CN105530863A - 用于同时捕获生物电势信号和组织阻抗信号的设备和方法 - Google Patents

Abstract

披露了一种医疗装置和相关方法，该医疗装置和相关方法以第一采样率从一对电极获取生物电势信号并且以第二采样率从该对电极获取生物阻抗信号。将向用于获取该生物阻抗信号的该对电极递送的驱动信号的开始和/或偏移同步到该第一采样率。

Description

用于同时捕获生物电势信号和组织阻抗信号的设备和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2013年9月11日提交的美国临时申请号61/876,440的优先权，将其通过引用以其全文结合在此。

技术领域

本披露总体上涉及被配置成用于使用一对共用电极同时获取生物阻抗信号和生物电势信号的可植入医疗装置(IMD)。

背景

许多可植入医疗装置可用于患者体内的急性或慢性移植。一些可植入医疗装置可以用于长期监测患者的生理信号，如可植入血液动力学监测器、可植入心脏监测器(有时亦称为可植入环路记录仪或ECG监测器)、可植入血液化学监测器、可植入压力监测器等。其他可植入装置可以被配置成用于与生理信号的监测结合或与生理信号的监测分开来递送治疗。

例如，在一些医疗应用中，获取用于监测组织或器官的电活动的生物电势信号(如心内电描记图(EGM)信号、心电图(ECG)信号、肌电图(EMG)信号或脑电图(EEG)信号)以及生物阻抗信号两者可以是有利的，生物阻抗信号可以与被监测组织或器官的体积、压力、流体状态或其他特征相关。为了测量生物阻抗，向电极对施加激励或驱动信号，这样使得可以确定这些电极之间的所得阻抗，例如基于在施加驱动电流信号之后跨该电极对测量的电压信号。然而，如果驱动信号被施加到用于获取生物电势信号的同一对电极，则该驱动信号可以对该生物电势信号产生显著的噪声和假象。典型地，因此，使用两个不同的电极对监测生物电势信号和生物阻抗信号，以便避免该驱动信号与该记录的生物电势信号之间的干扰。然而，两个分开的电极对和通过装置外壳的对应馈通的需要增加了可植入装置的所需尺寸和体积并且违背降低装置尺寸的目标。

医疗装置技术的进展已经使得能够使可植入装置的尺寸更小，这有助于用于移植该装置的微创手术并且促进了患者舒适。降低装置尺寸对可用于电池、传感器、处理和控制电路系统以及其他支持主要装置功能的装置部件的空间造成了限制。因此，用于监测生物阻抗信号和生物电势信号两者以消除对用于分开监测生物阻抗信号和生物电势信号的两个电极对的需要的装置是令人希望的。

附图简述

图1是示例性IMD的概念图。

图2是示于图1中的IMD的功能框图。

图3是描绘出示于图1中的IMD的生物电势和生物阻抗信号获取功能的功能框图。

图4是根据一个实施例的阻抗监测模块的运行状态的概念图。

图5A、5B和5C是根据不同说明性实例用于控制阻抗监测模块的不同信号的时序图。

图6是描绘出由阻抗监测模块向一对植入电极施加的驱动信号和由生物电势感测模块从同一对电极接收的所得假象的示例性绘图。

图7是根据一个实施例用于控制阻抗监测模块的方法的流程图。

详细描述

图1是示例性IMD10的概念图。IMD10被示为体现为具有沿着IMD外壳12定位的近端电极14和远端电极16的监测装置。IMD外壳12在IMD10内封闭着电子电路系统并且保护IMD电路系统免受体液影响。当电极14和16沿着外壳12的外表面定位时，电馈通件跨IMD外壳12提供电极14和16到内部电路系统的电连接。

IMD10可以被体现为可植入心脏监测器，其中电极14和16被用于在胸内或在胸外感测生物电势信号(例如ECG信号)，这些信号可以是肌下的或皮下的。ECG信号可以被存储在IMD10的存储器中，并且ECG数据可以通过IMD10被发送到另一医疗装置，该装置可以是另一可植入装置或外部装置。在替代应用中，电极14和16可以被用于感测感兴趣的任何生物电势信号，该信号可以是例如来自任何植入位置的EGM、EEG、EMG或神经信号。

IMD10进一步被配置成当被植入患者体内时，使用电极14和16测量跨电极14和16的生物阻抗。该生物阻抗是邻近于电极14和16的测量体积中存在的身体组织和/或流体的阻抗。该生物阻抗可以用于监测体积、压力、流体状态或其他组织或流体变化，这些变化导致电极14与16之间的阻抗发生变化。

电极14和16可以由生物相容导电材料形成，例如钛、铂、铱或其合金。图1中展示的配置仅仅是一种示例性电极配置。在其他情况下，感测电极14和16可以沿着IMD外壳12在其他位置而非示于图1中的位置定位。例如，电极14和16被示出都沿着IMD10的顶面定位，但是在其他实例中，电极14和16可以在IMD10的底面或侧面上，在IMD10的对置面上或在IMD10的一端或两端上定位。另外，外壳12的全部或一部分可以作为电极之一起作用并且与沿着外壳12定位的任何其他电极绝缘。这样一种配置的示例性描述披露于标题为“可植入医疗装置中的电源噪声抑制(SupplyNoiseRejectionInImplantableMedicalDevices)”(赖因克(Reinke)等人)的共同转让的和共同未决的美国专利申请号14/060,649中，将其通过引用以其全文结合在此。在再其他实施例中，IMD系统可以包括由电引线或系绳携带的一个或多个电极，该电引线或系绳延伸远离该IMD并且经由电馈通件和导体被联接到该IMD内部电路系统。在另外的情况下，IMD10可以包括多于两个用于各种监测或治疗递送目的的电极，但是单对电极被用于递送测量组织生物阻抗的驱动信号和用于接收生物电势信号两者。该生物阻抗信号也是从同一对电极接收的。在其他实例中，该生物阻抗信号可以感测自不同于施加该驱动信号并接收该生物阻抗信号的单对电极的一对不同的记录电极。

尽管贯穿本披露被说明和描述为心脏监测器，但是IMD10可以是多种其他可植入装置中的任一种，包括可植入血液动力学监测器、血液化学监测器、压力监测器、神经监测器、肌肉监测器、脑监测器等。在任何这些情形下，除电极14和16之外，IMD10还可以包括用于监测所希望的生理信号的另外的传感器。

图2是示于图1中的IMD10的功能框图。IMD10包括生物电势感测模块20和阻抗监测模块22，它们被联接到电极14和16，用于分别感测患者体内的生物电势信号和监测生物阻抗。

IMD10可以被体现为不具有治疗递送装备的仅监测装置。在其他实例中，IMD10可以包括治疗递送模块24，它可以被配置成用于产生递送治疗电刺激(如心脏起搏、神经刺激、脑深部刺激或其他神经刺激)的电脉冲。在此类实例中，治疗递送模块24被联接到用于递送电脉冲的电极14和16，以便除了监测患者的生物电势信号和生物阻抗信号之外，实现对患者的治疗益处。在治疗刺激脉冲递送期间感测生物电势信号和生物阻抗信号可以被暂时取消或间断，以便防止刺激脉冲递送期间感测放大器的饱和。可以包括在治疗递送模块24中的治疗递送装备的其他实例包括用于递送药理学试剂、生物学流体或其他治疗性流体的流体递送泵。

生物电势感测模块20和阻抗监测模块22中每者都可以包括用于从电极14和16接收模拟电压信号的模拟放大器和/或过滤器。阻抗监测模块22包括驱动信号电路和测量电路，用于分别跨电极14和16施加驱动信号和测量可以导出跨电极14和16的阻抗的所得信号。例如，可以跨电极14和16施加交流(AC)驱动信号并且从测量的电压信号导出生物阻抗信号。在一些实例中，该电压信号可以直接被用作阻抗的指示。利用阻抗监测的可以在其中执行在此披露的技术的装置的实例总体上被描述于共同转让的美国专利号5,957,861(库姆斯(Combs)等人)和授予前美国公开号2010/0113962(海特瑞克(Hettrick)等人)中，将其各自通过引用以其全文结合在此。

如在此将描述的，接收自电极14和16的模拟电压信号被传递到包括在生物电势感测模块20和阻抗监测模块22每者中或包括在处理和控制模块26中的模拟数字(A/D)转换器。A/D转换器将由生物电势感测模块20接收的生物电势信号和由阻抗监测模块22接收的生物阻抗信号的经采样数字信号提供给处理和控制模块26，以用于根据具体的临床应用进行进一步分析和/或存储在存储器28中。

处理和控制模块26和相关存储器28控制IMD功能并且根据编程的信号分析例程或算法处理接收自电极14和16的信号。IMD10可以包括用于监测生理信号的其他的任选传感器32，如活动传感器、压力传感器、氧传感器、加速度计或用于监测患者的其他传感器。

如在此将更加详细描述的，处理和控制模块26控制该阻抗监测模块22施加驱动信号，该驱动信号被同步到由生物电势感测模块20接收的该生物阻抗信号的采样间隔，以便减少通过阻抗监测模块22递送到电极24和16的驱动信号到该生物阻抗感测模块20的馈通和DC混叠。处理和控制模块26可以根据具体的临床应用控制监测时间间隔和采样率。处理和控制模块26可以包括状态机或用于控制装置功能的其他时序逻辑电路系统并且无需排他地作为微处理器而执行。处理和控制模块26、生物电势感测模块20和阻抗监测模块22可以运行为获取信号数据并且将处理的或原始信号数据存储在存储器28中。

通信模块34包括用于发送存储在存储器28中或实时接收自处理和控制模块26的电信号数据(例如ECG信号数据)和阻抗数据。通信模块34可以被配置成经由感应联接、电磁联接、组织电导、近场通信(NFC)、射频识别(RFID)、WiFi或者其他专有或非专有无线遥测通信方案发送和接收通信信号。

电源30按需要为模块20、22、24、26、34、存储器28和传感器32中的每一个供电。电源30可以包括一个或多个能量存储装置，如一个或多个可再充电或非可再充电电池。

模块20、22、24、26、34、存储器28和传感器32表示被包括在IMD10中的功能性。本披露的模块可以包括任何离散和/或集成电子电路部件，这些部件执行能够产生归属于在此的这些模块的功能的模拟电路和/或数字电路。例如，这些模块可以包括模拟电路，例如前置放大电路、过滤电路和/或其他模拟信号调理电路。这些模块还可以包括数字电路，例如数字过滤器、组合或时序逻辑电路、状态机、集成电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享、专用或组)、存储装置或提供所述功能的任何其他适合的部件或其组合。

存储器28可以包括任何易失、非易失、磁或电的非短暂性计算机可读存储介质，如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其他存储装置。存储器28可以包括存储指令的非短暂性计算机可读存储介质，这些当在由一个或多个处理电路执行时导致这些模块执行归属于IMD10的各种功能。这些存储介质可以包括任何计算机可读存储介质，其中唯一的例外是短暂的传播信号。

将不同特征描绘为模块旨在强调不同的功能方面并不一定暗示此类模块必须由分开的硬件或软件部件实现。相反，与一个或多个模块相关的功能性可以由分开的硬件、固件和/或软件部件执行，或者集成在公用硬件、硬件、固件和/或软件部件内。

图3是使得能够使用单个电极对同时获取生物电势信号和生物阻抗信号的IMD10的信号获取功能的功能框图100。电极14和16各自联接到生物电势感测模块20和生物阻抗监测模块22。感测模块20和监测模块22可以被配置成用于接收来自电极14和16的差分信号，或者在电极14或16之一被联接到地面上的情况下，可以接收单端输入信号。

该生物电势感测模块20包括用于接收来自电极14和16的信号的模拟感测界面101。模拟生物电势感测界面101被示为包括输入过滤器102和模拟前置放大器104并且可以包括用于接收生物电势信号的其他模拟电路系统。

该模拟生物电势感测界面101的输出被提供为到A/D转换器(ADC1)106的生物电势输入信号(V(P)in105。ADC1106总体上包括用于对V(P)in105采样并且保存用于被ADC1106数字化的连续V(P)in样本点的跟踪和保持电路。ADC1可以使用逐步近似、σ-δ转换、定时斜变(timedramp)转换、以及集成转换器或其他转换技术或其任何组合执行数字转换。V(P)in105的经转换的数字信号通过ADC1106被产生为数字输出信号(BIOPOUT)108。

在一些实例中，通过ADC1106对V(P)in105过采样并且例如通过在采样周期上取平均值过滤过采样的信号点，以便获得该生物电势信号的希望的净采样率。例如，可以在采样周期期间以16kHz对ECG信号采样，在该采样周期上对16kHz信号样品取平均值，以便获得256Hz的净采样率。通过对过采样的信号点取平均值，V(P)in105的归因于通过阻抗监测模块22向电极14和16施加该驱动信号的扰动可以被最小化，如将在下文进一步描述的。数字过滤器(例如半通过滤器、低通过滤器、带通过滤器、均值滤波器或其他过滤方法方法)也可以被包括在生物电势感测模块20中，用于减少从V(P)in105积累的过采样信号点中的驱动信号假象。

可以作为示于图2中的处理和控制模块26的部件的同步控制模块120可以控制ADC1106的采样率。可以使用由集成时钟电路124产生的时钟信号设置采样率。

可以根据该信号的希望的时间分辨率设置V(P)in105的采样率。例如，当电极14和16被定位用于感测ECG信号时，适当的采样率可以是256Hz，这可以通过对该ECG信号过采样并且如上所述的对过采样的信号点过滤或取平均值而获得。使用在此披露的技术，可以独立于由该阻抗监测模块22执行的阻抗测量以希望的采样率对生物电势信号V(P)in105连续采样。在一些实例中，对该生物电势信号V(P)in105连续采样而无中断。在其他实例中，根据存储在IMD10中的监测方案按如通过同步控制模块120控制的间歇性或周期性监测时间间隔对该生物电势信号连续采样。

为了说明，可以连续监测生物电势信号并且处理和控制26可以分析该信号以便检测临床事件。该连续采样的生物电势信号片断(episode)作为事件片断被存储在响应于检测该事件的存储器28中。可以存储来源于该生物电势信号的样品记录和/或参数。

可替代地，可以在不连续监测时间间隔期间监测该生物电势信号，但是在那些监测间隔内采样是连续的。监测间隔可以是预定时间的天、周期性间隔、响应于由传感器32接收的其他生理信号或响应于由通信模块34接收的指令而触发的时间间隔。在这些不连续监测时间间隔期间，来源于该生物电势信号的生物电势信号记录和/或参数可以被存储在存储器28中。不管随时间连续监测该生物电势信号还是在不连续时间间隔内监测该生物电势信号，该生物电势信号的采样以指定的采样率连续发生而不归因于生物阻抗测量而中断。具体而言，接收自电极14和16的生物电势信号的采样没有由于通过阻抗监测模块22向电极14和16施加该驱动信号而中断。

该阻抗监测模块22包括模拟阻抗感测界面110。界面110包括驱动信号电路112和测量电路114。驱动信号电路112具有用于向电极14和16施加驱动信号的AC信号源。如下文将描述的，可以通过同步控制模块120和驱动信号电路112控制AC驱动信号定时、频率和振幅，以便当向相同电极14和16施加该驱动信号用于监测生物阻抗信号时，最小化由电极14和16接收的该生物电势信号的扰动。

驱动信号电路112可以联接到电极14和16，以便提供单端驱动信号。驱动信号电路112可以包括保护电路系统，如AC耦合电容器。在一些实例中，该耦合电容器可以在阻抗监测间隔之间被接地，以便使该电容器放电。在其他实例中，该耦合电容器是在重复的阻抗监测间隔之间将电荷维持在一定水平的浮动电容器，该电荷水平减少在该驱动信号开始时由生物电势感测界面101接收的该生物电势信号上的假象。

可替代地，驱动信号电路112可以被联接到电极14和16，以便提供差分驱动信号。在这些情况下，驱动信号电路112可以包括一对AC耦合电容器，各自联接在被包括在电路112中的该驱动信号源与对应的电极14和16之间。在向电极14和16施加该驱动信号之前，这些耦合电容器可以被预充电或者被调节至相同充电电压。在递送差分驱动信号之前通过将这些耦合电容器预充电至相同电压，可以将由开关该驱动信号而导致的该生物电势信号中的开始(onset)和偏移(offset)假象作为被该生物电势感测界面101拒绝的共模信号而减少或消除。

测量电路114从电极14和16接收对该AC驱动信号的模拟电压信号响应，或者作为单端输入或者作为差分输入信号，并且产生被提供给ADC2116的模拟电压输入信号(V(Z)in)115。该测量电路114可以包括用于过滤和放大接收自电极14和16的模拟电压信号的模拟过滤器和放大器。斩波稳定的仪表放大器可以被包括在测量电路114中，如总体上在共同转让的美国专利7,622,988(丹尼森(Denison)等人)中所披露的，将其特此通过引用以其全文结合在此。测量电路114进一步包括用于将记录在电极14和16处的AC信号响应解调成DC信号V(Z)in115的解调器。V(Z)in115与跨电极14和16的生物阻抗成比例并且可以被直接用于确定相对阻抗变化或使用该驱动电流信号和测量的电压信号被转换为该阻抗信号的真实和/或电抗分量。

ADC2116接收该模拟电压输入信号V(Z)in115并且产生数字化生物阻抗输出信号(BIOZOUT)118。由ADC2116执行的用于将V(Z)in115转换为数字输出信号BIOZOUT118的A/D转换操作可以类似于ADC1106的操作或者可以使用不同的转换技术。例如，ADC2116通常使用用于以任何希望的采样率对该输入信号V(Z)in115采样的跟踪和保持电路以及用于将该V(Z)in信号样品与内部数模输出信号做比较的比较器，以便将V(Z)in115转换为数字输出信号BIOZOUT118。转换技术可以包括先前列出的那些或其任何组合。在一个实例中，在第一阶段使用逐步近似并且在第二阶段使用σ-δ转换以两阶段转换过程将V(Z)in115转换为BIOZOut118。用于控制如在此披露的驱动信号的方法并不限于使用由生物电势感测模块20或阻抗监测模块22利用的任何具体A/D转换技术。

同步控制模块120可以使用来自时钟电路124的时钟信号为ADC2116提供定时控制信号，用于设置该生物阻抗信号V(Z)in115的采样率。采样率可以在应用之间变化。例如，可以按比用于监测心脏相关病症或变化的生物阻抗信号低得多的采样率对用于监测呼吸相关病症或变化的生物阻抗信号采样。生物阻抗信号采样率可以等于、大于或小于生物电势信号采样率并且将至少部分地取决于具体的监视应用所需的时间分辨率。

在一些实例中，以依赖于该生物电势感测模块20的采样周期的方式运行阻抗监测模块22。同步控制模块120基于该生物电势感测模块20的ADC1106的采样周期和由位寄存器122设置的控制位提供用于驱动信号源112的控制信号。可以使得该驱动信号电路112能够启动和停止与该生物电势信号的采样周期的边缘同步施加到电极14和16的驱动信号。同步控制模块120可以包括状态机或用于检测由ADC1106产生的生物电势信号采样间隔的前缘或后缘的其他时序逻辑电路系统。如下文详细描述的，当阻抗监测间隔被预定或触发时，同步控制模块120使得驱动信号电路112能够将该驱动信号的递送与该生物电势采样周期同步。

将AC驱动信号递送到电极14和16可以导致正在相同电极14和16处感测的生物电势信号的扰动。该驱动信号可以在该生物电势信号中产生DC偏移和/或混叠误差。例如，当打开该驱动信号时以及当将它关闭时，可能发生在模拟前置放大器104的输入处接收的该生物电势信号的显著DC偏移。通过在该生物电势信号的连续采样期间将该驱动信号的开始和偏移与生物电势信号采样周期同步而最小化归因于该阻抗监测驱动信号的该生物电势信号的扰动。可以通过调整AC驱动信号振幅和相并且选择该AC驱动信号的频率而进一步最小化扰动和驱动信号诱导的假象。

图4是根据一个实施例该阻抗监测模块22的运行状态的概念图200。概念图200说明了在一个实施例中当被状态机控制时阻抗监测模块22的状态。在替代性实施例中，可以使用其他时序逻辑电路系统或其他处理和控制电路系统控制状态202、204、206和208。在初始关闭(OFF)状态202中，该阻抗监测模块被去能(disabled)。该驱动信号电路可以被断电，这样使得没有驱动信号递送到电极14和16。

该处理和控制模块26在203处将阻抗监测赋能(enable)位(BIOZENABLE)设置为高逻辑值，以便使得该阻抗监测模块22能够开始监测阻抗。该BIOZ赋能信号的高逻辑值指示应当开始阻抗监测。然而，施加该驱动信号并不立即开始响应于该赋能信号。该驱动信号开始将被同步到该生物电势信号的采样周期的前缘或后缘。这样，该阻抗监测模块22响应于被设置为高逻辑的寄存位BIOZ赋能而从关闭状态202转换到赋能状态204，但是在施加驱动信号和接收生物阻抗信号(例如响应于该AC驱动信号的电压信号)之前，仍停留在赋能状态204，等待检测该生物电势采样周期的前缘或后缘。该赋能状态204是中间状态，其中该阻抗监测模块22准备开始监测，但是尚未开始递送驱动信号和接收生物阻抗信号。

在所示的实例中，需要两个条件来从赋能状态204转换到开启(ON)状态206。如在210处指示的，一个条件是检测该生物电势信号的采样周期的前缘。通过同步控制模块120，例如基于接收自时钟电路124或接收自该生物电势感测模块A/D转换器ADC1106的时钟信号检测该采样周期前缘。

在赋能状态中，在检测到下一生物电势信号采样周期的边缘之后，该同步控制模块120将寄存位驱动赋能信号设置为高逻辑值，如在212处指示的。该阻抗监测模块22转换到开启状态206。在开启状态206中，该阻抗监测模块22是全面运行的。为该驱动信号电路112通电并且向电极14和16施加该AC驱动信号。通过测量电路114从电极14和16接收对该驱动信号的电压信号响应。

该阻抗监测模块22响应于被设置为低逻辑值的BIOZ赋能(ENABLE)信号而从开启状态206转换到去能(DISABLE)状态208，如在207处指示的。同步控制模块120可以基于阻抗监测时间间隔的预定或触发结束时间将BIOZ赋能信号设置为低逻辑值。在去能状态208中，该阻抗监测模块22继续施加该驱动信号并获取生物阻抗信号，直到满足从中间去能状态208转换到关闭状态202的条件为止。阻抗监测模块22仍停留在去能状态208，至少直到下一采样周期的边缘。

该同步控制模块120检测或识别该生物电势信号的下一采样周期的前缘，如在216处指示的。响应于下一采样周期的前缘，该同步控制模块120在218处将该驱动赋能信号设置为低逻辑。在将该该驱动赋能信号设置为低逻辑之后，该驱动信号电路112被终止并且该阻抗监测模块22回到关闭状态202。

贯穿阻抗测量模块状态202、204、206和208以及其间的状态转换对该生物电势信号连续采样。如果在生物电势采样周期中的中间点开关该驱动信号，则出现在该生物电势模拟前置放大器处的驱动信号馈通将在该生物电势信号采样周期的一部分中存在。此馈通噪声可以在数字化生物电势信号输出中产生异常。通过与这些生物电势采样周期的边缘同步地开关该驱动信号，仅在采样周期开始时存在归因于启动和停止该驱动信号的假象。通过对该生物电势信号过采样并且对过采样的点取平均值或过滤以获得希望的采样率，仅出现在这些采样周期的边缘的开始和偏移假象以及任何驱动信号馈通噪声将被最小化并且趋于零净假象。

图5A和5B是根据一个说明性实例用于控制该阻抗监测模块22的不同信号的时序图。在图5a和图5B中，32KHz时钟信号302和8KHz时钟信号304被示为向其他控制信号提供定时信号的自由运行集成电路时钟信号。生物阻抗驱动时钟信号312也被示为与8KHz时钟信号304同相地运行，但是可以使用其他驱动信号时钟频率。应当认识到，结合示于图5A和5B中的实例而描述的时钟信号302和304的具体频率是说明性的并且不应被解释为限制。用于控制生物电势采样频率和生物阻抗驱动信号的时钟信号以及采样频率可以在实施例之间变化并且可以与分频器、倍增器或用于获得希望的信号频率的其他电路系统一起使用，用于控制该生物电势感测模块20和阻抗监测模块22的各种功能。

逻辑信号BIOPSAMP306、BIOZ赋能308和驱动赋能310也被示于图5A和5B中。如果同步性控制逻辑120，则逻辑信号306、308和310是设置在位寄存器122中的位信号(bitsignal)。时钟信号302、304和312连同位信号306、308和310被用于控制该阻抗监测模块的状态转换，如下所述的。

图5A是用于控制启动顺序的信号的时序图300，执行该启动顺序以使得该阻抗监测模块能从关闭状态202转换到开启状态206，其中该驱动信号305被递送、同步到该生物电势信号的采样周期并且获取生物阻抗信号。具体而言，与如通过BIOPSAMP306控制的该生物电势信号的采样周期的前缘320同步为该驱动信号305赋能或将其开启。

在此实例中，通过以16KHz的采样频率(通过所示的实现方式中的32KHz时钟控制)对该生物电势信号过采样而以256Hz的采样率获取该生物电势信号。然后在对应于256Hz采样率的采样周期中对过采样的信号点过滤或取平均值，以便获得希望的256Hz采样的生物电势信号。在一些实施例中，BIOPSAMP306的前缘320因此是该生物电势信号的采样周期的前缘，在此期间可以对该生物电势信号过采样，以便积累信号采样点，对这些采样点取平均值或过滤以便获得希望的生物电势信号采样率。

该阻抗监测模块最初处于关闭状态202，如先前描述的。在关闭状态202中，没有驱动信号施加到电极14和16并且没有获取生物阻抗信号。该同步控制模块120在322处将BIOZ赋能信号308设置为高逻辑值。可以根据在IMD10中执行的监测方案将此BIOZ赋能信号308设置得高，例如响应于预定时间的天、周期性监测间隔、基于传感器的触发器或用户命令。

响应于在322处设高的BIOZ赋能信号308，该阻抗监测模块从关闭状态202转换到中间赋能状态204，其中该阻抗监测模块准备好而等待该生物电势采样周期的下一前缘320，以便将该AC驱动信号305的开始同步到生物电势采样周期的启动。响应于该BIOZ赋能信号在322处设高之后的下一前缘320，该同步控制模块在324处将驱动赋能信号310设置为高逻辑值。

在下一8KHz时钟周期之前，在该32KHz时钟周期的前缘，该驱动赋能信号310在324处被设置为高逻辑。该阻抗监测模块响应于被设高的驱动赋能信号310从中间赋能状态204转换到开启状态206。该阻抗监测模块22向电极14和16施加该驱动信号305并且开始以希望的采样率对该生物阻抗信号采样，该希望的采样率可以与该生物电势采样率相同或不同。

在此实例中，该驱动信号时钟312将该驱动信号频率控制为8KHz。该驱动信号时钟312具有与该8KHz时钟304同相的时钟周期。该同步控制模块120在324处将该驱动赋能信号310设高，这样使得该驱动信号305的开始相对于下一驱动时钟周期328的起点325同相移动。在此实例中，该驱动信号305将被递送该驱动时钟周期328的四分之一周期326，随后是限定该AC驱动信号频率的该驱动时钟周期328的全周期。该驱动信号以与该驱动信号时钟周期328的起点325具有全时钟周期的四分之一的相差启动。

通过以驱动时钟周期328的四分之一周期326启动该驱动信号并且对该生物电势信号的过采样的信号点取平均值，在以前缘320启动的该采样周期开始时出现在该生物电势信号上的驱动信号假象被最小化。该阻抗监测模块停留在开启状态206，只要该BIOZ赋能信号308停留在高逻辑高值处。

图5B是用于控制停止顺序的信号的时序图350，执行该停止顺序以通过将该阻抗监测模块从开启状态206转换到关闭状态202而将该阻抗监测模块去能，在该关闭状态下，该驱动信号是关闭的，即不再被递送到电极14和16,，并且没有获取生物阻抗信号。在生物阻抗监测间隔结束时，该同步控制模块在330处将该BIOZ赋能信号308设置为低逻辑值。

基于执行的监测方案可以将该BIOZ赋能信号308切到低，例如基于基于当日时间、周期性或预定监测时间间隔的到期、另一传感器信号的变化，或者基于用户命令。该阻抗监测模块响应于在330处被设得低的BIOZ赋能信号308从开启状态206转换到中间去能状态208。该阻抗监测模块在去能状态208期间等待该BIOPSAMP信号306的前缘332。

响应于下一生物电势采样周期的下一前缘332，该同步控制模块120在334处将该驱动赋能信号310设置为低逻辑。该阻抗监测模块从中间去能状态208转换到关闭状态202。已经与该驱动时钟信号312同相循环的该驱动信号305由此被去能，并且生物阻抗信号获取在334处被终止。

在此实例中，在该生物电势采样周期的前缘332之后并且在该驱动信号时钟周期328的一半周期336之后通过有待切低的同步控制来控制该驱动赋能信号310。与该8KHz时钟同相运行的该驱动信号时钟312在该生物电势采样周期的前缘332之后至少完成半周期336。在该半周期336之前但是在下一8KHz时钟周期340之前，该同步控制模块120从该驱动赋能信号310切到低，如通过32KHz时钟信号302控制的。这种定时在该驱动信号305终止时产生该驱动信号305的最后四分之一周期338，被同步到在前缘332处启动的该生物电势采样周期的开始。

以此方式，存在于该生物电势信号中的该驱动信号的开始和偏移假象被限制到四分之一周期或少于生物电势信号采样周期的前缘或后缘处的驱动信号时钟周期328的其他部分。在其开始和偏移时该驱动信号的此部分周期减少在该数字生物电势输出信号(图3中的BIOPOUT108)中产生的假象。

在替代性实例中，该驱动信号305的开始和偏移可以被同步到这些生物电势采样周期的后缘或前缘和后缘的组合。将该驱动信号开始和偏移与该生物电势采样周期的前缘或后缘同步化可以包括延迟或滞后该驱动信号时钟周期的半周期或更多，同时在分别转换到开启状态206或关闭状态202之前，该阻抗监测模块在等待该生物电势采样周期的边缘的同时处于中间赋能状态204或中间去能状态206。状态转换的滞后还可以包括基于该驱动信号相对于该驱动信号时钟周期的希望的相移，生物电势采样周期的边缘检测之后的滞后。

用于同步该驱动信号开始和/或偏移的技术可以因此包括用于将该驱动信号的开始和/或偏移分级的技术，用于减少在该生物电势信号中产生的驱动信号诱导的假象。如前文中所述的，用于将驱动信号开始和偏移分级的技术可以包括相对于驱动信号时钟周期的起点移动该驱动信号的相。可以通过使得该驱动信号能比全时钟周期起点早驱动信号时钟周期的一部分来实现移动该驱动信号开始的相。可以通过使得该驱动信号不能比全时钟周期结束晚驱动信号时钟周期的一部分来实现移动该驱动信号偏移的相。一种用于相对于该驱动信号时钟周期起点移动该驱动信号开始和偏移的相的技术通过图5A和5b中的开始和偏移四分之一周期326和328加以说明。应当认识到，其他方法可以被设想用于在该驱动信号305开始时相对于驱动信号时钟周期328的起点325执行相移和用于在偏移时在全时钟周期之后将该驱动信号305延伸驱动信号时钟周期的一部分以实现部分驱动信号周期。

图5C是描绘降低的驱动信号电流振幅382在该驱动信号380开始时的用途的时序图360。另外或可替代地，用于将驱动信号开始和/或偏移分级以减少归因于该驱动信号的生物电势信号假象的技术可以包括在第一个和/或最后一个驱动信号周期或其部分期间施加降低的驱动信号振幅。

在图5C的该实例中，在将赋能信号设高并且检测到该生物电势采样信号的边缘(如上所述的)之后，该驱动赋能信号370在374处被设高。然而，在此情况下，该赋能信号370在该驱动时钟周期378的起点375处被设高。该驱动信号380与驱动时钟信号372的周期378同相地被赋能或开启。在此实例中，与示于图5A中的四分之一周期相移相反，驱动信号380没有相对于驱动时钟周期378发生同相移动。

在此实施例中，该驱动赋能信号370与该8KHz时钟信号364(而非如示于图5A中的32KHz时钟信号)同步地被设高，这样使得驱动信号380的开始周期376是时钟周期378的全半周期。然而，该驱动信号源被控制用于在开始周期376期间以比在随后的驱动信号周期被递送的全驱动信号电流振幅384低的电流振幅382递送该驱动信号380。例如，对于驱动信号380开始时的前半周期376而言，该驱动信号电流振幅382可以是该全驱动信号电流振幅384的一半。

类似地，在该驱动信号偏移时，该驱动信号380可以按小于该全驱动信号电流振幅384的电流振幅被递送，例如对于在驱动信号380终止时与驱动时钟周期378同相被递送的该驱动信号380的最后半周期而言。在该驱动信号的开始和/或偏移时，减少的电流驱动信号可以被递送该驱动信号时钟周期378的全周期、半周期、四分之一周期或其他部分，以便提供分级的驱动信号开始和/或偏移。

在替代性实施例中，分级的驱动信号开始和/或偏移可以包括斜变驱动信号振幅而非离散调整的驱动信号振幅，如图5C中所示。该生物电势信号上的假象受该斜变的驱动信号振幅的斜率的影响。斜率越高，信号假象振幅可能越大。可以对该斜变驱动信号的斜率进行选择，以便最小化该生物电势信号上产生的假象，该斜率是起始振幅和在达到全驱动信号振幅之前施加该斜变驱动信号振幅的驱动时钟周期的部分控制的。

在一个实例中，单端驱动信号通过耦合电容器被施加到电极14或16之一上。该驱动信号电流振幅在开始周期的至少一部分上斜变，这可以与该驱动时钟周期同相或不同相并且可以是该驱动时钟周期的全周期或全周期的一部分。该斜变电流振幅的斜率可以是低的，即相对缓慢的斜变到该驱动信号电流振幅，这样使得它被该生物电势感测界面101(示于图3中)的过滤器102所拒绝。

因此，用于减少在由该生物电势感测模块20接收的该生物电势信号中的由该驱动信号诱导的开始和偏移假象的技术包括在最初和最终驱动信号时钟周期或其部分期间移动该驱动信号的相和/或降低该驱动信号的振幅。通过使用振幅或斜变振幅的离散阶跃变化移相和/或减少该驱动信号的开始和/或偏移电流，提供分级驱动信号，以便减少来自一对共用电极的在正在被监测的生物电势信号上产生的相关假象。

图6是描绘出由该阻抗监测模块向电极14和16施加的驱动信号402和由该生物电势感测模块接收的所得假象的示例性绘图400。由阻抗监测模块向电极14和16施加的该驱动信号402被示为8KHz、20mV峰到峰方波。驱动信号馈通噪声404在该生物电势感测模块20的模拟感测界面101的输入处表现为大约2.3mV的峰到峰信号。该模拟感测界面101的输出V(P)in105被提供为到该生物电势感测模块20的ADC1106的输入。该驱动信号馈通噪声404在于ADC1106的输入处接收的V(P)in105中被该模拟感测界面101衰减为大约62μV的峰到峰信号。

V(P)in105还包括分别在将为驱动信号402赋能和将该驱动信号402去能时出现的开始和偏移假象406a和406b。通过将驱动信号402的开始和驱动信号402的偏移与如在此所述的生物电势采样周期的前缘同步并且对过采样的生物电势信号点取平均值以获得希望的生物电势信号采样率，ADC1106的该输出信号108中的馈通噪声以及开始和偏移驱动信号假象410a和410b被最小化。输出信号BIOPOUT108中的剩余驱动信号开始和偏移假象410a和410b被减少至基本上处于该生物电势信噪比的基线噪声水位内。由于对这些过采样的生物电势信号点取平均值，该ADC1输出信号108中馈通噪声404趋于零。由于该驱动信号在该采样周期即将开始时被赋能并且直到下一采样周期的前缘才被去能，停留在该输出信号108中的馈通噪声404的任何效应被均匀分布在该生物电势采样周期中。此馈通噪声因此基本上通过取平均值而被去除。

在此实例中，该驱动信号402的频率被示为8KHz。馈通噪声振幅和DC混叠的存在受使用的驱动信号频率的影响。为了减少由该驱动信号导致的对该生物电势信号的干扰，可以选择产生较少的DC混叠和较低的馈通噪声的驱动信号频率。因此，所选的驱动信号频率是相比于其他可用的驱动信号频率对ADC1106产生较少的输入信号V(P)in105干扰的频率。

图7是根据一个实施例用于控制阻抗监测模块的方法的流程图500。如在此所述的，IMD10包括处理和控制电路系统，该电路系统被配置成用于控制阻抗监测模块，以便向一对电极递送驱动信号并且接收来自同一对电极的生物阻抗信号，该对电极用于获取在监测时间间隔中正在被连续采样的生物电势信号。在该生物电势监测时间间隔期间，以希望的采样率对该生物电势信号采样，这可以通过在对应于该希望的采样率的采样周期中对该生物电势信号过采样并且过滤(例如通过取平均值)这些过采样的信号点来实现。

在该生物电势信号的连续采样期间的任何时间，可以通过该处理和控制模块产生指示是获取生物阻抗信号的时候的信号。在框502处该阻抗监测模块最初是关闭。在框504处响应于确定是开始监测生物阻抗的时候的该处理和控制模块，在框506处该阻抗监测模块转换到赋能状态并且等待下一生物电势采样周期的边缘。

在508框处，在检测到下一生物电势采样周期的边缘时，被同步到该采样周期的该驱动信号被赋能。例如，该驱动信号可以在该生物电势采样周期的前缘被赋能。将该驱动信号同步到该生物电势信号的采样周期可以包括延迟，直到基于相对于驱动信号时钟周期的希望的驱动信号相，该驱动信号被实际开启为止。如上所述的，该驱动信号可以在等待在该采样周期的前缘之后完成的时钟周期之后被开启，这样使得在该生物电势采样周期开始时递送该驱动信号频率周期的部分周期(例如四分之一周期)。通过递送AC驱动信号的部分周期，可以在数字化生物电势输出信号中减少净驱动信号开始假象。另外或可替代地，可以按小于全驱动信号电流振幅的电流振幅在开始周期的至少一部分期间递送该AC驱动信号。以此方式，分级的驱动信号开始被同步到该生物电势采样周期的边缘。

该阻抗监测模块停留在开启状态，直到接收到指示是停止阻抗监测的时候的信号为止，如在框510处所确定的。在框512处，该阻抗监测模块在等待下一生物电势采样周期边缘的同时继续递送该驱动信号并获取该生物阻抗信号。在框514处，该驱动信号与下一采样周期边缘同步被去能。

该驱动信号偏移的同步化可以包括通过使用部分偏移周期递送分级的驱动信号偏移，该部分偏移周期是该驱动信号时钟周期时段的一部分和/或降低的驱动信号电流振幅。这样，该驱动信号偏移与生物电势采样周期边缘的同步可以包括滞后时间或延迟，以便允许驱动时钟周期在驱动时钟周期的一部分之后完成最终偏移周期。例如，该同步控制模块可以等待在该生物电势采样周期边缘之后完成该驱动信号频率的全周期，然后在该驱动信号时钟周期的部分周期(例如四分之一)之后终止该驱动信号。另外或可替代地，该驱动信号电流可以在最终驱动信号周期期间从全驱动信号电流减少，该最终驱动信号周期可以是完整驱动信号时钟周期或其部分。

将该驱动信号去能之后，该阻抗监测模块回到关闭状态502，以便等待下一生物阻抗监测间隔。同时，可以使用相同电极对不中断地并且独立于该阻抗监测时间间隔和生物阻抗采样率对该生物电势信号继续采样。

因此，已经参考具体实施例在前述描述中总体上呈现了用于使用单共用电极对获取生物电势信号和生物阻抗信号的可植入医疗装置和相关方法。除了在此呈现的说明性实例之外，在此描述的各个实例可以按任何组合进行组合并且可以在不脱离本披露的范围的情况下加入或省略一些方面。用于将生物阻抗驱动信号与生物电势采样周期同步的方法可以包括按不同于在此示出和描述的说明性实例的顺序或组合执行的步骤。应当理解的是，可以在不脱离如在以下权利要求中所陈述的本披露的范围的情况下对参考实施例进行各种修改。

Claims (10)

1.一种可植入医疗装置，包括：

一对电极；

生物电势感测模块，该生物电势感测模块联接到该对电极并且被配置成以第一采样率获取存在于该对电极处的生物电势信号；

阻抗监测模块，该阻抗监测模块联接到该对电极并且被配置成以第二采样率获取跨该对电极的生物阻抗信号；

控制模块，该控制模块被配置成控制该阻抗监测模块，以便向用于获取该生物阻抗信号的该对电极递送被同步到该第一采样率的驱动信号。

2.如权利要求1所述的装置，其中该阻抗监测模块包括用于递送该驱动信号的交流源，

该控制模块进一步被配置成控制该阻抗监测模块，以便以第一驱动信号频率递送该驱动信号，该第一驱动信号频率相比于不同于该第一驱动信号频率的第二驱动信号频率对由该生物电势感测模块接收的生物电势信号产生较少干扰。

3.如权利要求1-2中任一项所述的装置，其中该控制模块被配置成使得该驱动信号能响应于与该第一采样率相对应的采样周期的第一边缘并且使得该驱动信号不能响应于与该第一采样率相对应的该采样周期的下一边缘。

4.如权利要求1-3中任一项所述的装置，其中该生物电势感测模块被配置成以大于该第一采样率的第三采样率对该生物电势信号过采样以获取过采样的信号点，并且在对应于该第一采样率的采样周期中过滤这些过采样的信号点以获得在该第一采样率下的经采样的信号点。

5.如权利要求1-4中任一项所述的装置，其中该控制模块被配置成通过使得该驱动信号能响应于该采样周期的第一边缘并且使得该驱动信号不能响应于该采样周期的下一边缘而同步该驱动信号。

6.如权利要求1-5中任一项所述的装置，其中该控制模块被配置成控制该阻抗监测模块在该驱动信号被去能的第一状态与该驱动信号被赋能的第二状态之间的转换，

其中控制从该第一状态到该第二状态的转换包括控制响应于阻抗监测赋能信号从该第一状态到第一中间状态的中间转换，随后是响应于与该第一采样率相对应的采样周期的第一边缘从该第一中间状态到该第二状态的下一转换，并且

控制从该第二状态到该第一状态的转换包括控制响应于阻抗监测去能信号从该第二状态到第二中间状态的中间转换，随后是响应于与该第一采样率相对应的该采样周期的第二边缘从该第二中间状态到该第一状态的下一转换。

7.如权利要求1-6中任一项所述的装置，其中该生物电势感测模块被配置成在监测间隔中独立于在该监测间隔期间的第二采样频率以第一采样频率对该生物电势信号连续采样。

8.如权利要求1-7中任一项所述的装置，其中该控制模块被配置成通过使得该驱动信号能和不能响应于与该第一采样率相对应的采样周期的边缘而同步该驱动信号，

该阻抗监测模块被配置成响应于为该驱动信号赋能的该控制模块而递送具有驱动信号周期的交流驱动信号；并且

该控制模块进一步被配置成控制该阻抗监测模块，以便以少于该驱动信号周期一半的开始周期和少于该驱动信号周期一半的偏移周期中的至少一者递送该交流驱动信号。

9.如权利要求1-8中任一项所述的装置，其中该驱动信号具有第一振幅和小于该第一振幅的第二振幅，

该控制模块进一步被配置成控制该阻抗监测模块，以便以该第二振幅递送该驱动信号持续开始部分和偏移部分中的至少一者。

10.如权利要求1-9中任一项所述的装置，其中该控制模块进一步被配置成控制该阻抗监测模块，以便启动从驱动信号时钟周期的相起点同相移动的该驱动信号。