CN107529988B - 心房颤动检测 - Google Patents

心房颤动检测 Download PDF

Info

Publication number
CN107529988B
CN107529988B CN201680018682.6A CN201680018682A CN107529988B CN 107529988 B CN107529988 B CN 107529988B CN 201680018682 A CN201680018682 A CN 201680018682A CN 107529988 B CN107529988 B CN 107529988B
Authority
CN
China
Prior art keywords
threshold
specified
interval
hrdi
heart rate
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.)
Active
Application number
CN201680018682.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107529988A (zh
Inventor
戴维·L·佩尔施巴谢
迪帕·马哈詹
霍华德·D·小西姆斯
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.)
Cardiac Pacemakers Inc
Original Assignee
Cardiac Pacemakers 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 Cardiac Pacemakers Inc filed Critical Cardiac Pacemakers Inc
Publication of CN107529988A publication Critical patent/CN107529988A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107529988B publication Critical patent/CN107529988B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
    • A61N1/3962—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion in combination with another heart therapy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/361—Detecting fibrillation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0031—Implanted circuitry
    • 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
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/0245—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate by using sensing means generating electric signals, i.e. ECG signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A61B5/283—Invasive
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/333—Recording apparatus specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/363—Detecting tachycardia or bradycardia
    • 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
    • A61B5/6847—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 mounted on an invasive device
    • A61B5/686—Permanently implanted devices, e.g. pacemakers, other stimulators, biochips
    • 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
    • A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
    • 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
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
    • 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
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
    • A61N1/3962—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion in combination with another heart therapy
    • A61N1/39622—Pacing therapy
    • 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
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3987—Heart defibrillators characterised by the timing or triggering of the shock

Abstract

一种装置包括：感测电路，其被配置为生成表示受试者的心脏活动的感测到的生理信号；以及心律失常检测电路。心律失常检测电路被配置：为使用感测到的生理信号来监视与心室去极化(V‑V)间隔对应的信息；确定V‑V间隔分布；将心率密度指数(HRDI)确定为分布中最常出现的V‑V间隔对应的V‑V间隔分布的样本的一部分；并且使用HRDI来生成心房颤动(AF)的指示。

Description

心房颤动检测
优先权要求
本申请要求于2015年4月2日提交的美国临时专利申请序列号62/142,184的根据35U.S.C.§119(e)的优先权的权益，其全部内容通过引用并入本文。
背景技术
移动式医疗装置包括可植入医疗装置(IMD)、可穿戴医疗装置、手持医疗装置和其他医疗装置。IMD的一些示例包括诸如可植入起搏器的心脏功能管理(CFM)装置、可植入心律转复除颤器(ICD)、皮下可植入心律转复除颤器(S-ICD)、心脏再同步治疗装置(CRT)以及包括这些能力的组合的装置。这些装置可以被用于使用电或其他治疗来治疗患者或受试者，或通过内部监视患者的状况来帮助医师或护理人员进行患者诊断。
一些可植入医疗装置可以是仅诊断装置，诸如可植入环路记录器(ILR)和皮下可植入心力衰竭监视器(SubQ HFM)。装置可以包括与一个或多个感测放大器通信的电极以监视患者内的心脏电活动，或者可以包括一个或多个传感器以监视一个或多个其他内部患者参数。皮下可植入装置可以包括能够在不与患者的心脏直接接触的情况下感测心脏信号的电极。IMD的其它示例包括可植入药物递送系统或具有神经刺激能力的可植入装置(例如迷走神经刺激器、压力反射刺激器、颈动脉窦刺激器、脊髓刺激器、深部脑刺激器等)。
可穿戴医疗装置的一些示例包括可穿戴心律转复除颤器(WCD)和可穿戴诊断装置(例如，动态监视背心、保持器监视器、心脏事件监视器或移动心脏遥测装置)。WCD可以是包括表面电极的监视装置。表面电极可以被布置成提供用于提供表面心电图(ECG)的监视和心律转复器和除颤器休克治疗的递送中的一个或两者。在一些示例中，可穿戴医疗装置还可以包括由患者穿戴的监视贴片，诸如可粘附的贴片，或者可以被包括在由患者穿戴的衣物上。
手持医疗装置的一些示例包括个人数据助理(PDA)和智能电话。手持装置可以是诊断装置，其在装置停留在患者的手中或被保持在患者的胸部时记录心电图(ECG)或其他生理参数。
CFM装置可以是可植入的，但在某些情况下可能不包括专门的心房感应能力。另外，一些仅诊断可植入、可穿戴和手持装置不包括专门的心房感测能力。具有这些类型的装置的患者可能会发展心房心律失常，诸如例如心房颤动(AF)。这对于典型地具有高AF发病率的心力衰竭患者尤其如此。特定患者正在经历AF的知晓对于医师和临床医师来说可以是有用的以用于诊断目的，或者可以根据该患者的需要定制医疗装置的性能来提供最有效的患者治疗。
发明内容
移动式医疗装置正确地检测和识别心律失常可以是期望的。这可以有助于为患者提供最有效的基于装置的治疗或基于非装置的治疗。本主题涉及改善心房颤动的检测。
本主题的一个示例系统可以包括：感测电路，其被配置为生成表示受试者的心脏活动的感测到的生理信号；以及一个或多个心律失常检测电路。心律失常检测电路可以被配置为：使用感测到的生理信号来监视与心室去极化(V-V)间隔对应的信息；使用与V-V间隔对应的信息来生成心率分布；确定心率密度指数(HRDI)的特性；并使用心率模式和HRDI的特性来生成心房颤动(AF)的指示。
本节旨在提供本专利申请的主题的简要概述。并不旨在提供本发明的排他性或穷尽性的解释。除本节所作的陈述外，还包括详细描述以提供关于本专利申请的进一步信息，诸如从属权利要求以及从属权利要求和独立权利要求的相互关系的讨论。
附图说明
在不一定按比率绘制的附图中，相同的数字可以在不同的视图中描述类似的组件。具有不同字母后缀的相同数字可以表示类似组件的不同实例。附图借由示例而不是借由限制一般地示出了本文献中讨论的各种示例。
图1是包括IMD的医疗装置系统的部分的示例的图示。
图2和图3是IMD的进一步示例的图示。
图4是医疗装置系统的另一个示例的部分的图示。
图5示出了操作移动式医疗装置的方法的示例的流程图。
图6示出了正常窦性心律中的患者的心率分布的示例的曲线图。
图7示出了心房颤动中的患者的心率分布的示例的曲线图。
图8示出了正常窦性心律中的患者群体的心率模式数据和心率密度指数数据。
图9示出了心房颤动中的患者群体的心率模式数据和心率密度指数数据。
图10是示出了移动式医疗装置的示例的部分的框图。
图11示出了感测到的生理信号的示例的表示。
图12示出了包括正常窦性心律和心房颤动的感测到的生理信号的另一示例的表示。
图13是操作移动式医疗装置的方法的另一示例的流程图。
图14示出了医疗装置系统的另一示例的部分的框图。
具体实施方式
移动式医疗装置可以包括本文描述的一个或多个特征、结构、方法或其组合。例如，可以实施心脏监视器或心脏刺激器以包括以下描述的一个或多个有利特征或过程。意图是这样的监视器、刺激器或其他移动装置不需要包括本文描述的所有特征，而是可以被实施为包括提供独特结构或功能的所选特征。可以实施这样的装置以提供各种治疗性或诊断功能。
图1是包括IMD 105的系统100的部分的示例的图示。IMD 105的示例包括但不限于起搏器、心律转复器、除颤器和包括了心脏装置的其他心脏监视和治疗递送装置，该心脏装置包括一种或多种神经刺激装置、药物、药物递送系统或其它治疗或与其协调工作。在一个示例中，示出的系统100被用于治疗心律失常。IMD 105典型地包括通过一个或多个心脏引线115耦接到患者或受试者的心脏的电子单元。IMD 105的电子单元典型地包括被封闭在有时被称为筒或“罐”的气密密封壳体中的组件。系统100典型地还包括IMD编程器或其它外部系统190，该外部系统190与IMD 105传送一个或多个无线信号185，诸如通过使用射频(RF)或通过一种或多种其他遥测方法。
示出的示例包括具有近端和远端的右心室(RV)引线115。近端被耦接到头部连接器107。远端被配置为用于放置在RV中。RV引线115可以包括近端除颤电极116、远端除颤电极118(例如RV线圈)、RV尖端电极120A和RV环形电极120B中的一个或多个。除颤电极116通常被并入引线体中，诸如在适合于在上腔静脉(例如，SVC线圈)中的室上性放置的位置中。在一些示例中，RV引线115包括在近端除颤电极116附近的环形电极132(例如，SVC环)。除颤电极118在远端附近被并入引线体中，诸如用于放置在RV中。RV电极120A和120B可以形成双极电极对，并且通常在引线远端处被并入引线体中。电极116、118、120A和120B每个都被电耦接到IMD 105，诸如通过在引线体内延伸的一个或多个导体。近端除颤电极116、远端除颤电极118或在IMD 105的罐上形成的电极允许将心脏复律或除颤脉冲递送至心脏。RV尖端电极120A、RV环形电极120B或在IMD 105的罐上形成的电极允许感测表示RV去极化的RV电描记图信号并递送RV起搏脉冲。IMD 105包括感测放大器电路，用于提供感测到的信号的放大或滤波。感测和起搏允许IMD 105调整心室收缩的计时。
诸如图1中示出的一些IMD可以不包括用于感测心房中的电活动的任何电极。例如，IMD 105可以是具有单个心室腔感测的ICD。ICD可以包括被附接到单个心室引线的电极，并且使用利用心室电极感测到的(例如，通过速率感测和/或去极化信号形态分析)用于心律失常检测和鉴别的固有心脏信号。
IMD可以是仅诊断装置，并且不向患者提供电治疗。这种装置可以包括允许感测心室去极化的RV尖端电极120A、RV环形电极120B或在IMD 105的罐上形成的电极的组合。注意到，图1的示出的示例示出的引线和电极的具体布置旨在是非限制性的。
图2是包括S-ICD 205的系统200的部分的另一示例的图示。S-ICD 205是可皮下植入的并且包括引线215。引线215也被皮下植入，并且引线215的近端被耦接到头部连接器207。引线215可以包括电极220A和电极220B以感测心室去极化(例如，使用远场感测)，但是在示出的示例中，引线不包括直接接触心脏的任何电极。引线215包括可以是线圈电极的除颤电极218。S-ICD 205可以使用除颤电极218和在S-ICD 205的罐上形成的电极向心脏提供心脏复律治疗和除颤高能量休克治疗中的一种或多种。在一些示例中，S-ICD 205也可以提供用于抗心动过速治疗或心动过缓治疗的起搏脉冲。注意到，在电极的布置中不提供直接心房感测。
图3是无引线的IMD的示例的图示。在示出的示例中，IMD是无引线起搏器305。无引线起搏器305被示出为被定位在心室腔内的心内膜处，但是无引线起搏器305可以被定位于心脏的其他位置处。无引线起搏器305示例具有圆柱形或子弹形状的壳体，并且可以包括沿着圆柱形壳体布置的一个或多个电极以感测心脏的电信号和/或提供用于起搏心脏的电刺激。一个或多个电极可以被用于通信。无引线起搏器305可以包括将起搏器固定到心肌的机构330。固定机构的示例可以包括一个或多个齿、一个或多个有倒钩的齿以及一个或多个螺旋形固定机构。用于示例中示出的装置放置的电极可能不提供直接心房感测。
IMD的其它示例包括可植入环路记录器(ILR)、心脏中没有引线的诊断装置以及神经刺激器(包括但不限于迷走神经刺激器、压力感受器刺激器和脊髓刺激器)或其他IMD。这些类型的装置可能不包括被定位于心房中的电极。
图4是医疗装置系统400的另一示例的部分的图示。系统400可以包括一个或多个移动式医疗装置，诸如常规可植入或皮下可植入医疗装置405、可穿戴医疗装置410或手持医疗装置403。一个或多个医疗装置可以包括通信电路(例如，遥测电路)以将AF的指示传送到通信系统407。通信系统407可以包括外部通信装置412和远程系统414，远程系统414经由网络418(例如，因特网、专有计算机网络或蜂窝电话网络)与外部通信装置412通信。远程系统414可以包括远离外部通信装置412和受试者定位的服务器416以执行患者管理功能。外部通信装置412可以包括编程器，以对由可植入医疗装置提供的基于装置的治疗的治疗参数进行编程。外部通信装置412和远程系统414中的一个或两者可以包括用于向诸如临床医师的用户呈现AF的指示的显示器。
图5是操作移动式医疗装置的方法500的示例的流程图。方法500提供了使用移动式医疗来检测AF，即使移动式医疗装置可能不包括用于实施直接心房感测的电极和感测电路也是如此。
在505处，监视与受试者的心室去极化间隔(或V-V间隔)对应的信息。可以以每分钟搏动(bpm)或以时间(例如，毫秒)监视间隔。本领域技术人员在阅读本文献时将会理解，可以使用心脏去极化之间的间隔来确定心率，并且术语心率和间隔可以在描述的方法中可交换地使用。去极化间隔可以在右心室或左心室处被感测到。该信息可以包括V-V间隔的采样值。V-V间隔的分布被确定。
在510处示出的一些示例中，使用V-V间隔来确定心率模式。心率模式是指在心跳间隔或心率的分布中最常出现的心率。图6示出了正常窦性心律(NSR)的心率分布的示例的曲线图。分布的大多数样本位于约50bpm和90bpm之间。分布模式约为60bpm，这是因为这是在分布中最常出现的心率。
回到图5在515处，使用V-V间隔来确定心率密度指数(HRDI)。在一些示例中，HRDI可以是与分布中最常出现的V-V间隔对应的V-V间隔分布的样本的一部分。在一些示例中，HRDI可以是具有心率模式的分布中的V-V间隔的部分。在某些变化中，HRDI被表示为间隔的分数(例如，百分比)。在图6的示例中，HRDI为与60bpm的心率模式对应的81％。
在图5的520处，使用心率模式和HRDI来生成AF的指示。图7示出了AF中的患者的心率分布的示例的曲线图。可以看出，AF中的心率不如NSR中的规律。在图7的示例中，心率模式为90bpm，并且HRDI约为23％。仅可以使用V-V间隔来测量心率模式和HRDI的值。以这种方式，可以在移动式医疗装置中没有包括专用心房感测的情况下检测AF。
图8示出了NSR中的患者群体的心率模式数据和HRDI数据。从图8中可以看出，数据主要被包括在高于25％的HRDI且低于100bpm的心率模式的无阴影区域中。图9示出了AF中的患者群体的心率模式数据和HRDI数据。从图9中可以看出，数据主要被包括在低于25％的HRDI和高于100bpm的心率模式的无阴影区域中。
在一些变型中，使用心率分布的形状来确定HRDI。例如，HRDI可以是图6和图7的心率分布的歪斜、峰度和方差中的一个或多个的测量。
根据一些示例，HRDI可以与指定的HRDI阈值进行比较。当HRDI满足指定的HRDI阈值时，检测AF。在一些示例中，可以将HRDI与指定的HRDI阈值进行比较，并且可以将心率模式与心率模式阈值进行比较。当确定出的心率模式满足心率模式阈值或确定出的HRDI满足HRDI阈值时，可以生成AF的指示。“或”意图是非排他性的。因此，在图8和图9的示例中，当患者的心率样本的心率模式大于100bpm时、当样本的HRDI小于25％时、或者心率样本的心率模式大于100bom且HRDI小于25％时，针对患者可以生成AF的指示。
图10示出了移动式医疗装置的示例的部分的框图。装置1005包括感测电路1007和心律失常检测电路1010。感测电路1007生成表示受试者的心脏活动的感测到的生理信号。在某些示例中，感测电路1007将被电耦接到被包括在引线中的可植入电极，该引线被布置用于将可植入物放置于心室中。在某些示例中，感测电路1007将被电耦接到被包括在无引线可植入医疗装置中的可植入电极。在某些示例中，感测电路1007将被电耦接到可植入电极，该可植入电极被配置为在不与受试者的直接心脏接触的情况下感测心脏信号(例如，皮下可植入电极)。在某些示例中，感测电路1007和心律失常检测电路1010被包括在可穿戴装置或手持装置中。
在某些示例中，感测电路1007是心音感测电路(例如，加速度计)。心音与来自患者心脏的活动的机械振动和通过心脏的血液流动相关联。每个心脏周期都会重现心音，并根据与振动相关联的活动进行分离和分类。第一心音(S1)是在二尖瓣拉紧期间由心脏产生的振动声音。第二心音(S2)标志着舒张的开始。第三心音(S3)和第四心音(S4)与舒张期间的左心室的充盈压有关。心音信号可以是表示由心音传感器电路产生的一个或多个心音的电信号。心音信号可以被用于确定心率和去极化间隔。
心律失常检测电路1010可以包括微处理器、数字信号处理器、专用集成电路(ASIC)或解释或执行被包括在软件或固件中的指令的其他类型的处理器。心律失常检测电路1010能够使用感测到的生理信号来确定心室去极化(V-V)间隔并监视该间隔。心律失常检测电路1010可以包括用于检测感测到的生理信号中的R波以确定V-V间隔的峰值检测器电路。心律失常检测电路1010可以对V-V间隔进行采样并将样本存储在存储器中。
心律失常检测电路1010可以诸如通过使用存储器将间隔分箱并且确定每箱的间隔数来确定V-V间隔的分布。从V-V间隔分布，心律失常检测电路1010确定HRDI。在一些示例中，心律失常检测电路1010将HRDI确定为与分布中最常出现的V-V间隔对应的V-V间隔分布的样本的一部分。心律失常检测电路1010使用HRDI来生成AF的指示。在一些示例中，心律失常检测电路1010将HRDI与指定的HRDI阈值进行比较，并且当确定出的HRDI满足阈值时生成AF的指示。
在一些示例中，心律失常检测电路1010使用V-V间隔来确定心率模式。心律失常检测电路1010使用心率模式和HRDI来生成AF的指示。在某些示例中，当确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足指定的HRDI阈值时，心律失常检测电路1010生成AF的指示。可以在指定的持续时间内确定心率模式和HRDI。在某些变型中，可以针对感测到的并被存储在装置1000的存储器中的生理信号而确定心率模式和HRDI。
根据一些示例，使用心率模式和HRDI的AF的确定可以与确定AF的其他方法组合。例如，在一些示例中，心律失常检测电路1010可以将使用心室间隔离散度进行的AF的确定与使用心率模式和HRDI进行的AF的确定进行组合。
图11示出了感测到的生理信号1105的表示。该信号被示出具有多个R波1110。V-V间隔可以被确定为R波之间的间隔。图中的RR1是指第一个两个R波之间的第一间隔；RR2是第二个R波和第三个R波之间的第二间隔，等等。V-V间隔之间的差是指ΔRR1,2(例如，RR2和RR1之间的差)、ΔRR2,3等等。
图12示出了具有与NSR对应的第一区域1205和与AF对应的第二区域1210的感测到的生理信号的示例。在NSR区域中，V-V间隔将更加规则，并且V-V间隔的差将是小的。在AF区域中，V-V间隔将更加分散，并且V-V间隔差值将比NSR更多变。
图13是操作移动式医疗装置的方法1300的另一示例的流程图。如关于图5的框505、510和515描述的，执行块1305、1310和1315以确定心率模式和HRDI。在1307处，图10的心律失常检测电路1010确定所监视的V-V间隔之间的差，并且在1313处使用确定出的V-V间隔差来确定V-V间隔离散度的测量。在一些示例中，V-V间隔离散度的测量包括确定出的间隔差的确定出的方差。为了检测AF，心律失常检测电路1010使用心室间隔离散度的测量、确定出的心率模式和确定出的HRDI。
在1317处，心律失常检测电路1010将确定出的心率模式与指定的心率模式阈值进行比较，并将确定出的HRDI与指定的HRDI阈值进行比较。在1319处，心律失常检测电路1010将V-V间隔离散度的测量与指定的离散度阈值进行比较(例如，将V-V间隔方差的测量与指定的方差阈值进行比较)。在1320处，心律失常检测电路1010确定：i)确定出的V-V离散度的测量是否满足指定的离散度阈值，并且ii)确定出的心率模式是否满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI是否满足指定的HRDI阈值两者。如果是，则在1325处，心律失常检测电路1010生成AF的指示。换句话说，当满足了检测AF的两种方法的标准时，心律失常检测电路1010生成AF的指示。
在某些示例中，心律失常检测电路1010确定与被用于确定心率模式和HRDI的持续时间不同的持续时间内的V-V间隔离散度的测量。在旨在非限制性的说明性示例中，心律失常检测电路101可以确定在指定数量的心动周期(例如，100-200个心动周期)的窗口内的心室间隔离散度的测量，并且确定在十分钟的窗口内的心脏模式和HRDI。
可以组合心率模式和HRDI的方法使用心室间隔离散度的其他测量来检测AF。在一些示例中，心律失常检测电路1010确定V-V间隔中的差，并将间隔差分类为稳定、不稳定或不稳定和随机之一。在某些变化中，间隔被分类为稳定箱、不稳定箱或不稳定随机箱。
当间隔差比紧接在前的间隔差小于指定阈值差值时，间隔差可以被分类为稳定。当间隔差比紧接在前的间隔差大于指定阈值差值时，间隔差可以被分类为不稳定，并且当间隔差的幅度比紧接在前的间隔差大于指定阈值差值并且间隔差为负值、其满足指定负值阈值时，间隔差被分类为不稳定随机。
在某些示例中，阈值差值是以下一个值，其对应于两个间隔之间的速率差小于10bpm。因此，如果图11中的RR2是对应于60bpm的1000ms，并且RR1是对应于70bpm的857ms，则间隔差ΔRR1,2被分箱为稳定的。如果RR1小于857ms，则间隔差被分箱为不稳定的。如果RR2小于857ms，并且RR1等于1000ms，则间隔差ΔRR1,2被分箱为不稳定随机。在某些示例中，如果使用的间隔(例如，间隔RR1和RR2)被包括在长于指定的最小间隔的三个心室搏动的三元组中(例如，与185bpm的心率对应的324ms的间隔)，则间隔差仅被考虑用于分箱。
回到图12的示例，在NSR区域中，更多的V-V间隔差将是稳定的。在AF区域中，不稳定的V-V间隔差和不稳定随机V-V间隔差的数量将相对于稳定的V-V间隔差的数量增加。心律失常检测电路1010可以使用稳定间隔差的数量和不稳定间隔差的数量来确定心室间隔差分布的第一度量。第一度量可以包括使用稳定间隔差的数量和不稳定间隔差的数量确定出的第一比率(例如，第一比率＝不稳定/稳定)。
心律失常检测电路1010可以使用不稳定随机的间隔差的确定出的部分来确定心室间隔差分布的第二度量。第二度量可以包括使用不稳定随机间隔差的数量以及包括稳定间隔差的数量与不稳定间隔差的数量的总和确定出的第二比率(例如，第二比率＝(不稳定随机)/(稳定+不稳定))。
在其中第一度量和第二度量是比率的情况下，由于不稳定间隔差的数量将增加，所以AF存在时第一比率的值将增加。由于不稳定随机间隔差的数量将增加，所以AF存在时第二比率的值将趋于增加。心律失常检测电路1010将确定出的第一比率与指定的第一比率阈值(例如，3的比值)进行比较，并将确定出的第二比率与指定的第二比率阈值(例如，0.06或6％的比值)进行比较。当i)第一比率满足指定的第一比率阈值并且确定出的第二比率满足指定的第二比率阈值，并且ii)确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足指定的HRDI阈值，这两者都满足时，心律失常检测电路1010生成AF的指示。
如果装置1005是仅诊断装置(例如，ILR)，则生成的AF的指示可以作为事件被存储在存储器中，并且可以与检测到AF时的时间戳相关联地存储。如果装置1005是治疗性的，则装置1005可以包括治疗电路1015，其可以被耦接到电极以向受试者提供抗心律失常心脏治疗，诸如抗心律失常起搏能量或高能量休克治疗、诸如心脏复律治疗或除颤治疗。装置1005可以包括响应于生成的AF的指示发起抗心律失常治疗的递送的控制电路1020。
组合的检测AF的不同方法可能具有不同的优点和缺点。通过分别地调谐各个检测方法的检测，可以将不同方法组合为模糊检测方法。
例如，在前面描述的比率的示例中，指定的第一比率阈值、指定的第二比率阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值的一个或任何组合在心律失常检测电路1010中可以是可调整的。以这种方式，检测AF的一个标准可以比其他标准更敏感。
例如，指定的第一比率阈值和指定的第二比率阈值中的一个或两个可以被调谐为比指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值对AF的检测更敏感。在旨在非限制的说明性示例中，可以降低不稳定/稳定比率的阈值(例如，从3.0到2.7)以由检测到的心脏事件更容易地满足。不稳定随机比率阈值可以被保持在6％的正常阈值处，HRDI阈值可以被保持在0.3处，并且心率模式阈值可以被保持在100bpm处。
可替代地，可以将指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或两个调谐为比指定的第一比率阈值和指定的第二比率阈值对AF的检测更敏感。作为旨在非限制性的另一个说明性示例，HRDI的阈值可以从0.25增加到0.30，以由检测到的心脏事件更容易地满足。心率模式阈值可以被保持在100bpm处，不稳定/稳定比率的阈值可以被保持在3处，并且不稳定随机比率的阈值可以被保持在6％处。
图14示出了医疗装置系统1400的示例的部分的框图。该系统包括移动式医疗装置1405。移动式医疗装置1405包括：感测电路1407，其生成表示受试者的心脏活动的感测到的生理信号；以及控制电路1420。控制电路1420可以包括微处理器、数字信号处理器、专用集成电路(ASIC)或解释或执行被包括在软件或固件中的指令的其它类型的处理器。控制电路1420可以包括执行所描述的功能的其它电路。这些电路可以包括软件、硬件、固件或其任何组合。可以根据需要在一个或多个电路中执行多个功能。
控制电路1420包括使用由感测电路1407感测到的生理信号来监视V-V间隔的心律失常检测电路1410或子电路。心律失常检测电路1410使用V-V间隔来确定心率模式和HRDI。心律失常检测电路1410确定所监视的V-V间隔之间的差，并且使用确定出的V-V间隔差来确定V-V间隔离散度的测量。
心律失常检测电路1410将确定出的心率模式与指定的心率模式阈值进行比较，将确定出的HRDI与指定的HRDI阈值进行比较，并将确定出的V-V间隔离散度的测量与指定的离散度阈值进行比较。当i)确定出的V-V间隔离散度的测量满足指定的离散度阈值，并且ii)确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足指定的HRDI阈值，这两者都满足时，心律失常检测电路1410生成AF的指示。
在一些示例中，移动式医疗装置1405是可穿戴医疗装置或手持医疗装置，并且包括用户接口1425，其接收指定的离散度阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或多个。用户接口1425可以包括显示器、鼠标、键盘以及触摸敏感或多触摸敏感显示屏中的一个或多个。通过用户接口接收到的阈值可以被用于调谐由移动式医疗装置1405进行的AF检测。
在一些示例中，移动式医疗装置1405包括通信电路1430，其与分离的装置无线地传送信息。系统1400可以包括第二装置1435。第二装置1435包括用户接口1440以接收指定的离散度阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或多个的值。第二装置1435还包括通信电路1445，该通信电路1445将一个或多个值无线地传送到移动式医疗装置1405。第二装置1435允许用户调谐可植入以及可穿戴或手持医疗装置的阈值。
用户接口1440可以呈现信息以帮助用户设置心率模式和HRDI中的一个或两个的阈值。在某些变型中，用户接口1440呈现用于心率模式和HRDI阈值的建议值。在某些变型中，用户接口1440向用户呈现诸如图6和图7中示出的曲线图的曲线图以呈现对用户选择心率模式或HRDI的阈值有用的分布。
在一些示例中，检测方法的阈值由系统1400自动调谐。第二装置1435可以包括处理器电路1450。处理器电路1450可以包括微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)或解释或执行被包括在软件或固件中的指令的其他类型的处理器。第二装置1435还可以包括与处理器电路1450成一体或与处理器电路1450电通信的存储器电路1455。
存储器电路1455可以存储与一个或多个记录的心律失常发作相关联的信息。发作可以由移动式医疗装置1401感测到并且被传送到第二装置1435。处理器电路1450使用所存储的信息来确定AF，并且根据AF的确定来调整指定的离散度阈值、指定的心率模式阈值以及指定的HRDI阈值中的一个或多个的值。在某些示例中，经由用户接口呈现心律失常发作，并且用户输入该发作是否表示AF的评估或判断。然后，处理器电路1450根据经由用户接口接收的AF的指示来调整指定的离散度阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或多个的值。
在某些实施例中，处理器电路1450执行学习算法以确定对阈值的调整。这可以包括确定由移动式医疗装置1401进行的AF检测的性能测量。性能测量可以包括灵敏度、特异性、阳性预测值或阴性预测值等等。灵敏度是指装置的检测方案有效地检测AF或区分AF与噪声的能力。特异性是指检测方案将不是AF的节律误认为AF的能力。如果性能测量不满足指定的性能标准，则处理器电路1450可以调整或调谐一个或多个阈值。因此，处理器电路可以分别调谐各个检测方法。
实际上，优化AF检测方案可能涉及解决在性能测量之间进行权衡，诸如例如灵敏度和特异性之间的权衡。分别调谐针对灵敏度的一个检测方法(例如更容易满足阈值)和调谐针对特异性的第二检测方法(例如更难以满足阈值)的能力可以提高组合的AF检测方法的整体性能。
附加注释和示例
示例1可以包括主题(诸如装置)，其包括：感测电路，其被配置为生成表示受试者的心脏活动的感测到的生理信号；以及心律失常检测电路。心律失常检测电路被配置为使用感测到的生理信号来监视与心室去极化(V-V)间隔对应的信息；确定V-V间隔样本的V-V间隔分布；将心率密度指数(HRDI)确定为与分布中最常出现的V-V间隔对应的V-V间隔分布的样本的一部分；并使用HRDI来生成心房颤动(AF)的指示。
在示例2中，示例1的主题可选地包括心律失常检测电路，其配置为：将心率模式确定为与在V-V间隔分布中具有最多样本的V-V间隔值对应的心率；将HRDI确定为具有心率模式的V-V间隔的部分；并使用心率模式和HRDI来生成AF的指示。
在示例3中，示例1和示例2中的一个或两个的主题可选地包括心律不齐检测电路，其被配置为：将心率模式与指定的心率模式阈值进行比较；将HRDI与指定的HRDI阈值进行比较；并且当确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足HRDI阈值时，生成AF的指示。
在示例4中，示例1-3的一个或任何组合的主题可选地包括心律失常检测电路，其被配置为：确定所监视的V-V间隔之间的差；使用确定出的V-V间隔差来确定V-V间隔离散度的测量；将V-V间隔离散度的测量值与指定的离散度阈值进行比较；并且当i)确定出的V-V离散度的测量满足指定的离散度阈值，并且ii)确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足指定的HRDI阈值两者时，生成AF的指示。
在示例5中，示例4的主题可选地包括包含确定出的间隔差的方差的V-V间隔离散度的测量；并且其中心律失常检测电路被配置为：当i)确定出的方差满足指定的方差阈值，并且ii)确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足指定HRDI阈值两者时，生成AF的指示。
在示例6中，示例4或示例5中的一个或两个的主题可选地包括V-V间隔离散度的测量，其包括：使用稳定间隔差的数量和不稳定间隔差的数量确定出的第一比率；以及使用不稳定随机间隔差的数量以及包括稳定间隔差的数量和不稳定间隔差的数量的总和确定出的第二比率；并且其中心律失常检测电路被配置为：当i)第一比率满足指定的第一比率阈值并且确定出的第二比率满足指定的第二比率阈值，并且ii)确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足指定的HRDI阈值两者时，生成AF的指示。
在示例7中，示例6的主题可选地包括心律失常检测电路，其被配置为当间隔差比紧接在前的间隔差小于指定阈值差值时，将间隔差分类为稳定；当间隔差比紧接在前的间隔差大于指定阈值差值时，将间隔差分类为不稳定；并且当间隔差的幅度比紧接在前的间隔差大于指定阈值差值并且间隔差为满足指定的负值阈值的负值时，将间隔差分类为不稳定随机。
在示例8中，示例5和示例6中的一个或两个的主题可选地包括：指定的第一比率阈值、指定的第二比率阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或多个是可调整的，以致使指定的第一比率阈值和指定的第二比率阈值对于AF的检测比指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值更敏感，或者致使指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值对于AF的检测比指定的第一比率阈值和指定的第二比率阈值更敏感。
在示例9中，示例4-8的一个或任何组合的主题可选地包括心律失常检测电路，其被配置为确定与被用于确定心率模式和HRDI的持续时间不同的持续时间内的V-V间隔离散度的测量。
在示例10中，示例1-9的一个或任何组合的主题可选地包括：治疗电路，其被配置为耦接到电极以向受试者提供抗心律失常心脏治疗；以及控制电路，其被配置为响应于生成的指示发起抗心律失常治疗的递送。
在示例11中，示例1-10的一个或任何组合的主题可选地包括感测电路，其被配置为被耦接到被包括在引线中的可植入电极，该引线被布置成用于将可植入物放置于心室中。
在示例12中，示例1-11的一个或任何组合的主题可选地包括感测电路，其被配置为被耦接到被包括在无引线可植入医疗装置中的可植入电极。
在示例13中，示例1-12的一个或任何组合的主题可选地包括感测电路，其被配置为被耦接到皮下可植入电极，该皮下可植入电极被配置为在不与受试者直接心脏接触的情况下感测心脏信号。
在示例14中，示例1-13的一个或任何组合的主题可选地包括被包括在可穿戴装置或手持装置中的感测电路和心律失常检测电路。
示例15可以包括主题(诸如操作移动式医疗装置的方法、用于执行动作的装置、或包括当由机器执行时致使机器执行动作的指令的机器可读介质)、或者可以可选地与示例1-14的一个或任何组合的主题组合以包括这样的主题，包括：监视与受试者的心室去极化(V-V)间隔对应的信息；使用采样的V-V间隔值来确定V-V间隔分布；将心率密度指数(HRDI)确定为与分布中最常出现的V-V间隔对应的采样的V-V间隔值的一部分；将HRDI与指定的HRDI阈值进行比较；并且
当确定出的HRDI满足HRDI阈值时，生成AF的指示。
在示例16中，示例15的主题可以可选地包括将心率模式确定为与在V-V间隔分布中具有最多样本的V-V间隔值对应的心率；将HRDI确定为具有心率模式的V-V间隔的部分；将心率模式与指定的心率模式阈值进行比较；并且当确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足HRDI阈值时，生成AF的指示。
示例17可以包括主题(诸如包括移动式医疗装置的系统)、或者可以可选地与示例1-16的一个或任何组合的主题相结合以包括这样的主题，包括：可移动式医疗装置，其包括感测电路，该感测电路被配置为生成表示受试者心脏活动的感测到的生理信号；以及控制电路。控制电路可选地包括心律失常检测电路，其配置为：使用感测到的生理信号来监视心室去极化(V-V)间隔；使用V-V间隔来确定心率模式；使用V-V间隔来确定心率密度指数(HRDI)，其中HRDI是具有心率模式的V-V间隔的一部分；确定监视的V-V间隔之间的差；使用确定出的V-V间隔差来确定V-V间隔离散度的测量；将确定出的心率模式与指定的心率模式阈值进行比较，并将确定出的HRDI与指定的HRDI阈值进行比较；将确定出的V-V间隔离散度的测量值与指定的离散度阈值进行比较；并且当i)确定出的V-V间隔离散度的测量满足指定的离散度阈值，并且ii)确定出的心率模式满足指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足指定的HRDI阈值二者时，生成AF的指示。
在示例18中，示例17的主题可选地包括第二装置和移动式医疗装置，该移动式医疗装置包括被配置为与第二装置传送信息的通信电路。第二装置包括：通信电路，其被配置为与移动式医疗装置进行通信；存储器电路，其被配置为存储与记录的心律失常发作相关联的信息；以及处理器电路，其被配置为使用存储的信息来确定AF，并且根据AF的确定来调整指定的离散度阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或多个的值。
在示例19中，示例17的主题可选地包括第二装置和移动式医疗装置，该移动式医疗装置包括被配置为与第二装置传送信息的通信电路。第二装置包括用户接口，其被配置为接收指定的离散度阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或多个的值；以及通信电路，其被配置为将一个或多个值传送到移动式医疗装置。
在示例20中，权利要求17的主题可选地包括移动式医疗装置，其包括被配置为接收指定的离散度阈值、指定的心率模式阈值和指定的HRDI阈值中的一个或多个的用户接口。
示例21可以包括或可以可选地与示例1-20中任一个或多个的任何部分或任何部分的组合结合，以包括主题，该主题可以包括：用于执行示例1-20中的任何一个或多个功能的装置，或者包括当由机器执行时致使机器执行示例1-20中的任何一个或多个功能的指令的机器可读介质。
这些非限制性示例可以以任何排列或组合来结合。
上面的详细描述包括对附图的参考，其构成详细描述的一部分。附图借由说明示出了可以实践本发明的具体实施例。这些实施例在本文中也称为“示例”。在本文献中引用的所有出版物、专利和专利文献通过引用整体并入本文，如同通过引用单独并入。如果本文献与通过引用并入的那些文献之间的用法不一致，则并入的一个或多个参考中的用法应被视为对本文献的补充；对于不可调和的不一致，本文献中的用法控制。
在本文献中，与任何其他情况或者“至少一个”或“一个或多个”的用法无关，如在专利文献中常见的，使用术语“一”或“一个”以包括一个或多于一个。在本文献中，术语“或”被用于指代非排他性的或者，使得“A或B”包括“A但是非B”、“B但是非A”以及“A和B”，除非另外指明。在所附权利要求中，术语“包括”和“其中”被用作相应术语“包含”和“在其中”的简体英文等同用语。此外，在下面的权利要求中，术语“包括”和“包含”是开放式的，也就是说，包括除了这种术语之后所列的元件之外的元件的系统、装置、物品或过程仍被视为落在该权利要求的范围之内。此外，在下面的权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅被用作标记，并不意图对其对象施加数字要求。
本文所描述的方法示例可以是至少部分地机器实施或计算机实施的。一些示例可以包括使用可操作的指令编码的计算机可读介质或者机器可读介质，以配置电子装置来执行在如上面的示例中描述的方法。这种方法的实施可以包括代码，诸如微代码、汇编语言代码或高级语言代码等。这种代码可以包括用于执行各种方法的计算机可读指令。代码可以形成计算机程序产品的一部分。进一步地，在执行期间或者其它时间，代码可以有形地被存储在一个或多个易失性或非易失性计算机可读介质上。这些计算机可读介质可以包括但不限于硬盘、可移动硬盘、可移动光盘(例如压缩盘和数字视频盘)、磁带盒、存储卡或记忆棒、随机存取存储器(RAM)和只读存储器(ROM)等。在一些示例中，载体介质可以承载实施方法的代码。术语“载体介质”可以被用于表示在其上发送代码的载波。
上述描述旨在是说明性的而不是限制性的。例如，上面描述的示例(或其一个或多个方面)可以彼此组合使用。诸如本领域普通技术人员在阅读上述描述之后，可以使用其他实施例。依照37C.F.R.§1.72(b)提供摘要，以允许读者快速确定技术公开的实质。应理解，提交的摘要不被用于解释或限制权利要求的范围或含义。此外，在上述具体实施方式中，各种特征可以组合在一起以简化本公开。这不应被解释为意图未要求保护的公开特征对于任何权利要求都是必要的。相反，本发明的主题可以小于特定公开的实施例的所有特征。因此，以下权利要求由此被并入具体实施方式中，其中每个权利要求独立地作为单独的实施例。本发明的范围应参考所附权利要求以及这些权利要求所赋予的等同物的全部范围来确定。

Claims (15)

1.一种心房颤动检测装置，包括：
感测电路，其被配置为生成表示受试者心脏活动的感测到的生理信号；以及
心律失常检测电路，其被配置为：
使用所述感测到的生理信号来监视与心室去极化V-V间隔对应的信息；
确定V-V间隔分布；
将心率密度指数HRDI确定为与所述分布中最常出现的V-V间隔对应的V-V间隔分布的样本的一部分；并且
使用所述HRDI来生成心房颤动AF的指示。
2.根据权利要求1所述的装置，其中所述心律失常检测电路被配置为：
将心率模式确定为与在所述V-V间隔分布中具有最多样本的V-V间隔值对应的心率；
将所述HRDI确定为具有所述心率模式的V-V间隔的部分；并且
使用所述心率模式和所述HRDI来生成指示AF。
3.根据权利要求2所述的装置，其中所述心律失常检测电路被配置为将所述心率模式与指定的心率模式阈值进行比较；并且当确定出的心率模式满足所述指定的心率模式阈值或确定出的HRDI满足HRDI阈值时，生成所述AF的指示。
4.根据权利要求2或3所述的装置，其中所述心律失常检测电路被配置为：
确定所监视的V-V间隔之间的差；
使用确定出的V-V间隔差来确定V-V间隔离散度的测量；
将所述V-V间隔离散度的测量与指定的离散度阈值进行比较；并且
当i)确定出的V-V离散度的测量满足所述指定的离散度阈值，并且ii)所述确定出的心率模式满足所述指定的心率模式阈值或所述确定出的HRDI满足指定的HRDI阈值，i)和ii)两者都满足时，生成所述AF的指示。
5.根据权利要求4所述的装置，其中所述V-V间隔离散度的测量包括确定出的间隔差的方差；并且其中所述心律失常检测电路被配置为：当i)确定出的方差满足指定的方差阈值，并且ii)所述确定出的心率模式满足所述指定的心率模式阈值或所述确定出的HRDI满足所述指定的HRDI阈值，i)和ii)两者都满足时，生成所述AF的指示。
6.根据权利要求4所述的装置，
其中所述V-V间隔离散度的测量包括：第一比率和第二比率，其中，所述第一比率使用稳定间隔差的数量和不稳定间隔差的数量确定出；并且所述第二比率使用不稳定随机间隔差的数量以及以下总和确定出，所述总和包括所述稳定间隔差的数量和所述不稳定间隔差的数量；并且
其中所述心律失常检测电路被配置为：当i)所述第一比率满足指定的第一比率阈值并且所述确定出的第二比率满足指定的第二比率阈值，并且ii)所述确定出的心率模式满足所述指定的心率模式阈值或所述确定出的HRDI满足所述指定的HRDI阈值，i)和ii)两者都满足时，生成所述AF的指示。
7.根据权利要求6所述的装置，其中，所述心律失常检测电路被配置为：当间隔差比紧接在前的间隔差小于指定阈值差值时，将所述间隔差分类为稳定；当所述间隔差比紧接在前的间隔差大于所述指定阈值差值时，将所述间隔差分类为不稳定；并且当所述间隔差的幅度比所述紧接在前的间隔差大于所述指定阈值差值并且所述间隔差为满足指定负值阈值的负值时，将所述间隔差分类为不稳定随机。
8.根据权利要求6所述的装置，其中，所述指定的第一比率阈值、所述指定的第二比率阈值、所述指定的心率模式阈值和所述指定的HRDI阈值中的一个或多个是可调整的，以致使所述指定的第一比率阈值和所述指定的第二比率阈值对于AF的检测比所述指定的心率模式阈值和所述指定的HRDI阈值更敏感，或者致使所述指定的心率模式阈值和所述指定的HRDI阈值对于AF的检测比所述指定的第一比率阈值和所述指定的第二比率阈值更敏感。
9.根据权利要求4所述的装置，其中所述心律失常检测电路被配置为确定与被用于确定所述心率模式和HRDI的持续时间不同的持续时间内的V-V间隔离散度的测量。
10.根据权利要求1-3中任一项所述的装置，包括：治疗电路，其被配置为用于耦接到电极以向受试者提供抗心律失常心脏治疗；以及控制电路，其被配置为响应于生成的指示发起抗心律失常治疗的递送。
11.根据权利要求1-3中任一项所述的装置，其中所述感测电路被配置为被耦接到被包括在引线中的可植入电极，所述引线被布置成用于将可植入物放置于心室中。
12.根据权利要求1-3中任一项所述的装置，其中所述感测电路被配置为被耦接到被包括在无引线可植入医疗装置中的可植入电极。
13.根据权利要求1-3中任一项所述的装置，其中所述感测电路被配置为被耦接到皮下可植入电极，所述皮下可植入电极被配置为在不与所述受试者直接心脏接触的情况下感测心脏信号。
14.根据权利要求1-3中任一项所述的装置，其中所述感测电路和所述心律失常检测电路被包括在可穿戴装置或手持装置中。
15.一种包括指令的计算机可读介质，当所述指令由医疗装置执行时，致使所述医疗装置执行动作，包括：
监视与受试者的心室去极化V-V间隔对应的信息；
确定V-V间隔分布；
将心率密度指数HRDI确定为与所述分布中最常出现的V-V间隔对应的V-V间隔分布的样本的一部分；
将所述HRDI与指定的HRDI阈值进行比较；并且
当所述确定出的HRDI满足所述HRDI阈值时，生成AF的指示。
CN201680018682.6A 2015-04-02 2016-03-28 心房颤动检测 Active CN107529988B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201562142184P 2015-04-02 2015-04-02
US62/142,184 2015-04-02
PCT/US2016/024463 WO2016160674A1 (en) 2015-04-02 2016-03-28 Atrial fibrillation detection

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107529988A CN107529988A (zh) 2018-01-02
CN107529988B true CN107529988B (zh) 2020-10-30

Family

ID=55702124

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680018682.6A Active CN107529988B (zh) 2015-04-02 2016-03-28 心房颤动检测

Country Status (6)

Country Link
US (2) US9999368B2 (zh)
EP (1) EP3277372B1 (zh)
JP (1) JP6525461B2 (zh)
CN (1) CN107529988B (zh)
ES (1) ES2749127T3 (zh)
WO (1) WO2016160674A1 (zh)

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6434129B2 (ja) 2014-08-14 2018-12-05 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 心拍数変動を用いた心房細動の検出
JP6525461B2 (ja) 2015-04-02 2019-06-05 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 心房細動検出の装置及びコンピュータ可読媒体
CN107847746B (zh) * 2015-07-30 2021-10-22 心脏起搏器股份公司 在可植入装置中触发心房纤颤电极
WO2017079245A1 (en) 2015-11-06 2017-05-11 Cardiac Pacemakers, Inc. System for enhanced atrial fibrillation detection
JP7202891B2 (ja) 2016-04-06 2023-01-12 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 不整脈検出についての信頼性
EP3528702A1 (en) 2016-10-18 2019-08-28 Cardiac Pacemakers, Inc. System for arrhythmia detection
US10702180B2 (en) * 2017-01-09 2020-07-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Atrial fibrillation discrimination using heart rate clustering
EP3592419B1 (en) 2017-03-07 2021-07-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Post-hoc atrial fibrillation detection
CN113301849A (zh) 2019-01-09 2021-08-24 心脏起搏器股份公司 用于增强心房纤颤检测的系统
US11547343B2 (en) 2019-04-12 2023-01-10 Cardiac Pacemakers, Inc. PVC adjusted AF detection
US11744503B2 (en) 2019-04-12 2023-09-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Long-duration arrhythmia detection
US11771360B2 (en) 2019-08-22 2023-10-03 West Affum Holdings Dac Cardiac monitoring system with normally conducted QRS complex identification
US11730418B2 (en) 2019-08-22 2023-08-22 West Affum Holdings Dac Cardiac monitoring system with supraventricular tachycardia (SVT) classifications
CN110710955A (zh) * 2019-09-20 2020-01-21 四川远邦益安科技有限公司 睡眠过程中健康指标的监测方法
US11559242B2 (en) 2020-01-30 2023-01-24 Pacesetter, Inc. Methods and systems for distinguishing over-sensed R-R intervals from true R-R intervals
US11647940B2 (en) 2020-05-04 2023-05-16 Pacesetter, Inc R-R interval pattern recognition for use in arrhythmia discrimination
US11766207B2 (en) 2020-06-01 2023-09-26 Pacesetter, Inc. Methods, devices and systems for improving R-wave detection and arrhtymia detection accuracy

Family Cites Families (40)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5622178A (en) 1994-05-04 1997-04-22 Spacelabs Medical, Inc. System and method for dynamically displaying cardiac interval data using scatter-plots
US7308306B1 (en) * 1999-12-23 2007-12-11 Pacesetter, Inc. System and method for dynamic ventricular overdrive pacing
US6879856B2 (en) 2000-03-21 2005-04-12 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection and treatment of tachycardia and fibrillation
US6931273B2 (en) 2000-04-11 2005-08-16 University Of California San Francisco Database of body surface ECG P wave integral maps for localization of left-sided atrial arrhythmias
US6922584B2 (en) 2000-11-28 2005-07-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for discrimination atrial fibrillation using ventricular rate detection
US6584352B2 (en) * 2000-12-27 2003-06-24 Medtronic, Inc. Leadless fully automatic pacemaker follow-up
US6490479B2 (en) 2000-12-28 2002-12-03 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Atrial fibrillation detection method and apparatus
US7330757B2 (en) 2001-11-21 2008-02-12 Cameron Health, Inc. Method for discriminating between ventricular and supraventricular arrhythmias
JP3806371B2 (ja) * 2002-06-12 2006-08-09 順一郎 早野 心電図に基づく発作性心房細動の検出・評価システム
US7031765B2 (en) 2002-11-11 2006-04-18 Medtronic, Inc Algorithms for detecting atrial arrhythmias from discriminatory signatures of ventricular cycle lengths
WO2004091719A2 (en) * 2003-04-11 2004-10-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Multi-parameter arrhythmia discrimination
ATE425699T1 (de) 2003-05-13 2009-04-15 Gme Rechte Und Beteiligungen G Vorrichtung und verfahren zur erfassung von vorhofflimmern
US7076290B2 (en) 2003-10-10 2006-07-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting and discriminating arrhythmias
US7412282B2 (en) 2005-01-26 2008-08-12 Medtronic, Inc. Algorithms for detecting cardiac arrhythmia and methods and apparatuses utilizing the algorithms
US7596405B2 (en) 2005-03-07 2009-09-29 United Therapeutics Corporation Atrial fibrillation detection
US7623911B2 (en) * 2005-04-29 2009-11-24 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection of tachyarrhythmia using cycle lengths
US7537569B2 (en) 2005-04-29 2009-05-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection of tachyarrhythmia using cycle lengths
US7657307B2 (en) 2005-10-31 2010-02-02 Medtronic, Inc. Method of and apparatus for classifying arrhythmias using scatter plot analysis
US7899531B1 (en) * 2006-08-22 2011-03-01 Pacesetter, Inc. Neural sensing for atrial fibrillation
US7627368B2 (en) 2006-12-28 2009-12-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for atrial arrhythmia detection
US7904142B2 (en) 2007-05-16 2011-03-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Self-adjusting ECG morphological feature correlation threshold
JP2009089883A (ja) * 2007-10-09 2009-04-30 Konica Minolta Sensing Inc 心房細動検出装置、システムおよび方法
US8666483B2 (en) 2007-10-24 2014-03-04 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for cardiac medical condition detection and characterization
EP2242422B1 (en) 2008-01-14 2016-10-19 Koninklijke Philips N.V. Atrial fibrillation monitoring
CN101925381B (zh) * 2008-01-29 2014-02-26 心脏起搏器股份公司 可配置的间歇性起搏治疗
US8301244B2 (en) * 2008-09-04 2012-10-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Sustaining ventricular tachycardia detection
US9510764B2 (en) * 2009-04-22 2016-12-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods for detecting atrial tachyarrhythmia in implantable devices without dedicated atrial sensing
US20110152957A1 (en) 2009-12-21 2011-06-23 Cem Shaquer Chaos-based detection of atrial fibrillation using an implantable medical device
AU2011271588A1 (en) * 2010-07-01 2013-02-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Rhythm correlation diagnostic measurement
US9026198B2 (en) 2010-07-13 2015-05-05 Biotronik Se & Co. Kg Method and device for noise detection in physiological signals
US8369938B2 (en) * 2010-08-06 2013-02-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Rhythm discrimination enhancement—chamber of tachy origination
US8437851B2 (en) 2010-10-26 2013-05-07 Medtronic, Inc. Diagnosis and therapy of bigeminy and frequent premature contractions
US8639316B2 (en) 2011-03-17 2014-01-28 Medtronic, Inc. Method and apparatus for noise rejection in atrial arrhythmia detection
US8977350B2 (en) 2011-03-17 2015-03-10 Medtronic, Inc. Methods for ectopy rejection for atrial fibrillation detection based on ventricular cycle lengths
US8744559B2 (en) 2011-08-11 2014-06-03 Richard P. Houben Methods, systems and devices for detecting atrial fibrillation
US8983603B2 (en) 2011-12-12 2015-03-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for identifying and using heart rate variability and heart rate variation
JP6434129B2 (ja) 2014-08-14 2018-12-05 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 心拍数変動を用いた心房細動の検出
JP6525461B2 (ja) 2015-04-02 2019-06-05 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 心房細動検出の装置及びコンピュータ可読媒体
WO2017079245A1 (en) 2015-11-06 2017-05-11 Cardiac Pacemakers, Inc. System for enhanced atrial fibrillation detection
EP3592419B1 (en) 2017-03-07 2021-07-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Post-hoc atrial fibrillation detection

Also Published As

Publication number Publication date
US20160287115A1 (en) 2016-10-06
CN107529988A (zh) 2018-01-02
ES2749127T3 (es) 2020-03-19
US9999368B2 (en) 2018-06-19
JP6525461B2 (ja) 2019-06-05
US10542902B2 (en) 2020-01-28
EP3277372A1 (en) 2018-02-07
JP2018511400A (ja) 2018-04-26
WO2016160674A1 (en) 2016-10-06
EP3277372B1 (en) 2019-08-07
US20180242869A1 (en) 2018-08-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107529988B (zh) 心房颤动检测
CN108601941B (zh) 触发对生理状况起始的存储
US11382552B2 (en) Reducing false alarms in cardiac monitoring devices
CN110167439B (zh) 使用心率聚类的房颤辨别
US10881317B2 (en) Post-hoc atrial fibrillation detection
CN107847746B (zh) 在可植入装置中触发心房纤颤电极
US8954138B2 (en) Using device based electrograms to identify bundle branch block morphology
US8369938B2 (en) Rhythm discrimination enhancement—chamber of tachy origination
US10201289B2 (en) Measuring atrial fibrillation burden using implantable device based sensors
US10166001B2 (en) Trending S1 heart sounds amplitudes in ambulatory patients for worsening HF detection
US10945670B2 (en) Minute volume sensor optimization using quadripolar leads

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant