分析模块90基于所标识的点来确定收缩压（260）。具体来说，压力分析模块90在该时间窗口内确定对应于峰值收缩压的肺动脉压力信号200的最大值。如果在时间窗口212内有的压力波形的一组相邻点全都具有最大值（即PA压力峰值具有小平坦区域），则可使用算法来选择那些相同值的点中的一个。各示例包括选择该组中的第一点、选择最后一个点、或选择中间点。如果全都具有最大值的各点不相邻，则可使用类似规则来选择该点以认为是正确的峰值收缩压和其发生时间。
尽管上文参照压力分析模块90描述了峰值收缩压的确定，但如上所述，可使用压力传感器92的压力分析模块502、编程器24的压力分析模块、或另一装置的压力分析模块来使用本公开的技术确定峰值收缩压。在某些示例中，压力分析模块可被实现在本文标识的一个或多个装置中，诸如如压力传感器92、IMD16、和编程器24之类的装置的一个或多个处理器，从而使用本公开的技术来确定峰值收缩压。
除了确定例如肺动脉100的肺动脉内的峰值收缩压之外，可使用本公开的各种技术来确定肺动脉内例如末期舒张压之类的舒张压，如下文参照图8所述。
图8是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶和二阶导数的时序图，该一阶和二阶导数可用于确定舒张压。
类似于图6，图8参照心电图（ECG）信号302示出肺动脉100内的来自压力传感器92（图3）的肺动脉压力信号300。仅为参考目的示出ECG信号302。本公开的各技术不使用或依赖ECG信号302。使用本公开的某些技术，可从肺动脉压力信号300和从其导出的导数（例如dP/dt信号304和确定在舒张期间测得的各种压力，例如末期舒张压。为了确定末期舒张压，例如，标识压力信号的一阶导数中例如峰值的最大值点，压力信号因变于心脏12内的压力。在标识压力信号的一阶导数内的点之后，发起时间窗口，该时间窗口从最大值点开始并在时间上向后延伸。然后标识时间窗口内最大二阶导数的点。通过标识该时间窗口内在时间上对应于最大二阶导数的点的肺动脉压力信号300上的点来确定末期舒张压。如果具有二阶导数的一组相邻点全都具有最大值（即二阶导数峰值具有小平坦区域），则可使用算法来选择那些相同值的点中的一个。各示例包括选择该组中的第一点、选择最后一个点、或选择中间点。如果全都具有最大值的各点不相邻，则可使用类似规则来选择该点认为是正确的末期舒张压和其发生时间。使用本公开的某些技术，可在不参考心脏电活动的情况下来确定末期舒张压。
下文参照图8描述用于确定末期舒张压的技术。将肺动脉压力信号300的斜率图示作为dP/dt信号304，即肺动脉压力相对于时间的一阶导数。肺动脉压力的一阶导数的最大值的点，即峰值dP/dt，图示于dP/dt信号304中的308处。可经由阈值交叉算法、例如用于感测PAP波形的阈值交叉算法，来确定该峰值dP/dt。一旦dP/dt超过阈值且d2P/dt2大于零或数量“n”个（例如1-3个）样品在成为阈上之前低于阈值，则可发起窗口。窗口长度可为约100毫秒至约200毫秒。在该窗口内标识肺动脉压力的一阶导数的最大值、即峰值dP/dt。
在压力信号的一阶导数的最大值的点处、例如dP/dt信号304的点308处发起在时间上向后延伸的时间窗口，例如时间窗口310。然后，标识该时间窗口310内最大二阶导数的点（拐点），如d2P/dt2信号306中312处所示。然后通过标识该时间窗口310内在时间上对应于最大二阶导数的点的肺动脉压力信号300的值来确定末期舒张压，如图示于虚线316与肺动脉压力信号300的交点314处。以此方式，可在不使用侵入性电极或其它硬件的情况下来确定末期舒张压。可基于所标识的压力信号的二阶导数的最大值（即末期舒张压），来控制例如经由IMD16的治疗物质或治疗电刺激的递送。在某些示例性实现中，可确定或储存压力信息而不基于该信息调整治疗。
图9是示出用于根据本公开的各技术的用于确定末期舒张压的示例性方法的流程图。如上所述，例如IMD16的压力分析模块90（图3）的压力分析模块可用于执行上述某些或所有计算，从而计算末期舒张压。例如，压力传感器92（图3）可经由遥测模块88（图3）向处理器80（图3）发送表示肺动脉压力信号200的压力信息（350）。作为响应，处理器80将所接收的压力信息储存在存储器82（图3）内作为压力数据94（图3），且然后压力分析模块90（图3）通过对压力数据94施加高通滤波器（例如导数滤波器）来处理压力数据94（图3）以确定肺动脉信号300的一阶和二阶导数（352）。通过对肺动脉信号300施加一阶导数滤波器，压力分析模块90确定肺动脉信号300的斜率，例如dP/dt信号304。通过对肺动脉信号300施加二阶导数滤波器，压力分析模块90确定肺动脉信号300的二阶导数，例如d2P/dt2信号306。应注意，在某些示例中，压力分析模块90处理从压力传感器92接收到的压力信息而不将信息首先储存在存储器82内。
在对肺动脉信号300施加导数滤波器之后，压力分析模块90在不参考心脏电活动的情况下来标识心血管压力信号内导数信号内的点（354）。具体来说，压力分析模块90从确定的斜率来标识最大值的点，例如点308。压力分析模块90然后发起时间窗口，例如图8的从所标识的点开始从最大值的点在时间上向后延伸的时间窗口310（356）。时间窗口的长度可作为参数存储在例如IMD16的存储器82内。时间窗口可具有固定长度，该固定长度可以是用户可配置的或以其它方式预先编程的。在具有固定长度的时间窗口的一示例中，时间窗口可设置成在例如所标识的最大dP/dt值之前200ms内来标识末期舒张压。在某些示例中，时间窗口可具有可变长度，该可变长度可适于生理状况，诸如心动周期长度，如上文参照收缩压和图6所述的。
在该时间窗口内，例如图8的时间窗口310内，压力分析模块90标识该时间窗口310内的最大二阶导数的点，例如d2P/dt2信号306内的点312。压力分析模块90然后标识时间窗口内心血管信号的点（358）。然后，压力分析模块90基于所标识的点来确定末期舒张压（360）。具体来说，压力分析模块90通过标识时间窗口310内在时间上对应于最大二阶导数的点（例如点314）的肺动脉压力信号300的值来确定末期舒张压。以此方式，可在不使用侵入性电极或其它硬件的情况下来确定末期舒张压。
尽管上文参照压力分析模块90描述了末期舒张压的确定，但如上所述，可使用压力传感器92的压力分析模块502、编程器24的压力分析模块、或另一装置的压力分析模块来使用本公开的技术确定末期舒张压。在某些示例中，压力分析模块可被实现在本文标识的一个或多个装置中，诸如如压力传感器92、IMD16、和编程器24之类的装置的一个或多个处理器，从而使用本公开的技术来确定末期舒张压。
除了诸如末期舒张压和收缩压之类的压力度量之外，本公开的各种技术还可用于确定心动周期长度，如下文参照图10详细所述的。心动周期是心脏内各事件的完整周期，且心动周期长度是第一次心跳的第一次事件与紧接着第一次心跳的第二次心跳的相应第二事件之间的时间量。
图10是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶导数的时序图，该一阶导数可用于确定心脏循环长度。图10参照心电图（ECG）信号402来描绘来自位于肺动脉100内的压力传感器92的肺动脉压力信号400。仅为参考目的示出ECG信号402。本公开的各技术不使用或依赖ECG信号402。
下文参照图10描述确定心动周期长度的示例技术。肺动脉压力信号400的斜率被图示为dP/dt信号404，即肺动脉压力相对于时间的一阶导数。一阶导数信号404包括多个斜率点。标识出由线405指示的大于阈值的多个斜率点信号404中的第一个，图所示在406处。人类有用的阈值跨越约40mmHg/s至约600mmHg/s的大致范围。这些阈值在算法中指定单位为mmHg/W，其中“W”是估算导数的窗口持续时间。例如，如果以128Hz的采样频率对超过4个样本估算导数，则W、窗口长度会是4/128Hz=0.0313秒。然后，如果发现这个导数估算器的最佳阈值为16mmHg/W，则以mmHg/s为单位的相应导数阈值会是16/0.0313=512mmHg/s。在非人类对象中可使用更高的值。该所标识的点也可称为“感测点”，即肺动脉压力信号的一阶导数的阈上。在某些示例性实现中，阈值可以是固定值。在其它示例性实现中，阈值可以是适应性的并可适于变化的生理状况。例如，该阈值可随着最后一个dP/dt最大值的值而变化。阈值也可从先前dP/dt最大值的某些函数随时间减小。
除了dP/dt是阈上、即满足阈值之外，还可能有标识“感测点”之前的其它条件。一个示例条件是当dP/dt变成阈上时d2P/dt2大于零。该条件可帮助确保当标识感测点时信号上升。另一示例条件是确保数量“n”个dP/dt的样本（例如1-3个样本）在变成阈上之前低于阈值。这可有助于确保有“-”至“+”阈值交叉。当信号首先推出不应期时这些条件可能有用。
在标识感测点、即标识大于阈值的信号404的斜率点(例如图10的点406)之后，发起第一时间窗口，该第一时间窗口在时间上向前延伸，例如时间窗口408。在第一时间窗口408期间，标识dP/dt信号404的最大值的第一点，图示在图10中410处。时间窗口408可具有例如约200ms至约400ms的长度。
搜索第一时间窗口408，直到标识到dP/dt信号404的最大值的第一点位置，例如最大值410。然后，标识时间窗口408内压力信号的多个斜率点中的第二个，例如dP/dt410的最大值的第一点。多个斜率点中的第二个用作确定心动周期长度的第一参考点。如下文所述，标识相应的第二参考点，且心动周期长度是第一与第二参考点之间的时间。例如，相应的第二参考点可以是420处示出的dP/dt的最大值的第二点。在这种示例中，心动周期长度是点410与点420之间的时间。在其它示例中，第一参考点可以是第一感测点406，且第二参考点可以是第二感测点416，而心动周期长度是点406与416之间的时间。在另一示例中，取而代之，可在两个峰值收缩压之间或两个末期舒张压之间确定心动周期长度。应注意，从压力或dP/dt导出的任何预定点可用作心动周期界定点。
可在第一感测点处发起第二时间窗口，该第二时间窗口例如是在时间上向前延伸到第二时间415的时间窗口414。第二时间窗口414大于第一时间窗口408，且因此延伸超过第一时间窗口408，即时间上迟于第一时间窗口408。第二时间窗口414表示不应期、例如空闲时期，其间不再进行感测点的确定、即大于阈值405的斜率点信号404的标识，从而防止压力传感器92感测到呼吸、心脏变化等造成的无关测量值。有效不应期实际上是从第一感测点、例如点406，到第二时间415、即第二时间窗口414的时间。通过找到峰值收缩压发生的时间并增加例如约100毫米至约300毫秒的不应期来确定第二时间415、即有效不应期的终点。在其中由于呼吸（例如呼吸开始时）或由于正常心脏引起的波形变化（例如重搏脉（dicrotic notch））造成的压力增加的情况下，该不应期技术可防止双感测点。通过峰值收缩压来确定不应期的终点，即基于峰值收缩压开始的时间来终止不应期，该技术还可致使速率自适应发热不应期。因为从感测点到最大压力的时间随着心率增加而减小，所以有效不应期也随心率增加而减小。使用本公开的各种技术可帮助防止在较高心率下错过感测点，同时在较低心率下提供足够的不应期。最小检测的周期长度等于有效不应期、即第二时间窗口414，且最大心率等于60,000除以最小检测的周期长度。
上述有效不应期、即第二时间窗口414可以是心率自适应的并以不同与上述的附加方式来适应生理状况。例如，不应期可从感测点开始计时并相对于测得的心率为心率自适应的，例如如果心率增加则持续时间减小或如果心率减小则持续时间增加。为了提供自适应不应期，处理器可例如确定肺动脉压力信号、一阶导数信号、或更高阶导数信号的数个心动周期长度测量值的中值、中位数、模式等（统称为“平均值”），将所确定的平均周期长度与预定阈值比较，并然后考虑心率的任何增加或减小来相应地调整不应期窗口。在其它示例中，不应期可以是固定的。例如，可在第一感测点、例如点406处，发起固定不应期。
在由第二时间窗口414表示的不应期届满之后，标识信号404的大于阈值的多个斜率点中的第三个（由线405指示），图示于416处。换言之，在第二时间窗口、例如时间窗口414外，标识信号404的大于阈值的多个斜率点中的第三个。该标识的点也可称为第二“感测点”、即肺动脉压力信号的一阶导数的阈上。如上所述，除了dP/dt是阈上之外，还可能存在标识“感测点”之前的其它条件。
在标识信号404的大于阈值的多个斜率点中的第三个、即图示于416处的第二感测点之后，在dP/dt信号404（即压力信号的斜率）的压力信号的多个斜率点的第四个对应于第一时间窗口内先前标识的压力信号的多个斜率点中第二个。多个斜率点中的第四个用作确定心动周期长度的第二参考点。例如，如果选择dP/dt410的第一最大值点作为第一参考点，则应选择dP/dt420的第二最大值点作为相应的第二参考点。或者，如果选择第一感测点406作为第一参考点，则应选择第二感测点416作为相应的第二参考点。尽管上文参照dP/dt的第一最大值和dP/dt的第二最大值以及第一感测点和第二感测点进行了描述，但也可在第一末期舒张压与第二末期舒张压之间和第一峰值收缩压与第二峰值收缩压之间测得心动周期长度。
最后，在压力信号的多个斜率点中的所标识的第四个（例如图10中图示于420处的第二参考点），与第一时间窗口内标识的压力信号的多个斜率点中第二个（例如图10中图示于410处）的第一参考点之间确定时间差。这个时间差表示心动周期的长度。可基于所标识的时间差（即心动周期长度）来控制例如经由IMD16的治疗物质或治疗电刺激的递送。在某些示例性实现中，可确定或储存压力信息而不基于该信息来调整治疗。
图11是示出用于根据本公开的各技术的用于确定心脏循环长度的示例性方法的流程图。例如IMD16的压力分析模块90的压力分析模块可用于执行上述某些或所有计算，从而计算心动周期长度。例如，压力传感器92可经由遥测模块88向处理器80发送表示肺动脉压力信号200的压力信息。作为响应，处理器80将所接收的压力信息储存在存储器82内作为压力数据94，且然后压力分析模块90通过对压力数据94施加导数滤波器来处理压力数据94以确定肺动脉信号400的导数，例如一阶、二阶、或其它更高阶导数。通过对肺动脉信号400施加一阶导数滤波器，压力分析模块90生成心血管压力信号的导数信号。压力分析模块90标识心血管压力信号的导数信号内的多个基准点、即时间参考点。应注意，在某些示例中，压力分析模块90处理从压力传感器92接收的压力信息而不将信息首先储存在存储器82内。
在标识心血管压力信号的导数信号内的多个基准点之后，压力分析模块90标识基准点的相继基准点之间的时长作为心动周期长度。例如，如上文指出的，可在第一感测点与第二感测点之间、第一末期舒张压与第二末期舒张压之间、第一峰值收缩压与第二峰值收缩压之间、或第一最大dP/dt与第二最大dP/dt之间测量心动周期长度。具体来说，压力分析模块90将导数信号与阈值相比较（450）。例如，压力分析模块90将压力信号404与阈值405比较。然后，压力分析模块90标识导数信号内满足该阈值的点（452）。例如，压力分析模块90将图10的点406标识为大于线405指示的阈值。压力分析模块90标识在导数信号内满足阈值的所标识的点之后的导数信号内的基准点（454）。例如，如上所述，压力分析模块90可将图10的窗口408内dP/dt的最大值的第一点410标识为基准点。在另一示例中，压力分析模块90可将第一感测点406标识为基准点。然后，压力分析模块90发起在第一感测点（例如点406处）开始的不应期（例如不应期414）（456）。最后，压力分析模块90将基准点中相继基准点之间的时长标识为心动周期长度（458）。例如，压力分析模块90将图10的点410与420之间、或点406与点416之间的时长标识为心动周期长度。应注意，在不应期，不将导数信号与阈值比较以标识基准点中的下一个。
尽管上文参照压力分析模块90描述了心动周期长度的确定，但如上所述，可使用压力传感器92的压力分析模块502、编程器24的压力分析模块、或另一装置的压力分析模块来使用本公开的技术确定心动周期长度。在某些示例中，压力分析模块可被实现在本文标识的一个或多个装置中，诸如诸如压力传感器92、IMD16、和编程器24的装置的一个或多个处理器之类，从而使用本公开的技术来确定心动周期长度。
图12是示出包括诸如服务器602之类的外部装置、经由网络606耦合到图1所示IMD16和编程器24的一个或多个计算装置604A-604N的示例系统600的框图。在该示例中，IMD16可使用其遥感模块88，经由第一无线连接与编程器24通信并经由第二无线连接与接入点608通信。在图12的示例中，访问点608、编程器24、服务器602和计算装置604A-604N通过网络606互联，并能够通过彼此通信。在某些情况下，访问点608、编程器24、服务器602和计算装置604A-604N中的一个或多个可通过一个或多个无线连接耦合到网络606。IMD16、编程器24、服务器602、和计算装置604A-604N可各包括一个或多个处理器，诸如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路、或可执行各种功能和操作的类似物，诸如本文所描述的那些。
访问点608可包括经由诸如电话拨号、数字用户线（DSL）或电缆调制解调连接的各种连接中的任何连接连接到网络606的装置。在其它示例中，访问点608可通过各种形式的连接耦合到网络606，包括有线或无线连接。在某些示例中，访问点608可与患者14共同定位，并可包括可执行本文所述各种功能和操作的一个或多个编程单元和/或计算装置（例如一个或多个监测单元）。例如，访问点608可包括与患者14共同定位并可监测IMD16的活动的家用监测单元。
在某些情况下，服务器602可配置成对已从IMD16和/或编程器24收集的数据提供可靠存储位置。网络606可包括局域网、广域网、或诸如因特网之类的全球网。在某些情况下，编程器24或服务器602可组织网页或其它文件中的数据以由诸如临床医生之类的培训过的专业人员经由与计算装置604A-604N关联的查看终端来查看。在某些方面，图12的所示系统可用类似于明尼苏达州的美敦力公司开发的美敦力
Figure BDA0000436104870000231
网络提供的通用网络技术和功能所实现。
在某些示例中，服务器602的处理器610可配置成从压力传感器（多个）92接收压力信息以由压力分析模块612以本公开所描述的方式进行处理。在其它示例中，处理器610可接收由压力分析模块处理的数据，例如由IMD16的压力分析模块90处理的处理数据96。压力分析模块612可使用本公开描述的任何技术基于所接收的压力信息来确定心动周期长度、收缩压、和/或舒张压。处理器610可基于从肺动脉压力测得的心动周期长度和/或压力度量经由访问点608向例如患者的用户提供警示或经由计算装置604之一向医师提供标识患者情况变化（例如恶化）的警告。处理器610可基于从肺动脉压力测得的心动周期长度和/或压力度量例如经由编程器24或计算装置604向医师建议诸如CRT之类的治疗变化。处理器610还可经由网络606调整或控制IMD16进行的治疗递送、例如电刺激治疗、和/或治疗物质。
图13是可用于基于所确定的周期长度和/或各种压力度量来递送药物治疗的另一示例性可植入医疗装置的实施例的框图。IMD712包括充注端口726、容器（reservoir）730、处理器770、存储器772、遥测模块774、电源776、以及药泵778。处理器770可包括微处理器、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）、或分立逻辑电路等。药泵778可以是基于使用本公开的技术所确定的周期长度和/或测得的各种压力度量经由导管718从容器730向患者14体内的治疗部位以某些剂量的或其它所需流量剂量来递送治疗药剂的机构。
处理器770在储存在存储器772内指令的辅助下控制药泵778的操作。例如，各指令可定义治疗程序，该治疗程序指定经由导管718从容器730递送到患者14体内目标组织部位的治疗剂的丸剂大小。各治疗程序还可包括其它治疗参数，诸如丸剂递送频率、每个丸剂内递送的治疗剂的浓度、递送的治疗剂的类型（如果IMD712配置成递送一种以上的治疗剂）、等。
存储器772可包括任何易失性、非易失性介质，诸如随机存取存储器（RAM）、只读存储器（ROM）、非易失性RAM（NVRAM）、电可擦除可编程ROM（EEPROM）、闪速存储器等。存储器772可储存由处理器770执行的指令，诸如治疗程序或关于患者14的治疗的任何其它信息。存储器772可包括用于储存指令、患者信息、治疗参数（例如分成称为“治疗程序”的组）、或其它类别信息的分开的存储器。在某些实施例中，存储器772储存当由处理器770执行时使IMD712和处理器770执行本文归于其的功能的指令。
IMD712内的遥测模块774以及例如患者或医师编程器的其它装置内的遥测模块可通过RF通信技术完成通信。一个或多个压力传感器92可经由遥测模块774与IMD712通信。压力分析模块790分析从压力传感器（多个）92接收到的压力数据。压力分析模块790可被实现为软件、固件、硬件、或其任何组合。在某些示例性实现中，压力分析模块790可以是实现在处理器770内或由处理器770执行的软件过程。存储器772是非瞬态计算机可读存储介质的一示例，包括计算机可读指令，该计算机可读指令当由处理器770执行时，使IMD712和处理器770基于所确定的周期长度和/或各种压力度量开始递送治疗剂。存储器772可包括任何易失性、非易失性、磁性、光学、或电介质，诸如随机存取存储器（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、或任何其它数字或模拟介质。
图14是示出根据本公开的某些技术的指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶导数的时序图，该一阶导数可用于确定心动周期长度和/或一个或多个压力计量。图14参照心电图（ECG）信号802来描绘来自肺动脉100内压力传感器92的肺动脉压力信号700。仅为参考目的示出ECG信号702。本公开的各技术不使用或依赖ECG信号702。
下文参照图14描述确定心动周期长度的示例性技术。将肺动脉压力信号700的斜率图示为dP/dt信号704，即肺动脉压力相对于时间的一阶导数。一阶导数信号704包括多个斜率点。标识出诸如如下文所述且由线705指示的大于阈值的信号704的多个斜率点中的第一个，图示在706处。该标识的点也可称为“感测点（sense）”。如上所述，在某些示例性实现中，阈值可以是固定值。在其它示例性实现中，阈值可以是适应性的并可适于变化的生理状况。例如，该阈值可随着最后一个dP/dt最大值的值而变化。阈值也可从先前dP/dt最大值的某些函数随时间减小。
除了dP/dt确定为大于阈值705之外，还可能有标识“感测点”之前的其它条件。一个示例条件是当dP/dt大于阈值705时d2P/dt2也大于零。该条件可有助于确保当标识该感测点时信号上升。另一示例性条件是确保数量“n”个dP/dt的样本（例如1-3个样本）在大于阈值705之前低于阈值。这可有助于确保有“-”至“+”阈值交叉。当信号首先退出不应期时这些条件可能有用。
根据本公开的实施例，为了改进压力波形感测和波形上压力测量值的准确度，该波形可能由于过感测或感测过早而遭破坏，例如可能包括错误感测阈值过程。利用错误感测阈值有效地允许感测阈值以确定压力信号的斜率何时对应于所要设置更低以感测低dP/dt波形的感测点，同时，如果由于感测阈值的最初低设置而使感测阈值与即将来的压力波形过早相交，则允许适当地延迟感测以及因此的压力测量。作为结果，可改进压力波形感测和压力测量。
例如，根据用于确定周期长度的实施例，一旦确定信号704的斜率点大于感测阈值705且因此已发生感测点705，则发起时间窗口708，该时间窗口从确定的感测点706开始在时间上向前延伸，在时间窗口708期间确定第一导数压力dP/dt信号704的最大值710。根据包括错误感测阈值特征的实施例，时间窗口708可具有例如约15ms的长度。
如上所述，还在感测点706处发起第二时间窗口，例如在时间上从感测点706向前延伸到第二时间720的时间窗口714。第二时间窗口714大于第一时间窗口708，且因此延伸超过第一时间窗口708，即时间上迟于第一时间窗口708。第二时间窗口714表示不应期（例如空闲时期），其间不再进行感测点的确定（即标识大于阈值705的斜率信号704的点），从而防止压力传感器92感测到由呼吸、心脏变化等造成的无关测量。
根据包括使用错误感测阈值的一个实施例，一旦其中做出dP/dt信号710的最大值的确定的时间窗口708届满，则将斜率信号704与大于初始感测阈值705的第二感测阈值707相比较。例如，根据一个实施例，第二感测阈值707设置成等于斜率信号704的先前确定的最大值710。在可选形式中，第二感测阈值可设置成等于初始感测阈值705的预定增加值。
然后在预定时期715内将斜率信号704与第二感测阈值707相比较。根据一个实施例，时间段715从例如时间窗口708的终点713开始在时间上向前延伸。设置成等于最大斜率值710的感测阈值705的时间窗口715可具有固定长度，例如约50至500ms，该固定长度可以是用户可配置的或以其它方式预编程的，或者可以是自适应或可变长度，如上所述。
如果在时间窗口715期间发生感测点709（即斜率信号704变得大于第二感测阈值707），则发起类似于例如时间窗口708的时间窗口712，其在时间上从感测点709开始向前延伸。在时间窗口712期间确定斜率信号704的最大值711。然后将先前的感测点706和相应的最大斜率710丢弃，并基于最近的感测点709和相应更新的最大斜率711来恢复压力测量分析。具体来说，一旦时间窗口712届满，通过将斜率信号704与初始感测阈值705比较来标识下一感测点716，发起时间窗口713，该时间窗口713在时间上从确定的感测点716开始向前延伸，且确定时间窗口713期间发生的最大斜率信号720。如上文参照图10所述的，基于感测点709与感测点716之间、或最大斜率信号711与最大斜率信号720之间的间隔，来确定周期长度。
根据本公开的实施例，在发生下一感测点716之后可例如使用最大斜率信号720作为第二感测阈值707来重复错误感测阈值过程，且如果类似于时间窗口713，在预定时间段717期间确定斜率信号704大于第二阈值707，则丢弃紧接着的先前感测点709，并基于最近的感测点716来重复压力测量分析。
如果在初始感测点706之后发起的时间窗口715期间不发生感测点，即在时间窗口715期间斜率信号704不大于第二感测阈值707，则基于最近的感测点706和相应确定的斜率信号704的最大值710来继续压力测量分析。具体来说，一旦第二时间窗口715届满且在时间窗口715期间未发生感测点，则通过将斜率信号704与初始感测阈值705相比较来标识下一感测点716，发起时间窗口713，该时间窗口713在时间上从确定的感测点716开始向前延伸，并确定时间窗口713期间发生最大斜率信号720。如上文参照图10所述的，基于感测点709与感测点710之间、或最大斜率信号706与最大斜率信号720之间的间隔，来确定周期长度。根据本公开的实施例，在确定感测点716之后也可重复错误感测阈值的应用，例如，如果使用诸如最大感测点之类720的更新的感测阈值在时间窗口717期间发生感测点，则可致使使用时间窗口717期间确定的感测点再次发起该过程等。
在任一情况下，一旦确定两个相继最大斜率值而不超过错误感测阈值，产生确定的周期长度，可基于确定的时间差（即心动周期长度）来控制例如经由IMD16的治疗物质或治疗电刺激的递送。在某些示例性实现中，可确定或储存压力信息而不基于该信息来调整治疗。
应理解，尽管描述了在确定周期长度期间实现利用错误感测阈值，但在其它压力测量过程期间也可利用错误感测阈值，诸如收缩压和舒张压中一个或两个的确定。
图15是示出根据本公开的某些技术指示肺动脉压力的信号、和肺动脉压力信号的一阶和二阶导数的时序图，该一阶和二阶导数可用于确定收缩压、舒张压、和/或周期长度。类似于上述图8，图15参照心电图（ECG）信号802、以及从其导出的一阶导数信号dP/dt804、和二阶导数信号d2P/dt2806，示出来自位于肺动脉100内的压力传感器92的肺动脉压力信号800。仅为参考目的示出ECG信号802。本公开的各技术不使用或依赖ECG信号802。
图15示出根据本公开的实施例的用于确定医疗装置中收缩压和舒张压中一个或两个的分析压力信号的示例性技术。如图15所示，在压力信号800的一阶导数过滤之后，确定所得的一阶导数dP/dt信号804是否大于预定感测阈值805.根据一个实施例，例如，感测阈值805设置为27mmHg/sec。确定一阶导数信号804大于预定感测阈值805时的该标识的点也可称为“感测点”。如上所述，在某些示例性实现中，感测阈值805可以是固定值。在其它示例性实施方式中，感测阈值805可以是适应性的并可适于变化的生理状况。例如，该感测阈值805可随着最后一个dP/dt最大值的值而变化。感测阈值805也可从先前dP/dt最大值的某些函数随时间减小。
除了dP/dt确定为大于阈值805之外，还可能有标识“感测点”之前的其它条件。一个示例条件是当dP/dt大于阈值805时二阶导数d2P/dt2信号也大于零。该条件可有助于确保当确定感测点时信号上升。另一示例性条件是确保数量“n”个dP/dt的样本（例如1-3个样本）在大于阈值805之前低于阈值。这可有助于确保有“-”至“+”阈值交叉。当信号首先推出不应期时这些条件可能有用。
一旦确定一阶导数信号804大于感测阈值805，且因此确定发生感测点806，则发起其间确定导数信号804的最大值810的时间窗口808。时间窗口808从发生感测点806开始延伸到终止时间804达预定时间段。在一个实施例中，例如，时间窗口808从发生感测点806开始延伸150ms。
一旦确定导数信号804的最大值810，则最大值810用作确定末期舒张压和峰值收缩压的基准标记。例如，类似于上述末期舒张压的确定，可发起舒张窗口822，其间确定第二导数信号825的最大值824或拐点。舒张时间窗口822从感测点806之前的时间点823开始延伸，并在例如导数信号804的最大值810处终点。然后通过时间上对应于二阶导数压力信号825的最大值824的虚线828与肺动脉压力信号800的交点来标识肺动脉压力信号800中时间上对应于确定的最大二阶导数824的点的值，图示于图15的826处，来确定末期舒张压。
此外，类似于上述峰值收缩压的确定，一旦确定导数信号804的最大值810，则发起收缩时间窗口830，其间确定肺动脉压力信号800的最大值832以确定峰值收缩压。时间窗口830从发生感测点806开始到终止时间833向前延伸预定时期。在一个实施例中，例如，时间窗口830从发生感测点806延伸200ms。
以此方式，如上所述，在不需要使用侵入性电极或其它硬件的情况下，可单独地或组合地确定末期舒张压和峰值收缩压中的一个或两个。可基于压力信号832的所标识的最大值（即峰值收缩压）以及时间窗口822内时间上对应于最大二阶导数的点824的标识的肺动脉压力信号800的值（即末期舒张压）中的一个或组合来控制经由如IMD16的治疗物质或治疗电刺激的递送。在某些示例性实现，可确定或储存压力信息而不基于该信息调整治疗。
如上所述，参考图14，为了改进舒张期期间由于基线波动而由过感测或感测过早造成的压力波形感测和波形上的压力测量，可例如包括错误感测阈值。错误感测阈值有效地允许感测阈值以确定压力信号的斜率何时对应于所要设置更低以感测低dP/dt波形的感测点，同时如果由于感测阈值的低设置而使感测阈值505对即将来的压力波形过早相交，允许适当地延迟感测和因此的延迟压力测量。作为结果，可改进由于舒张期间基线波动的先前过感测或感测过早压力形成的波形上的波形感测和压力测量。
例如，如上所述，末期舒张压和峰值收缩压中一个或组合的确定可包括使用错误感测阈值来改进压力波形感测。具体来说，一旦其中确定dP/dt信号810的最大值的时间窗口808届满，可将斜率信号804与大于先前利用的初始感测阈值805的第二感测阈值807相比较。例如，在一实施例中，第二感测阈值807设置成等于斜率信号804的先前确定的最大值810。在可选形式中，第二感测阈值807可设置成等于初始感测阈值805的预定增加值。
在预定时间段815内将斜率信号804与第二感测阈值807相比较。根据一个实施例，时间段815从例如时间窗口814的终点808开始在时间上向前延伸。设置成等于确定的最大斜率值810的感测阈值的时间窗口815可具有固定长度，该固定长度可以是用户可配置的或以其它方式预编程的，且可以是自适应或可变长度，如上所述。根据一个实施例，如图15所示，时间窗口815从时间窗口808的终点814延伸到时间窗口830的终点833，被用于在确定峰值收缩压期间来确定肺动脉压力信号800的最大值832。
如果在利用错误感测阈值期间发生感测点809，即时间窗口815期间斜率信号804变得大于第二感测阈值807，则类似于例如时间窗口808，发起时间窗口812，其在时间上从感测点809开始向前延伸。在时间窗口812期间确定斜率信号804的最大值811，并然后丢弃先前的感测点806和相应的最大斜率810，并基于最近的感测点809和相应更新的最大斜率811来重复压力测量分析。具体来说，一旦时间窗口812届满，通过将斜率信号804与初始感测阈值805比较来标识下一感测点816，发起时间窗口813，该时间窗口813在时间上从所确定的感测点816开始向前延伸，且确定时间窗口813期间发生的最大斜率信号820。然后可如上所述使用感测点816和相应的最大斜率920而不是感测点806和相应的最大感测点810，来确定峰值收缩压和末期舒张压中的一个或两个。
根据本公开的实施例，在发生下一感测点816之后可例如使用最大斜率信号820作为第二感测阈值819重复错误感测阈值过程，且类似于时间窗口819，如果在预定时间段817期间确定斜率信号804大于第二阈值819，则丢弃例如感测点816，并基于时间窗口817之后确定的下一感测点来重复压力测量分析，时间窗口817可包括或不包括错误感测阈值过程等。
如果在初始感测点806之后发起的时间窗口515期间不发生感测点，即时间窗口815期间斜率信号804不大于第二感测阈值807，则基于最近的感测点806和斜率信号804的相应确定的最大值810来继续压力测量分析。具体来说，一旦第二时间窗口815届满且时间窗口815期间未发生感测点，则可如上所述使用感测点806和相应的最大斜率810来确定峰值收缩压和末期舒张压中的一个或两个。
使用上述各种技术，在无需对患者增加电极的情况下，可从肺动脉（PA）内一个或多个压力传感器的肺动脉压力（PAP）得到心动周期长度和/或诸如收缩压和舒张压之类的压力度量。
已经描述了本公开的各示例性实现。这些和其它实施方式都在下列权利要求的范围内。

Claims (11)

1.一种用于监测心血管压力信号的医疗装置系统，包括：
感测心血管压力信号的传感器；以及
压力分析模块，所述压力分析模块配置成确定所述感测的压力信号是否大于第一压力阈值，响应于所述感测的压力信号大于所述第一压力阈值来确定所述压力信号的第一度量，确定所述感测的压力信号是否大于与所述第一压力阈值不相等的第二压力阈值，响应于所述感测的压力信号大于所述第一压力阈值来确定所述压力信号的第二度量，以及确定收缩压或舒张压中的至少一个，其中基于响应于所述压力信号不大于所述第二阈值的所述第一度量、以及基于响应于所述压力信号大于所述第二阈值的所述第二度量，来确定所述收缩压或舒张压中的至少一个。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括：控制器，所述控制器配置成响应于所确定的收缩压或舒张压中的至少一个，来控制电刺激和治疗剂中至少一个的递送。
3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述第二压力阈值等于所述压力信号的所述确定的第一度量。
4.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述压力信号的所述第一度量和所述第二度量对应于所述压力信号的导数信号的最大值。
5.如权利要求1所述的系统，其特征在于，确定收缩压或舒张压中的至少一个包括：
设定时间窗口，所述时间窗口从确定所述感测的压力信号大于所述第一阈值和确定所述感测的压力信号大于所述第二阈值中一个的之前的点开始延伸到所述第一度量和所述第二度量中相应的一个；
确定在所述时间窗口期间发生的所述感测的压力信号的导数信号的第三度量；以及
将对应于所述第三度量的所述感测的压力信号的值确定为舒张压。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述第一度量和所述第二度量对应于与所述感测的压力信号对应的第一导数信号的最大值，且所述第三度量对应于与所述感测的压力信号对应的第二导数信号的最大值。
7.如权利要求1所述的系统，其特征在于，确定收缩压或舒张压中的至少一个包括：
设定时间窗口，所述时间窗口从确定所述感测的压力信号大于所述第一阈值和确定所述感测的压力信号大于所述第二阈值中的一个开始延伸；
确定所述感测到的压力信号的导数信号的第三度量；以及
将对应于所述第三度量的所述感测的压力信号的值确定为舒张压。
8.如权利要求7所述的系统，其特征在于，所述第一度量、所述第二度量、和所述第三度量对应于与所述所感测的压力信号对应的第一导数信号的最大值。
9.如权利要求1所述的系统，其特征在于，确定收缩压或舒张压中的至少一个包括：
设定第一时间窗口，所述第一时间窗口从确定所述感测的压力信号大于所述第一阈值和确定所述感测的压力信号大于所述第二阈值中一个的之前的点开始延伸到所述第一度量和所述第二度量中相应的一个；
确定在所述第一时间窗口期间发生的所述感测的压力信号的导数信号的第三度量；以及
将对应于所述第三度量的所述感测的压力信号的值确定为舒张压；
设定第二时间窗口，所述第二时间窗口从确定所述感测的压力信号大于所述第一阈值和确定所述感测的压力信号大于所述第二阈值中的一个开始延伸；
确定所述感测的压力信号的导数信号的第四度量；以及
将对应于所述第四度量的所述感测的压力信号的值确定为舒张压。
10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述第二压力阈值等于所述压力信号的确定的第一度量。
11.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括：控制器，所述控制器配置成响应于确定的收缩压或舒张压中的至少一个来控制电刺激和治疗剂中至少一个的递送。
CN201280028951.9A 2011-04-28 2012-01-23 用于从肺动脉压力测量心动周期长度和压力度量的系统 Active CN103619241B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US13/096,012 US9314205B2 (en) 2011-04-28 2011-04-28 Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure
US13/096,012 2011-04-28
PCT/US2012/022154 WO2012148513A1 (en) 2011-04-28 2012-01-23 Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN103619241A true CN103619241A (zh) 2014-03-05
CN103619241B CN103619241B (zh) 2016-06-01

Family

ID=45814648

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201280028951.9A Active CN103619241B (zh) 2011-04-28 2012-01-23 用于从肺动脉压力测量心动周期长度和压力度量的系统

Country Status (4)

Country Link
US (3) US9314205B2 (zh)
EP (1) EP2701582B1 (zh)
CN (1) CN103619241B (zh)
WO (1) WO2012148513A1 (zh)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106456012A (zh) * 2014-04-24 2017-02-22 美敦力公司 用于医疗设备中在操作状态之间的转变期间调整消隐期的方法和装置
CN108135487A (zh) * 2015-10-08 2018-06-08 皇家飞利浦有限公司 用于获得对象的生命体征信息的设备、系统和方法
CN110087535A (zh) * 2016-12-20 2019-08-02 美敦力公司 基于患者状态测量心血管压力
US11751793B2 (en) 2014-04-24 2023-09-12 Medtronic, Inc. Method and apparatus for selecting a sensing vector configuration in a medical device

Families Citing this family (102)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9242100B2 (en) 2012-08-07 2016-01-26 Nuax, Inc. Optical fiber-fine wire lead for electrostimulation and sensing
US9513443B2 (en) 2008-05-28 2016-12-06 John Lawrence Erb Optical fiber-fine wire conductor and connectors
US8692117B2 (en) 2008-05-28 2014-04-08 Cardia Access, Inc. Durable fine wire electrical conductor suitable for extreme environment applications
US9025598B1 (en) 2012-03-22 2015-05-05 Nuax, Inc. Cable/guidewire/interconnects communication apparatus and methods
US9193313B2 (en) 2012-03-22 2015-11-24 Nuax, Inc. Methods and apparatuses involving flexible cable/guidewire/interconnects
US9254091B2 (en) 2010-07-28 2016-02-09 Medtronic, Inc. Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure
US9314205B2 (en) 2011-04-28 2016-04-19 Medtronic, Inc. Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure
US10813630B2 (en) 2011-08-09 2020-10-27 Corquest Medical, Inc. Closure system for atrial wall
US10307167B2 (en) 2012-12-14 2019-06-04 Corquest Medical, Inc. Assembly and method for left atrial appendage occlusion
US10314594B2 (en) 2012-12-14 2019-06-11 Corquest Medical, Inc. Assembly and method for left atrial appendage occlusion
US20140142689A1 (en) 2012-11-21 2014-05-22 Didier De Canniere Device and method of treating heart valve malfunction
US9566443B2 (en) 2013-11-26 2017-02-14 Corquest Medical, Inc. System for treating heart valve malfunction including mitral regurgitation
CN106102830B (zh) 2014-01-10 2019-07-16 心脏起搏器股份公司 用于改进医疗装置之间的通信的方法和系统
CN106068141B (zh) 2014-01-10 2019-05-14 心脏起搏器股份公司 用于检测心脏心律失常的系统和方法
EP3185952B1 (en) 2014-08-28 2018-07-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable cardiac rhythm system and an associated method for triggering a blanking period through a second device
US10842626B2 (en) 2014-12-09 2020-11-24 Didier De Canniere Intracardiac device to correct mitral regurgitation
US10220213B2 (en) 2015-02-06 2019-03-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for safe delivery of electrical stimulation therapy
JP6510660B2 (ja) 2015-02-06 2019-05-08 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 心不整脈を治療するためのシステムおよび方法
WO2016130477A2 (en) 2015-02-09 2016-08-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with radiopaque id tag
EP3061391B1 (en) * 2015-02-27 2020-05-13 Preventicus GmbH Apparatus and method for determining blood pressure
WO2016141046A1 (en) 2015-03-04 2016-09-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for treating cardiac arrhythmias
US10050700B2 (en) * 2015-03-18 2018-08-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Communications in a medical device system with temporal optimization
CN107427222B (zh) 2015-03-18 2021-02-09 心脏起搏器股份公司 使用链路质量评估的医疗设备系统中的通信
EP3337558A1 (en) 2015-08-20 2018-06-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for communication between medical devices
CN108136187B (zh) 2015-08-20 2021-06-29 心脏起搏器股份公司 用于医疗装置之间的通信的系统和方法
US9956414B2 (en) 2015-08-27 2018-05-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Temporal configuration of a motion sensor in an implantable medical device
US9968787B2 (en) 2015-08-27 2018-05-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Spatial configuration of a motion sensor in an implantable medical device
US10226631B2 (en) 2015-08-28 2019-03-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for infarct detection
US10137305B2 (en) 2015-08-28 2018-11-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for behaviorally responsive signal detection and therapy delivery
US10159842B2 (en) 2015-08-28 2018-12-25 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for detecting tamponade
US10092760B2 (en) 2015-09-11 2018-10-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Arrhythmia detection and confirmation
WO2017062806A1 (en) 2015-10-08 2017-04-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Devices and methods for adjusting pacing rates in an implantable medical device
US20170112390A1 (en) 2015-10-22 2017-04-27 Medtronic, Inc. Atrial arrythmia detection using a pressure signal in an implantable medical device and medical system
WO2017106693A1 (en) 2015-12-17 2017-06-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Conducted communication in a medical device system
US10905886B2 (en) 2015-12-28 2021-02-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device for deployment across the atrioventricular septum
WO2017127548A1 (en) 2016-01-19 2017-07-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Devices for wirelessly recharging a rechargeable battery of an implantable medical device
CN109069840B (zh) 2016-02-04 2022-03-15 心脏起搏器股份公司 具有用于无引线心脏装置的力传感器的递送系统
CN108883286B (zh) 2016-03-31 2021-12-07 心脏起搏器股份公司 具有可充电电池的可植入医疗设备
US10668294B2 (en) 2016-05-10 2020-06-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker configured for over the wire delivery
US10328272B2 (en) 2016-05-10 2019-06-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Retrievability for implantable medical devices
JP6764956B2 (ja) 2016-06-27 2020-10-07 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 再同期ペーシング管理に皮下で感知されたｐ波を使用する心臓治療法システム
WO2018009569A1 (en) 2016-07-06 2018-01-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for determining an atrial contraction timing fiducial in a leadless cardiac pacemaker system
US10426962B2 (en) 2016-07-07 2019-10-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless pacemaker using pressure measurements for pacing capture verification
EP3487579B1 (en) 2016-07-20 2020-11-25 Cardiac Pacemakers, Inc. System for utilizing an atrial contraction timing fiducial in a leadless cardiac pacemaker system
US10391319B2 (en) 2016-08-19 2019-08-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Trans septal implantable medical device
US10780278B2 (en) 2016-08-24 2020-09-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Integrated multi-device cardiac resynchronization therapy using P-wave to pace timing
CN109641129B (zh) 2016-08-24 2023-06-30 心脏起搏器股份公司 使用融合促进进行定时管理的心脏再同步
US10758737B2 (en) 2016-09-21 2020-09-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Using sensor data from an intracardially implanted medical device to influence operation of an extracardially implantable cardioverter
US10905889B2 (en) 2016-09-21 2021-02-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless stimulation device with a housing that houses internal components of the leadless stimulation device and functions as the battery case and a terminal of an internal battery
US10994145B2 (en) 2016-09-21 2021-05-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable cardiac monitor
CN109890458B (zh) 2016-10-27 2023-08-11 心脏起搏器股份公司 具有压力传感器的可植入医疗设备
US10413733B2 (en) 2016-10-27 2019-09-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with gyroscope
CN109890457B (zh) 2016-10-27 2023-07-04 心脏起搏器股份公司 单独的设备在管理心脏起搏器的起搏脉冲能量时的使用
CN109922860B (zh) 2016-10-27 2023-07-04 心脏起搏器股份公司 具有集成传感器的可植入医疗装置递送系统
WO2018081133A1 (en) 2016-10-27 2018-05-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device having a sense channel with performance adjustment
US10463305B2 (en) 2016-10-27 2019-11-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Multi-device cardiac resynchronization therapy with timing enhancements
EP3532157B1 (en) 2016-10-31 2020-08-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems for activity level pacing
JP6843235B2 (ja) 2016-10-31 2021-03-17 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 活動レベル・ペーシングのためのシステムおよび方法
US10583301B2 (en) 2016-11-08 2020-03-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device for atrial deployment
US10632313B2 (en) 2016-11-09 2020-04-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems, devices, and methods for setting cardiac pacing pulse parameters for a cardiac pacing device
US10881869B2 (en) 2016-11-21 2021-01-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Wireless re-charge of an implantable medical device
US10639486B2 (en) 2016-11-21 2020-05-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with recharge coil
US10881863B2 (en) 2016-11-21 2021-01-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker with multimode communication
EP3541471B1 (en) 2016-11-21 2021-01-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker providing cardiac resynchronization therapy
WO2018094342A1 (en) 2016-11-21 2018-05-24 Cardiac Pacemakers, Inc Implantable medical device with a magnetically permeable housing and an inductive coil disposed about the housing
US11207532B2 (en) 2017-01-04 2021-12-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Dynamic sensing updates using postural input in a multiple device cardiac rhythm management system
EP3573708B1 (en) 2017-01-26 2021-03-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless implantable device with detachable fixation
WO2018140617A1 (en) 2017-01-26 2018-08-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Intra-body device communication with redundant message transmission
EP3573709A1 (en) 2017-01-26 2019-12-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless device with overmolded components
JP6790936B2 (ja) * 2017-03-14 2020-11-25 オムロンヘルスケア株式会社 血圧データ処理装置、血圧データ処理方法、およびプログラム
US10905872B2 (en) 2017-04-03 2021-02-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with a movable electrode biased toward an extended position
CN110740779B (zh) 2017-04-03 2024-03-08 心脏起搏器股份公司 具有基于感测到的心率的起搏脉冲能量调节的心脏起搏器
US10918875B2 (en) 2017-08-18 2021-02-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with a flux concentrator and a receiving coil disposed about the flux concentrator
EP3668592B1 (en) 2017-08-18 2021-11-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with pressure sensor
WO2019060302A1 (en) 2017-09-20 2019-03-28 Cardiac Pacemakers, Inc. IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE WITH MULTIPLE OPERATING MODES
US11185703B2 (en) 2017-11-07 2021-11-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker for bundle of his pacing
WO2019108765A1 (en) 2017-11-29 2019-06-06 Medtronic, Inc. Tissue conduction communication using ramped drive signal
US11110279B2 (en) 2017-11-29 2021-09-07 Medtronic, Inc. Signal transmission optimization for tissue conduction communication
CN111417434A (zh) 2017-11-29 2020-07-14 美敦力公司 用于减少来自组织传导通信发射的伪影的设备和方法
US11235162B2 (en) 2017-11-29 2022-02-01 Medtronic, Inc. Tissue conduction communication between devices
WO2019108837A1 (en) 2017-12-01 2019-06-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for detecting atrial contraction timing fiducials within a search window from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker
EP3717063B1 (en) 2017-12-01 2023-12-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems for detecting atrial contraction timing fiducials and determining a cardiac interval from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker
WO2019108830A1 (en) 2017-12-01 2019-06-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker with reversionary behavior
EP3717064B1 (en) 2017-12-01 2023-06-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for detecting atrial contraction timing fiducials during ventricular filling from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker
CN111465428A (zh) 2017-12-15 2020-07-28 美敦力公司 用于组织传导通信发射的具有自适应计时的设备、系统和方法
WO2019136148A1 (en) 2018-01-04 2019-07-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Dual chamber pacing without beat-to-beat communication
US11529523B2 (en) 2018-01-04 2022-12-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Handheld bridge device for providing a communication bridge between an implanted medical device and a smartphone
CN111886046A (zh) 2018-03-23 2020-11-03 美敦力公司 Av同步vfa心脏治疗
EP3768160B1 (en) 2018-03-23 2023-06-07 Medtronic, Inc. Vfa cardiac therapy for tachycardia
JP2021518192A (ja) 2018-03-23 2021-08-02 メドトロニック，インコーポレイテッド ＶｆＡ心臓再同期治療
EP3856331A1 (en) 2018-09-26 2021-08-04 Medtronic, Inc. Capture in ventricle-from-atrium cardiac therapy
US11951313B2 (en) 2018-11-17 2024-04-09 Medtronic, Inc. VFA delivery systems and methods
US11679265B2 (en) 2019-02-14 2023-06-20 Medtronic, Inc. Lead-in-lead systems and methods for cardiac therapy
US11697025B2 (en) 2019-03-29 2023-07-11 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system capture
US11213676B2 (en) 2019-04-01 2022-01-04 Medtronic, Inc. Delivery systems for VfA cardiac therapy
US11712188B2 (en) 2019-05-07 2023-08-01 Medtronic, Inc. Posterior left bundle branch engagement
US11305127B2 (en) 2019-08-26 2022-04-19 Medtronic Inc. VfA delivery and implant region detection
US11813466B2 (en) 2020-01-27 2023-11-14 Medtronic, Inc. Atrioventricular nodal stimulation
US11911168B2 (en) 2020-04-03 2024-02-27 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system therapy benefit determination
US11813464B2 (en) 2020-07-31 2023-11-14 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system evaluation
US11725995B2 (en) 2021-02-01 2023-08-15 Medtronic, Inc. Pressure sensor assembly for use in implantable medical device including a substrate having via that extends through substrate along via axis between first major surface and second major surface of substrate
WO2022165296A1 (en) 2021-02-01 2022-08-04 Medtronic, Inc. Pressure sensor assembly

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6561984B1 (en) * 2001-10-16 2003-05-13 Pacesetter, Inc. Assessing heart failure status using morphology of a signal representative of arterial pulse pressure
CN101511426A (zh) * 2006-07-28 2009-08-19 美敦力公司 区分优先级的多矢量感知电路
CN101683261A (zh) * 2008-09-16 2010-03-31 韦伯斯特生物官能公司 血管内压力传感器
EP2289405A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-02 Nihon Kohden Corporation Biological information monitor

Family Cites Families (59)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4566456A (en) 1984-10-18 1986-01-28 Cordis Corporation Apparatus and method for adjusting heart/pacer rate relative to right ventricular systolic pressure to obtain a required cardiac output
US5271392A (en) 1990-08-24 1993-12-21 Siemens-Elema Ab Method and apparatus for administering cardiac electrotherapy dependent on mechanical and electrical cardiac activity
US5374282A (en) 1991-10-31 1994-12-20 Medtronic, Inc. Automatic sensitivity adjust for cardiac pacemakers
US5423869A (en) 1993-01-21 1995-06-13 Pacesetter, Inc. Multi-sensor rate-responsive pacemaker and method of operating same
US5628777A (en) 1993-07-14 1997-05-13 Pacesetter, Inc. Implantable leads incorporating cardiac wall acceleration sensors and method of fabrication
US5368040A (en) * 1993-08-02 1994-11-29 Medtronic, Inc. Apparatus and method for determining a plurality of hemodynamic variables from a single, chroniclaly implanted absolute pressure sensor
US5480412A (en) 1993-11-16 1996-01-02 Pacesetter, Inc. System and method for deriving hemodynamic signals from a cardiac wall motion sensor
US6009349A (en) 1993-11-16 1999-12-28 Pacesetter, Inc. System and method for deriving hemodynamic signals from a cardiac wall motion sensor
US5531772A (en) 1994-11-18 1996-07-02 Intermedics, Inc. Rate responsive cardiac pacemaker with filtered impedance sensing and method
US5882352A (en) * 1995-05-25 1999-03-16 Pacesetter, Inc. Automatic adjustment of detection rate threshold in an implantable antitachycardia therapy device
US5758652A (en) 1995-10-19 1998-06-02 Nikolic; Serjan D. System and method to measure the condition of a patients heart
US5743267A (en) * 1995-10-19 1998-04-28 Telecom Medical, Inc. System and method to monitor the heart of a patient
US5814089A (en) 1996-12-18 1998-09-29 Medtronic, Inc. Leadless multisite implantable stimulus and diagnostic system
US5978710A (en) 1998-01-23 1999-11-02 Sulzer Intermedics Inc. Implantable cardiac stimulator with safe noise mode
US6491639B1 (en) 1999-11-10 2002-12-10 Pacesetter, Inc. Extravascular hemodynamic sensor
US6650940B1 (en) 2000-02-02 2003-11-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Accelerometer-based heart sound detection for autocapture
US7261690B2 (en) 2000-06-16 2007-08-28 Bodymedia, Inc. Apparatus for monitoring health, wellness and fitness
US7024248B2 (en) 2000-10-16 2006-04-04 Remon Medical Technologies Ltd Systems and methods for communicating with implantable devices
US7187965B2 (en) 2001-05-29 2007-03-06 Bischoff Edward T Cardiac rhythm monitoring device
US7076283B2 (en) 2001-10-31 2006-07-11 Medtronic, Inc. Device for sensing cardiac activity in an implantable medical device in the presence of magnetic resonance imaging interference
US7127289B2 (en) 2001-12-05 2006-10-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization system employing mechanical measurement of cardiac walls
US6885891B2 (en) 2001-12-31 2005-04-26 Medtronic, Inc. Automatic rate response sensor mode switch
US7386346B2 (en) 2002-04-22 2008-06-10 Medtronic, Inc. Controlled and modulated high power racing combined with intracardiac pressure monitoring feedback system utilizing the chronicle implantable hemodynamic monitoring (IHM) and calculated EPAD
US7263399B2 (en) 2002-04-29 2007-08-28 Medtronic, Inc. Apparatus and methods for analysis of cardiac device stored episodes containing sensed signals and waveforms
US7035684B2 (en) 2003-02-26 2006-04-25 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring heart function in a subcutaneously implanted device
ITRM20030117A1 (it) 2003-03-17 2004-09-18 Matteo Bonan Metodo automatizzato di discriminazione del battito cardiaco.
EP1608418B1 (en) * 2003-03-31 2009-07-08 Radi Medical Systems Ab Medical device measuring pressure in a ventricle for adjusting a pacemaker.
US7865233B2 (en) 2003-04-11 2011-01-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Subcutaneous cardiac signal discrimination employing non-electrophysiologic signal
US7130681B2 (en) 2003-05-09 2006-10-31 Medtronic, Inc. Use of accelerometer signal to augment ventricular arrhythmia detection
US7766826B2 (en) 2003-11-26 2010-08-03 Medtronic, Inc. Multi-level averaging scheme for acquiring hemodynamic data
US7708693B2 (en) * 2005-01-27 2010-05-04 Medtronic, Inc. System and method for detecting artifactual hemodynamic waveform data
US7935062B2 (en) 2005-01-27 2011-05-03 Medtronic, Inc. Derivation of flow contour from pressure waveform
US7367951B2 (en) 2005-01-27 2008-05-06 Medtronic, Inc. System and method for detecting cardiovascular health conditions using hemodynamic pressure waveforms
US9265949B2 (en) 2005-06-28 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for controlling cardiac therapy based on electromechanical timing
US7742815B2 (en) 2005-09-09 2010-06-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Using implanted sensors for feedback control of implanted medical devices
EP2471452B1 (en) 2005-10-14 2014-12-10 Pacesetter, Inc. Cardiac pacing system and method of conveying information therein
WO2007068284A1 (en) 2005-12-12 2007-06-21 Synergio Ag Intra cardiac device, system and methods
US7666144B2 (en) 2006-02-21 2010-02-23 Board Of Trustees Operating Michigan State University Methods and apparatus for determining cardiac output and left atrial pressure
US7819816B2 (en) 2006-03-29 2010-10-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Periodic disordered breathing detection
US8523771B2 (en) 2007-02-12 2013-09-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiovascular pressure annotations and logbook
US20080243016A1 (en) 2007-03-28 2008-10-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Pulmonary Artery Pressure Signals And Methods of Using
US7715906B2 (en) 2007-06-04 2010-05-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting noise in an implantable medical device
US8419649B2 (en) 2007-06-12 2013-04-16 Sotera Wireless, Inc. Vital sign monitor for measuring blood pressure using optical, electrical and pressure waveforms
DE102007038801A1 (de) 2007-08-17 2009-02-19 Biotronik Crm Patent Ag Implantierbare Druckmesseinrichtung und Anordnung zur Innendruckmessung in einem Blutgefäß
WO2009025667A1 (en) 2007-08-21 2009-02-26 Massachusetts Institute Of Technology Determining cardiac output and left ventricular pressure
US8211028B2 (en) 2008-04-30 2012-07-03 Medtronic, Inc. System and method of determining arterial blood pressure and ventricular fill parameters from ventricular blood pressure waveform data
US20090299421A1 (en) 2008-06-02 2009-12-03 Medtronic, Inc. Evaluation of implantable medical device sensing integrity based on evoked signals
WO2009148429A1 (en) 2008-06-02 2009-12-10 Medtronic, Inc. Electrogram storage for suspected non-physiological episodes
EP2320999A1 (en) 2008-06-02 2011-05-18 Medtronic, Inc. Sensing integrity determination based on cardiovascular pressure
US7974690B2 (en) 2008-06-30 2011-07-05 Medtronic, Inc. Lead integrity testing during suspected tachyarrhythmias
EP2317913B1 (en) 2008-08-01 2013-11-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus for detection of myocardial ischemia upon exertion
US8591423B2 (en) 2008-10-10 2013-11-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for determining cardiac output using pulmonary artery pressure measurements
US9289613B2 (en) 2008-10-31 2016-03-22 Medtronic, Inc. Interdevice impedance
US20120123232A1 (en) 2008-12-16 2012-05-17 Kayvan Najarian Method and apparatus for determining heart rate variability using wavelet transformation
US8491487B2 (en) * 2009-02-11 2013-07-23 Edwards Lifesciences Corporation Detection of parameters in cardiac output related waveforms
TW201113003A (en) 2009-10-15 2011-04-16 Univ Chung Yuan Christian Blood pressure monitor and method of calculating blood pressure
US9254091B2 (en) 2010-07-28 2016-02-09 Medtronic, Inc. Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure
US9314205B2 (en) 2011-04-28 2016-04-19 Medtronic, Inc. Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure
US8827913B2 (en) 2011-05-03 2014-09-09 Medtronic, Inc. Verification of pressure metrics

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6561984B1 (en) * 2001-10-16 2003-05-13 Pacesetter, Inc. Assessing heart failure status using morphology of a signal representative of arterial pulse pressure
CN101511426A (zh) * 2006-07-28 2009-08-19 美敦力公司 区分优先级的多矢量感知电路
CN101683261A (zh) * 2008-09-16 2010-03-31 韦伯斯特生物官能公司 血管内压力传感器
EP2289405A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-02 Nihon Kohden Corporation Biological information monitor

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106456012A (zh) * 2014-04-24 2017-02-22 美敦力公司 用于医疗设备中在操作状态之间的转变期间调整消隐期的方法和装置
US10252067B2 (en) 2014-04-24 2019-04-09 Medtronic, Inc. Method and apparatus for adjusting a blanking period during transitioning between operating states in a medical device
CN106456012B (zh) * 2014-04-24 2019-08-20 美敦力公司 用于医疗设备中在操作状态之间的转变期间调整消隐期的方法和装置
US11197630B2 (en) 2014-04-24 2021-12-14 Medtronic, Inc. Method and apparatus for adjusting a blanking period during transitioning between operating states in a medical device
US11751793B2 (en) 2014-04-24 2023-09-12 Medtronic, Inc. Method and apparatus for selecting a sensing vector configuration in a medical device
CN108135487A (zh) * 2015-10-08 2018-06-08 皇家飞利浦有限公司 用于获得对象的生命体征信息的设备、系统和方法
CN110087535A (zh) * 2016-12-20 2019-08-02 美敦力公司 基于患者状态测量心血管压力

Also Published As

Publication number Publication date
US20190350467A1 (en) 2019-11-21
US9314205B2 (en) 2016-04-19
WO2012148513A1 (en) 2012-11-01
CN103619241B (zh) 2016-06-01
US10362946B2 (en) 2019-07-30
US11399725B2 (en) 2022-08-02
US20120277600A1 (en) 2012-11-01
EP2701582A1 (en) 2014-03-05
EP2701582B1 (en) 2015-07-29
US20160302673A1 (en) 2016-10-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN103619241B (zh) 用于从肺动脉压力测量心动周期长度和压力度量的系统
EP2211702B1 (en) Monitoring hemodynamic status based on intracardiac or vascular impedance
JP3959025B2 (ja) 平均肺動脈圧を決定する方法および装置
CN103501856B (zh) 压力度量的验证
US20070083240A1 (en) Methods and systems for applying stimulation and sensing one or more indicators of cardiac activity with an implantable stimulator
WO2018026481A1 (en) Change in physiological parameter in response to exertion event
CN108348751A (zh) 基于多传感器的心脏刺激
US10195442B2 (en) Methods and systems for multi-site pacing
US10092761B2 (en) Automatic vector selection for multi-site pacing
US10226630B2 (en) Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure
US20120277599A1 (en) Measurement of cardiac cycle length and pressure metrics from pulmonary arterial pressure
EP2731499B1 (en) Apparatuses to predict ventricular remodeling
EP2437849A1 (en) System and method for decompensation detection and treatment based on patient hemodynamics

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant