CN111246911A - 基于状态的心房事件检测 - Google Patents

基于状态的心房事件检测 Download PDF

Info

Publication number
CN111246911A
CN111246911A CN201880068360.1A CN201880068360A CN111246911A CN 111246911 A CN111246911 A CN 111246911A CN 201880068360 A CN201880068360 A CN 201880068360A CN 111246911 A CN111246911 A CN 111246911A
Authority
CN
China
Prior art keywords
wave
state
cardiac
medical device
processing circuitry
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
CN201880068360.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN111246911B (zh
Inventor
M·T·海明
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 CN111246911A publication Critical patent/CN111246911A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN111246911B publication Critical patent/CN111246911B/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
    • A61B5/68—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
    • 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
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • 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]
    • 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
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
    • 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
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
    • A61B5/726—Details of waveform analysis characterised by using transforms using Wavelet transforms
    • 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
    • A61N1/36507—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by gradient or slope of the heart potential
    • 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
    • A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
    • 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
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
    • 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
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/3756—Casings with electrodes thereon, e.g. leadless stimulators
    • 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
    • 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
    • A61B5/02028—Determining haemodynamic parameters not otherwise provided for, e.g. cardiac contractility or left ventricular ejection fraction
    • 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
    • A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
    • 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
    • A61B5/02405—Determining heart rate variability
    • 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
    • A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions

Abstract

一种植入式医疗设备，包括存储器，该存储器存储用于在心动周期模型的状态之间转换的标准，该状态包括P波状态。该设备还包括感测电路系统，该感测电路系统感测根据患者的心动周期变化的心脏信号，并且还包括耦合至感测电路系统的处理电路系统。处理电路系统被配置为：在感知到的心脏信号中检测R波；确定自检测到R波起的过去的时间；确定心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值以将过去的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较；以及响应于到心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波。

Description

基于状态的心房事件检测
技术领域
本公开涉及医疗设备，并且更具体地，涉及监测患者的生理状况的医疗设备。
背景技术
植入式起搏器和心脏复律除颤器(ICD)可用于将电刺激治疗(诸如，心动过缓起搏、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏以及心脏复律/除颤电击)递送到患者的心脏。医疗设备技术进步已经使得植入式设备越来越小。近期，已引入可被直接植入心脏腔室中的心脏起搏器。在一些示例中，此类起搏器可以是无引线的并且使用导管被递送进入心脏腔室中。此类小型化起搏器可被称为心内起搏设备(PD)，尽管在一些示例中它们可以被心外膜地植入或心外地植入。引入此类PD以及因此的对于经静脉心内引线的需求的消除提供了若干优势。例如，由于与从皮下起搏器袋经静脉地延伸到心脏中的引线相关联的感染而导致的并发症可被消除。诸如“旋弄综合征(twiddle’s syndrome)”、引线破裂、或引线到起搏器的不良连接之类的其他并发症在使用心内PD时被消除。
各种技术涉及控制心内PD与在其他心脏腔室中出现的起搏事件或感知事件同步地递送起搏脉冲。心脏再同步治疗(CRT)是包括在一心脏腔室中按照在另一心脏腔室中的感知事件或起搏事件之后的预定时间间期递送起搏脉冲的起搏治疗的示例。CRT是针对一个或多个心脏腔室被电起搏以恢复或改善心脏腔室同步的心力衰竭患者的治疗。改善的心脏腔室同步被预期减轻心力衰竭的症状。
然而，从CRT实现积极临床效益可取决于若干治疗控制参数，诸如，用于控制向一个或两个心室递送起搏脉冲的计时间期，例如，房室(AV)间期和/或心室间(VV)间期。AV间期控制心室起搏脉冲相对于固有或起搏的在前心房去极化的计时。VV间期控制一个心室中的起搏脉冲相对于另一心室中的起搏或固有感测事件的计时。起搏可被递送到右心室(RV)中和/或左心室(LV)中以恢复心室同步。
CRT包括向两个心室或向一个心室递送起搏刺激，获得基本同时的机械收缩和自心室的血液喷射的预期结果。理想地，递送到心室的每个起搏脉冲刺激将诱发来自被刺激的心室的响应。为了诱发期望的响应，优选地对心室起搏的递送进行计时，以使得心室起搏在患者的心动周期的P波之后的时间在目标点处被递送。如果心室起搏信号在P波之后过晚地被递送，则起搏治疗可能潜在地与患者的心动周期的R波的发生同时发生。
发明内容
许多CRT技术和心室起搏技术通常包括基于在上次感知到的P波之后添加延迟来确定递送心室起搏信号的时间。因此，P波感测在确定心室起搏的计时中是一个重要因素。此外，当IMD系统利用皮下感测或胸骨下感测(由此依赖远场信号)时，P波通常具有低的振幅和频率组成。由此，在皮下或胸骨下感测的许多情况下，检测P波可能相对困难。
为了解决上文讨论的潜在问题，本公开提供了系统，该系统被配置为使用患者心动周期的基于状态的测序来检测P波，例如，以用于诸如在CRT治疗期间的对心室起搏的递送的计时。在各种示例中，本公开的系统应用状态转换概率并且使用启发驱动的训练以检测患者心动周期的P波。由此，本公开描述了增强的P波检测系统，该增强的P波系统可以被用于例如更有效地与后续R波同时地、与后续R波基本同时地、或在后续R波之前递送心室起搏治疗。
在一个示例中，本公开提供了植入式医疗设备，该植入式医疗设备包括存储器、感测电路系统、和耦合至感测电路系统的处理电路系统。存储器被配置为存储用于心动周期模型的多个状态之间的转换的标准，该多个状态包括P波状态。感测电路系统被配置为感测根据患者的心动周期变化的心脏信号。处理电路系统被配置为：在感知到的心脏信号中检测R波；确定自检测到R波起经过的时间；以及确定在检测到R波之后发生的心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值。处理电路系统被进一步配置为将经过的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较；以及响应于向心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波。
在另一示例中，本公开提供了方法，该方法包括：向植入式医疗设备(IMD)的存储器存储用于心动周期模型的多个状态之间的转换的标准，该多个状态包括P波状态；以及通过IMD的感测电路系统感测根据患者的心动周期变化的心脏信号。该方法进一步包括：通过IMD的处理电路系统在感知到的心脏信号中检测R波；通过IMD的处理电路系统确定自检测到R波起过去的时间；以及通过IMD的处理电路系统确定在检测到R波之后发生的心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值。该方法进一步包括：通过IMD的处理电路系统将经过的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较；以及通过IMD的处理电路系统响应于向心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波。
在另一示例中，本公开提供了植入式医疗设备，该植入式医疗设备包括：用于存储用于心动周期模型的多个状态之间的转换的标准的装置，该多个状态包括P波状态；以及用于感测根据患者的心动周期变化的心脏信号的装置。该植入式医疗设备进一步包括：用于在感知到的心脏信号中检测R波的装置；用于确定自检测到R波起过去的时间的装置；用于确定在检测到R波之后发生的心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值的装置；用于将过去的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较的装置；以及用于响应于向心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波的装置。
在另一示例中，本公开提供了使用指令编码的非瞬态计算机可读存储介质，当该指令被执行时致使植入式医疗设备的一个或多个处理器：向计算机可读存储介质存储用于心动周期模型的多个状态之间的转换的标准，该多个状态包括P波状态；使用植入式医疗设备的感测电路系统感测根据患者的心动周期变化的心脏信号；在感知到的心脏信号中检测R波；确定自R波起过去的时间；确定心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值；将过去的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较；以及响应于向心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波。
本公开的系统提供了优于现有P波检测技术的一个或多个潜在改进。通过实现基于状态的测序以及利用状态转换概率，本公开的系统使用上下文信息和可能性确定来及时地检测P波，以可能地在后续固有R波之前或与后续固有R波同时地触发起搏信号。由此，本公开的系统可利用使用皮下或胸骨下心动周期监测基础设施的P波检测来驱动递送例如用于CRT的心室起搏的另一设备，诸如心内PD。
本发明内容旨在提供本公开中描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和说明书内详细描述的系统、设备和方法的排他的或穷尽的解释。在下面的附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个示例的进一步细节。根据说明书和附图以及根据权利要求书，其他特征、目的以及优点将显而易见。
附图说明
图1A是示出了根据本公开的一个或多个方面的植入有示例医疗设备系统的患者的示例前视图的概念图，该示例医疗设备系统包括植入至患者心脏腔室内的心血管外ICD系统以及起搏设备(PD)。
图1B是示出了根据本公开的一个或多个方面的植入有图1A的示例医疗设备系统的患者的示例侧视图的概念图。
图1C是示出了根据本公开的一个或多个方面的植入有图1A的示例医疗设备系统的患者的示例横向图的概念图。
图2是示出了根据本公开的一个或多个方面的植入有另一示例医疗设备系统的患者的示例前视图的概念图，该另一示例医疗设备系统包括被皮下或胸骨下地插入患者体内的插入式心脏监测(ICM)设备以及植入在患者的心脏腔室内的PD。
图3是示出了图2中示出的ICM设备的示例配置的概念图。
图4是示出了根据本公开的一个或多个方面配置的示例植入式医疗设备(IMD)的详情的框图。
图5是示出了可由根据本公开配置的一个或多个系统分析以使用本文描述的技术检测P波的示例心电图的一部分的概念图。
图6是示出了患者的感知到的心动周期的状态转换序列的状态图，本公开的系统可根据本公开的一个或多个方面使用该状态转换序列。
图7是示出了状态转换概率随时间的变化的图。
图8是示出了IMD系统可执行以实现本公开的一个或多个P波检测技术的示例过程的流程图。
具体实施方式
本公开描述了被配置为使用患者心动周期的基于状态的测序来检测P波的系统。检测到的P波可被用于例如在CRT治疗期间对心室起搏递送的计时。替代地，P波可被用于标识房性快速性心律失常，例如，心房纤颤(AF)。在各种示例中，本公开的系统使用在正常心动周期中发生的事件来针对患者心动周期的预期变化执行一个或多个建模技术(诸如，但不限于隐马尔可夫基于过程的建模(Hidden Markov Process-based modeling))，该预期变化可能在稍后时间处被感知。系统可经由先验估计来限定用于患者心动周期中的状态转换的概率标准。在一些实现中，本公开的系统可经由使用概率信息(例如，贝叶斯概率)的机器学习来微调(tune)状态转换概率标准。为了确定状态转换，本公开的系统可使用不同输入的组合，诸如，除了表征心脏电描记图的形态的信息(例如，一个或多个小波导出系数或从另一滤波变换导出的系数)之外的，自心动周期中检测到的上一R波起的过去的时间。系数可被用作目标滤波器，以评估感知到的心脏信号的形态值，而自上一检测到的R波起的过去的时间可向目标滤波器提供时间相关的上下文(context)。
图1A-图1C是示出了植入在患者14体内的示例心脏医疗设备系统8A的各种视图的概念图。图1A-图1C中具有相同编号的部件可被相似地配置并且可提供相似的功能。如图1A-图1C中所示的医疗设备系统8A可被配置为执行在本文相对于P波检测的描述的技术中的一个或多个。
图1A是示出了根据本公开的一个或多个方面的植入有示例医疗设备系统8A的患者的示例前视图的概念图，该示例医疗设备系统8A包括心血管外植入式心脏复律除颤器(ICD)系统4A以及植入至患者14心脏腔室内的起搏设备(PD)12A。相对于图1A-图1C和本文的其他地方，PD 12A通常被描述为被附接在心脏16A的腔室内。即，PD 12A在本公开的各种部分中被描述为表示心内起搏设备。然而，将理解的是，在与本公开的各种方面一致的其他示例中，PD 12A可被附接至心脏16A的外部表面，使得PD 16被设置在心脏16A外部，但是能够起搏期望的腔室。在PD 12A被附接至心脏16A的外部表面的一个示例中，PD 12A的一个或多个部件可与心脏16A的心外膜接触。因此，尽管PD 12A在本文中通常被描述为用于心内植入的起搏设备，但PD 12A可替代地被配置成用于附接至心脏16A的外表面并且操作为心外起搏设备。
ICD系统4A包括ICD 10A，该ICD 10A被连接至至少一个植入式心脏除颤引线18A(下文称为“除颤引线18A”)。ICD 10A被配置为响应于检测到心房纤颤或心室纤颤，而向患者14的心脏16A递送高能量心脏复律电击或除颤脉冲。当满足纤颤检测标准时，心脏复律电击通常与检测到的R-波同步被递送。通常在满足纤颤标准时递送除颤脉冲，而R波不能从由ICD 10A感知的信号中被辨别出。
图1A的ICD 10A可被皮下地或肌下地植入在患者14胸腔上方的左侧上。图1A的除颤引线18A可以被至少部分地植入图1A中的胸骨下位置中，例如在胸腔和/或胸骨22与心脏之间。在一个此类配置中，除颤引线18A的近侧部分从ICD 10A向着胸骨皮下地延伸，并且引线18A的远侧部分在前纵膈36中在胸骨22下面或下方延伸(见图1C)。前纵隔36由胸膜39(见图1C)侧向地、由心包后向地、由胸骨22前向地界定。在一些情况下，前纵隔36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔36包括一定量的疏松结缔组织(诸如蜂窝组织)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织(例如胸横肌)、胸腔内动脉的分支、以及胸腔内静脉。在一个示例中，除颤引线18A的远侧部分基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。除颤引线18A可被至少部分地植入在其他胸内位置中，例如其他非血管、心包外的位置，包括围绕心包或心脏16A的其他部分的周边且毗邻于但不附接至心包或心脏16A的其他部分且不在胸骨22或胸廓上方的间隙、组织或其他解剖特征。
在其他示例中，除颤引线18A可以被植入在其他心血管外位置处。例如，除颤引线18A可以在胸腔上方从ICD 10A朝向患者14的躯干中心皮下地延伸，在躯干的中心附近弯曲或转弯，并在胸腔和/或胸骨22上方皮下地向上延伸，与图1A中所示的相似。除颤引线18A可侧向地偏移至胸骨22的左侧或右侧或位于胸骨22之上。除颤引线18A可基本上平行于胸骨22延伸，或在近侧端或远侧端处自胸骨22侧向成角度。在另一示例中，除颤引线18A和/或起搏引线或感测引线可被植入在心脏16A的心包囊内、植入在心脏16A的心包膜内、相对于心脏16A心外膜地植入、或在另一位置处植入。
图1A的除颤引线18A可包括绝缘的引线体，该绝缘的引线体具有包括被配置为连接至ICD 10A的连接器的近侧端，以及包括一个或多个电极的远侧部分。除颤引线18A还可包括一个或多个导体，该一个或多个导体在引线体内形成导电路径，并使电连接器与多个电极中的相应的数个电极互相连接。
图1A的除颤引线18A包括除颤电极，在示出的示例中，该除颤电极包括两个部分或分段20A和20B。分段20A和20B在本文被合称为(或替代地称为)“除颤电极20”。图1A的除颤电极20朝向除颤引线18A的远侧部分定位，例如，朝向除颤引线18A沿着患者14的胸骨22延伸的部分定位。图1A的除颤引线18A被放置在胸骨22下方和/或沿着胸骨22放置，使得在除颤电极20A或20B与由ICD 10A形成的或在ICD 10A上的壳体电极(或治疗向量的其他第二电极)之间的治疗向量基本上横跨心脏16A的心室。在一个示例中，治疗向量可被视为自除颤电极20上的点(例如，除颤电极部分20A或20B中的一个的中心)延伸至ICD 10A的壳体电极上的点的线。在一个示例中，图1A的除颤电极20中的每一个可以是细长线圈电极。在一些示例中，除颤引线可包括多于或少于除颤引线18A的示出的示例中的两个除颤电极20，诸如单个线圈除颤电极20。
除颤引线18A还可包括沿着除颤引线18A的远侧部分定位的一个或多个感测电极，诸如感测电极22A和感测电极22B。在图1A和图1B中示出的示例中，感测电极22A和22B通过除颤电极20A彼此分离。然而，在其他示例中，感测电极22A和22B两者都可在除颤电极20的远侧或者两者都在除颤电极20的近侧。在其他示例中，除颤引线18A可在除颤电极20的近侧和/或远侧的各种位置处包括更多或更少数量的电极。在这些和/或其他示例中，ICD 10A可以包括在另一引线(图1A-图1C中未示出)上的一个或多个电极。
ICD系统4A可经由包括电极22A和22B以及ICD 10A的壳体电极的多个组合的一个或多个感测向量来感测电信号。例如，ICD 10A可获得使用电极22A和电极22B之间的感测向量感知的电信号，获得使用感测电极22B与ICD 10A的导电壳体电极之间的感测向量感知的电信号，获得使用感测电极22A与ICD 10A的导电壳体电极之间的感测向量感知的电信号，或者获得使用它们的组合感知的电信号。在一些情况下，ICD 10A可以使用感测向量来感测心脏电信号，该感测向量包括除颤电极部分20A和20B中的一个与感测电极22A和22B中的一个或ICD 10A的壳体电极。
感知到的固有电信号包括由心肌生成的并且指示心脏16A在心动周期期间的各个时间处的去极化和复极化的电信号。然而，感知到的固有电信号可指示关于心脏16A的运作的一个或多个心脏事件。感知到的电信号还可包括由PD 12A生成并且递送到心脏16A的电信号(例如，起搏脉冲)。ICD 10A分析由一个或多个感测向量感知到的电信号，以检测快速性心律失常，诸如，室性心动过速或心室纤颤。响应于检测快速性心律失常，ICD 10A可开始对存储元件(诸如，具有一个或多个电容器的组)充电。在确定存储元件已经充分充电时，如果ICD 10A确定仍存在快速性心律失常，则ICD 10A可经由除颤引线18A的除颤电极20A向心脏16A的某个(某些)腔室递送一个或多个除颤脉冲。
在图1A的示例中，PD 12A被植入心脏16A的左心室内，以向左心室提供例如用于CRT治疗的起搏脉冲。虽然作为示例而被示出为被植入在左心室内，但是将理解的是，PD12A也可被植入在不同的位置处。例如，PD 12A可被心外膜地植入。即，根据心外膜植入，PD12A可被定位在心脏16A的外部，并且可经由一个或多个引线被连接至心脏16A的左心室或以无引线的方式被连接至心脏16A的左心室。此外，在一些示例中，PD 12A或其他PD可被植入在心脏16A的其他腔室内或被植入在心脏16A的其他腔室外部。
PD 12A可被构造为具有便于适合置于心脏16A的左心室的可用体积内的尺寸，并且可附接至心脏16A的左心室壁。PD 12A的较小的大小也可降低心脏16A中血栓形成的风险。PD 12A可利用ICD 10A的感测能力，并且因此在一些示例中可不包括感测电路系统。由此，与针对心脏事件执行了常规感测的场景相比，PD 12A可利用较小容量电池。
例如，ICD 10A可被配置为感测心脏16A的电活动(诸如，心房去极化或P波)以及确定PD 12A应当何时向心脏16A的左心室递送一个或多个起搏信号(例如，脉冲)。ICD 10A可随后向PD 12A传输控制信号以向PD 12A提供与要被递送的起搏脉冲相关联的计时信息。在从ICD 10A接收到控制信号时，PD 12A可根据由接收到的控制信号指示的计时信息来递送起搏信号或脉冲。ICD 10A以及PD 12A可使用传输时间表以及通信时间表来进行操作，以便限制PD 12A以通电状态操作接收控制信号的通信电路系统的时间量。
在一些示例中，ICD 10A还可使用除颤引线18A的电极22A和/或22B提供起搏信号作为CRT治疗的一部分。在其他示例中，ICD 10A可被耦合至携载相应电极的一个或多个心内引线，该相应电极被配置为被设置在心脏16A的右心房以及右心室内并且经由这些心内引线与PD 12A一同递送起搏脉冲作为CRT治疗的一部分。在其他示例中，可将与PD 12A相似的其他PD设置在心脏16A的右心房和/或右心室内。可由ICM 10A相似地控制被放置在心脏16A的右心房和/或右心室内的任何(多个)PD。替代地，右心房和/或右心室中的PD中的一个或二者可向被设置在心脏16A的左心室中的PD12A提供控制信号。
在其他示例中，植入左心室中的PD 12A和/或植入右心室或其他心脏腔室中的PD可被配置为向心脏16A递送其他起搏治疗，诸如心动过缓起搏治疗和/或电击后起搏。例如，PD 12A或植入在右心室中或右心室上的PD可递送A-V同步心动过缓起搏治疗，该A-V同步心动过缓起搏治疗根据本文描述的技术基于从ICD 10A接收到的控制信号相对于心房去极化而被定时。
同样，在一些示例中，PD 12A可能不包括感测电路系统。在其他示例中，PD 12A可能够使用携载在PD 12A的壳体上的电极感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成的并且指示心脏16A在心动周期期间的各个时间处的去极化(例如，心室去极化或R波，或者心房去极化或P波)和复极化(例如，心室复极化或T波)的电信号。PD 12A可分析感知的电信号，以检测快速性心律失常，诸如室性心动过速或心室纤颤、缓慢型心律失常、或者甚至电击。响应于检测到这些状况，PD 12A可例如取决于心律失常的类型或电击，在具有或没有来自另一设备的信息的情况下开始递送心动过缓起搏治疗或电击后起搏。在一些示例中，PD 12A可响应于未能检测到来自ICM 10A的控制信号达一预先确定的时间段或预先确定的数量的通信窗口而仅检测心律失常。
尽管PD 12A和ICD 10A可能够至少单向通信，但是PD 12A和ICD系统4A可在一些情况下被配置为彼此完全独立地操作。在此情况下，PD 12A和ICD系统4A可能不能彼此建立遥测或其他通信通信会话以使用单向或双向通信来交换关于感测和/或治疗的信息。该独立操作可以是有意的，或者可以是未能同步传输和通信时间表或一个或两个设备的一些其他错误的结果。在此情况下，PD 12A和ICD系统4A中的每一个不共享信息，而是可分析经由它们相应的电极感知到的数据以做出心律失常检测决策和/或治疗决策。由此，每一个设备可能不具有如其他设备是否将检测到心律失常、其他设备是否将提供治疗或其他设备将何时提供治疗等的信息。
尽管图1A是在胸骨下ICD系统4A以及PD 12A的上下文中示出并且描述的，但是根据本公开的一个或多个方面的技术可适用于其他医疗设备系统。在图2中示出并且在下文相对于图2进一步详细地讨论了另一医疗设备系统8的一个示例，该另一医疗设备系统8可实现本公开的用于P波的基于状态的检测的技术。在另一示例中，替代于血管外ICD系统，被耦合至心室心内引线的皮下或肌肉下起搏设备可被植入患者体内。以此方式，起搏设备可经由心内引线向心脏16A的右心室提供起搏脉冲，并且还控制PD12A向心脏16A的左心室提供起搏脉冲。由此，图1A-图1C以及图2中的示例仅出于示例目的被示出，并且不应以任何方式被认为是对本文所描述的技术的限制。
外部设备24A可被配置为与ICD 10A和/或PD 12A通信。在外部设备24A仅与ICD10A或PD 12A中的一个通信的示例中，非通信设备可以从与外部设备24A通信的设备接收指令或向与外部设备24A通信的设备传输数据。在一些示例中，外部设备24A可包括手持计算设备、计算机工作台或联网计算设备中的一个或多个，是手持计算设备、计算机工作台或联网计算设备中的一个或多个，或者是手持计算设备、计算机工作台或联网计算设备中的一个或多个的一部分。外部设备24A可包括用户接口，该用户接口被配置为或以其他方式可操作以用于接收来自用户的输出。在其他示例中，外部设备24A可诸如经由联网计算设备处理远程中继的用户交互。外部设备24A可处理用户交互以使得用户能够与PD 12A和/或ICD10A通信。例如，外部设备24A处理用户输入以：发送询问请求以及检取治疗递送数据；更新限定治疗的治疗参数；管理PD 12A和/或ICD 10A之间的通信；或执行相对于PD 12A和/或ICD 10A的任何其他活动。虽然用户通常是医师、技术人员、外科医生、电生理学家、或其他医务人员，但在一些示例中用户可以是患者14。
外部设备24A也可允许用户限定PD 12A和/或ICD 10A如何感测电信号(例如，ECG)、检测心律失常(例如，快速性心律失常)、递送治疗、以及与心脏医疗设备系统8A的其他设备通信。例如，外部设备24A可被用于改变快速性心律失常检测参数。在另一示例中，外部设备24A可被用于管理限定治疗的治疗参数。在PD 12A和ICD 10A被配置为彼此通信的示例中，外部设备24A可被用于改变PD 12A与ICD 10A之间的通信协议。例如，外部设备24A可指令PD 12A和/或ICD 10A在单向通信和双向通信之间切换和/或改变PD 12A和/或ICD 10A中的哪一个被委以心律失常的初始检测的任务。
外部设备24A还可允许用户编程用于CRT治疗的A-V和/或V-V延迟。例如，外部设备24A可允许用户选择A-V延迟，并且编程ICD 10A以触发PD 12A基于所选择的A-V延迟在检测到的P波之后的某时间处递送心室起搏脉冲。外部设备24A还可被配置为编程由ICD 10A使用以根据本文描述的技术检测P波的参数，诸如针对心动周期的各种状态的时间或形态标准。外部设备24A还可被配置成用于或替代地可被配置成用于调整限定通信的参数，诸如窗口的持续时间、窗口的速率、同步信号的速率、在一个或多个设备尝试重新建立通信之前的可允许的通信流逝(lapse in communication)以及其他此类参数。
外部设备24A可经由无线通信使用本技术领域中已知的任何技术与PD 12A和/或ICD系统4A通信。通信技术的示例可包括例如：专有以及非专有射频(RF)遥测、感应遥测、声学、以及组织传导通信(TCC)，但是还可设想其他技术。在TCC期间，电流被驱动通过传输设备的两个或更多个电极之间的组织。电信号传播并且可以通过测量在接收设备的两个电极之间生成的电压来在一距离处被检测。
PD 12A可被配置为提供CRT或其他起搏起搏方案或甚至基于由ICD 10A的抗快速性心律失常电击治疗的应用来调整心脏治疗。PD 12A能够访问与ICD 10A是否已向心脏16A递送快速性心律失常电击治疗/ICD 10A何时已向心脏16A递送快速性心律失常电击治疗有关的信息可能是有益的。响应于快速性心律失常电击治疗的递送，PD 12A可激活电击后起搏。例如，ICD 10A可传输指示如下的控制信号：电击迫近，或PD 12A应当诸如在由控制信号指示的控制信号之后的时间处开始起搏。
在一些示例中，PD 12A和ICD 10A可以进行通信以促进心律失常的适当检测和/或起搏治疗的适当递送。通信可以包括单向通信，其中一个设备被配置为传输通信消息，而另一个设备被配置为根据相应的时间表接收那些消息。通信可以替代地包括双向通信，其中每个设备被配置成传输和接收通信消息。PD 12A以及ICD 10A二者均可被配置为基于患者14可能所需的治疗在单向通信模式与双向通信模式之间切换。通信可经由TCC或其他通信信号，例如，RF通信信号。
结合PD 12A与ICD系统4A之间的通信或作为PD 12A与ICD系统4A之间的通信的替代，PD 12A可被配置为根据跨PD 12A的两个或更多个电极检测电信号，来检测由ICD系统4A或由外部除颤器递送的抗快速性心律失常电击。PD 12A可被配置为基于抗快速性心律失常电击的电特性来检测抗快速性心律失常电击。尽管不同的除颤设备可以提供不同的波形，包括不同的脉冲持续时间和振幅，但是除颤脉冲通常具有电信号特性，使得即使在没有关于植入的或外部的除颤器的抗快速性心律失常电击波形的先验知识的情况下也可以发生检测到抗快速性心律失常。以此方式，PD 12A可协调心脏刺激治疗的递送，包括电击后起搏的递送。
在一些示例中，PD 12A通过测量植入的设备的电极输入两端的电压来检测抗快速性心律失常电击。PD 12A可以检测抗快速性心律失常电击的一个或多个信号特性。信号特性包括但不限于以下各项：检测到抗快速性心律失常电击的高振幅水平、检测到前沿和后沿的高转换速率、以及检测到大的电击后极化变化。检测到不止一种信号特性可以提高灵敏度和/或特异性。例如，PD 12A可以结合检测到前沿和后沿的高转换速率和检测到大的电击后极化变化中的一者或两者，而检测到高水平的抗快速性心律失常电击。
响应于检测到抗快速性心律失常电击，PD 12A可以激活电击后起搏，诸如，VVI(心室感测，心室起搏，感知到固有心室去极化时抑制起搏)电击后起搏。如果患者心脏没有在抗快速性心律失常电击之后立即开始搏动，则电击后起搏可被用于提供起搏支持。PD 12A可以以高于正常的脉冲振幅以及脉冲宽度(相对于典型的心脏起搏)递送电击后起搏，以使抗快速性心律失常电击之后的失夺获(loss of capture)的风险最小化。可能由于组织顿抑(tissue stuning)(其由于来自抗快速性心律失常电击递送的心肌组织中的电流升高而导致的)，而出现更高的夺获阈值。也可能由于组织的生理变化(其是由于在心室纤颤(VF)期间缺乏流向心肌的血液而导致的)，而出现更高的阈值。此外，在抗快速性心律失常电击之后，电极-组织接口处的极化可能增加，从而导致需要更高的电压来克服极化。
在一个示例中，PD 12A可经由PD 12A的电极组的至少一个子集向心脏16A递送电击后起搏。在一些示例中，PD 12A可在响应于检测到电击而进入电击后起搏模式之后递送电击后起搏。在一些示例中，PD 12A可使用定时器来确定何时已经过去了预先确定的时间，在该预先确定的时间期间电击应当已经被递送。PD 12A可在已经过去了预先确定的时间段后开始电击后起搏和/或停止电击后起搏。
尽管ICD 10A以及PD 12A可执行经协调的通信以便提供起搏或CRT，但是这些医疗设备可使用本文描述的传输和通信时间表向患者14提供其他治疗。例如，ICD 10A可以是检测心房去极化(即，P波)并且传输告知左心室(LV)中的无引线起搏器(例如，PD 12A)何时递送起搏信号的控制信号以便将CRT添加至ICD 10A的功能的皮下、胸骨下或经静脉设备(尽管相对图1A被讨论为胸骨下设备)。在另一示例中，任何设备可被皮下地植入患者14的躯干中以用于检测心房去极化(P波)以及向左心室中的PD 12A或两个心室中的PD传输控制信号，以便于向患者16A递送被定时在心房去极化发生时的CRT或其他形式的心室起搏。
在另一示例中，两个PD设备(例如，包括图1A中示出的PD12A)可在心室起搏期间与心房感测(VDD)通信，其中在右心室中的一个PD检测P波、将起搏信号递送至右心室并且感测来自右心室的活动、以及向左心室中的PD 12A发送TCC或其他信号以递送起搏信号以实现心房同步双心室(bi-V)起搏。该起搏模式可避免在PVC后针对T波的起搏，因为如果设备之间的TCC信号丢失，则被植入在右心室中的PD可提供感测并且还利用心室事件抑制(VVI)起搏治疗提供备用心室起搏和感测。
图2是示出了根据本公开的一个或多个方面的植入有另一示例医疗设备系统的患者14的示例前视图的概念图，该另一示例医疗设备系统包括被皮下或胸骨下地插入患者体内的插入式心脏监测(ICM)设备10B以及植入患者14心外膜或心脏腔室内的PD 12B。图2中示出的具有与图1A-图1C相同的编号的部件可被相似地配置，并且可提供与图1A-图1C中示出的具有相似编号的部件的功能相似的功能。图2的医疗设备系统8B可利用ICM10B的心脏信号感测能力，以执行本文相对于P波检测描述的技术中的一个或多个。ICM 10B可被配置为使用本公开的技术检测P波，并且进而，驱动PD 12B与心动周期中后续R波的发生同时地或基本同时地向心脏16递送起搏治疗。在一些示例中，ICM 10B可以采用可从爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic plc)获得的Reveal LINQTMICM的形式。
图1A-图1C的医疗设备系统8A以及图2的医疗设备系统8B可各自被配置为执行本公开的P波检测和起搏治疗触发技术。由此，本公开P波检测技术在下文被描述为通常由“医疗设备系统8”、“植入式医疗设备(IMD)10(其可包括例如ICD 10A和ICM 10B)”和/或“PD12”执行，尽管将理解的是描述的技术可由图1A-图1C或图2中示出的相应对应的系统/设备执行。根据本公开的各种方面，医疗设备系统8和/或其部件可被配置为检测心脏16的心动周期中的P波，以及在心动周期的后续固有R波之前、与心动周期的后续固有R波同时地、或与心动周期的后续固有R波大约同时地递送起搏治疗。医疗设备系统8可访问用于在心动周期模型的各种状态(例如，P波、R波、T波等)之间转换的标准数据。作为示例，医疗设备系统8可将状态转换标准信息存储至被包括在图1A-图1C中示出的部件中的一个或多个存储器设备，和/或存储至以其他方式通信地耦合至医疗设备系统8的示出的部件中的一个或多个部件的(多个)存储器设备。
此外，医疗设备系统8可采用基于状态的定序器以及状态转换概率信息，以例如在P波结束之前检测心脏信号到P波状态的转换。通过实现本公开的技术来检测P波，医疗设备系统8可在心动周期的紧接随后的R波的发生之前或与心动周期的紧接随后的R波的发生同时地或基本同时地触发向患者16A的起搏治疗。例如，医疗设备系统8可触发起搏，以使得起搏可在固有R波被预期发生之前发生。
如上文描述的，在各种示例中，IMD 10可表示不同类型的心脏监测设备(在一些情况下为治疗设备)，该不同类型的心脏监测设备可被植入在患者14的胸骨下、皮下或身体的其他位置。在这些实现中的任一个，IMD 10包括接口硬件和感测电路系统，该感测电路系统感测根据心脏16的心动周期变化的心脏信号。例如，ICM 10的感测电路系统可基于根据心动周期变化的心脏信号检测心脏去极化和/或心脏收缩事件的计时。
IMD 10的处理电路系统可实现本公开的技术中的一个或多个来及时地检测感知到的心脏信号中的P波，以触发PD 12A以与紧接随后的R波同时地或大约同时地递送起搏治疗。IMD 10的处理电路系统可将心脏信号的各种特性与用于状态转换的存储的标准相比较。参照要与存储的标准相比较的心脏信号特性，IMD 10的处理电路系统可使用时间上下文和从由IMD 10的感测电路系统感知到的心脏信号推断的形态值的组合来在感知到的心脏信号中检测P波。IMD 10的处理电路系统可使用的时间上下文的一个示例是自在心动周期中检测到的上一R波起已过去的时间长度，如由IMD10的感测电路系统感知到的心脏信号中所反映的。
IMD 10的处理电路系统可将过去的时间和推断的形态值与用于每一个状态转换的一组状态转换标准相比较。用于每一个状态转换的状态转换标准可包括预先确定的状态转换的基于时间的概率，该预先确定的状态转换的基于时间的概率作为自检测到的R波(其示例在图7中示出)起的时间和表示对应的R波后状态的形态值的一组滤波变换(例如，小波)系数的函数。R波后状态的示例包括：以递增的时间顺序的，等电1状态、T波状态、等电2状态以及P波状态。无论R波后状态是跟随正常R波状态或异位R波状态的发生，上文描述的R波后状态的时间顺序保持不变。然而，状态长度可随心动周期而变化。
根据本公开的技术，IMD 10的处理电路系统可建模所谓“典型”心动周期的变化。在一些非限制性示例中，IMD 10的处理电路系统可使用隐马尔可夫过程来建模反映指示正常(例如，预期)心动周期的状态变换的心动周期事件的典型变化。IMD 10的处理电路系统可利用理论导出的标准作为用于确定正常心动周期的状态转换标准的开始点，并且可使用概率信息的在线学习在持续的基础上微调标准。在一些非限制性示例中，IMD 10的处理电路系统可使用贝叶斯概率来实现本文描述的精细微调技术的在线学习方面。
IMD 10可周期地采样心脏电描记图，并且例如针对每一个样本，根据周期时间和对该采样处的心脏电描记图的形态评估来确定R波后路径中自当前状态起的每一个可能的状态转换的概率。周期时间可被表示为自由IMD 10最近检测到的R波起过去的时间长度，并且根据自R波起经过的时间(例如，使用如图7中所示的函数)确定每一个可能的状态转换的概率的基于时间的分量。自当前状态起的每一个可能的状态转换可与相应的概率随过去的周期时间的函数相关联。
为了确定自当前状态起的每一个状态转换的概率的基于形态的分量，IMD 10的处理电路系统可表征包括当前样本的心脏电描记图的样本窗口的形态，例如，一个样本接着一个样本，其中以固定延迟＝(1/2)*(2^N)中心对齐。IMD 10的处理电路系统可将滤波变换(诸如傅里叶或小波变换)应用至心脏电描记图样本并且确定系数值，可将该系数值与用于每一个可能的状态转换的标准相比较以确定用于每一个状态转换的概率的基于形态的分量。由此，IMD 10的处理电路系统可基于函数输入执行当前状态(除了R波之外，R波是从心脏信号中直接检测到的)的基于概率的确定，该函数输入是R波后周期时间和形态(例如，一组小波导出的系数)的组合。在一些示例中，IMD 10的处理电路系统可将滤波变换(例如，小波导出)系数用作对心脏16的心动周期的当前R波后状态的基于概率的确定中的目标滤波器。
下方呈现了等式，该等式通常参照IMD 10的处理电路系统可被配置为求解(solve)的函数示出了针对自当前状态起的特定状态的路径转换概率的一个示例，以基于由IMD 10的感测电路系统感知到的心脏信号确定心脏16的心动周期的当前R波后状态。
pij＝f(t_cycle,ak,dk,ek)
其中：
t_cycle表示自上一次在心动周期中检测到R波起过去的时间，
ak表示一个或多个分立小波变换(DWT)“平均”系数，诸如哈尔(Haar)小波“平均”系数，
dk表示一个或多个DWT“差异”系数，诸如哈尔小波“差异”系数，
ek表示一个或多个DWT“差异的差异”系数，诸如哈尔小波“差异的差异”系数，以及
k表示相应哈尔小波系数的期望带宽/标度范围中的整数值。在一些示例中，k所落入的整数值的范围被表达为1到N的范围，其中1是下限(地板)，并且“N”表示期望值范围的上限(天花板)。可以但不一定针对不同状态转换考虑系数的不同带宽/标度。进一步地，可使用任何一个或多个平均值、差异、差异的差异、其他可能的系数来标识状态转换中的一些或全部。在一些示例中，不同状态转换的不同系数的区别可更加明显，并且可对应地选择用于标识特定状态转换的系数。此外，如上文指示的，哈尔小波系数只是转移函数系数的一个示例，其可基于采样的心脏电描记图被确定，以根据本文描述的技术确定特定状态转换的概率。
在初始阶段，在相对于患者14不具有可用的心动周期启发或具有有限的心动周期启发的情况下，IMD 10的处理电路系统可针对R波后状态中的每一个使用理论导出(先验)概率。进而，IMD 10的处理电路系统可使用经由监测患者14的心动周期收集的患者特定的形态来微调R波后状态中的一个或多个的先验概率。即，IMD 10的处理电路系统可在相对于患者14观察到的心动周期状态形态上发展启发，并且进而，可应用启发以针对患者14的心动周期状态中的一个或多个心动周期状态发展更多患者特定的概率信息。例如，IMD 10(或外部设备)的处理电路系统可将哈尔小波或其他变换应用至患者14的观察到的心脏电描记图形态，以确定用于每一个状态转换的系数值的模板组。
如上文讨论的，IMD 10的处理电路系统可使用可被分类为两个宽泛类别的数据来计算心动周期的每一个R波后状态的转换概率。即，IMD 10的处理电路系统可使用落入“时间”类别的数据，以及落入“形态”类别的数据。每一个相应状态转换概率的形态分量可包括与心动周期的特定点相关联的一组瞬时小波(或其他变换)系数。在针对不同的状态转换评估了不同系数的示例中，IMD 10的处理电路系统可计算小波或其他变换系数的超集，从该超集中针对特定R波后状态转换中的每一个选择系数的特定子集。IMD 10的处理电路系统可以在逐个在逐个样本(sample-by-sample)的基础计算小波系数的分开的超集。如上文讨论的，在一个示例中，IMD 10的处理电路系统可基于样本窗口计算与单个当前样本对应的小波系数的每一个此类超集，该样本窗口具有以相对于当前样本的被表达为(1/2)*(2^N)的固定延迟的相应中心对齐，其中“N”是固定延迟的样本数量。
每一个相应状态转换概率的时间分量包括自心脏信号的最近检测到的R波起过去的时间。例如，IMD 10的处理电路系统可通过测量自检测到患者14的心动周期的最近检测到的R波起已过去的时间长度来确定过去的时间。状态转换概率的时间分量反映了自上一检测到的R波至R波后状态(针对该R波后状态应用了转换概率)的发生的预期延迟。
图3是示出了图2中示出的ICM 10B的示例配置的概念图。在图3中所示的示例中，ICM 10B可被实现为具有壳体32、近侧电极34以及远侧电极36的监测设备。壳体32可进一步包括第一主表面38、第二主表面40、近侧端42以及远侧端44。壳体32封围位于ICM 10B内侧的电子电路系统，并保护被包含在其中的电路系统免受体液的影响。电馈通件提供电极34和36的电连接。
在图3中示出的示例中，IMD 10B可由长度L、宽度W以及厚度或深度D限定，并且是以细长矩形棱柱的形式，其中长度L远大于宽度W，而宽度W进而大于深度D。在一个示例中，IMD 10B的几何形状(具体而言，是宽度W大于深度D)被选择以允许使用微创手术将ICM 10B插入患者皮肤下方并在插入期间将ICM 10B保持在期望的取向中。例如，图3中所示的设备包括沿着纵轴的径向不对称(尤其是，矩形形状)，该径向不对称在插入之后使设备维持在合适的取向上。例如，在一个示例中，近侧电极34与远侧电极36之间的间隔可介于从30毫米(mm)到55mm的范围、介于从35mm到55mm的范围、以及介于从40mm到55mm的范围，并且可以介于从25mm到60mm的任何范围或单个间隔。此外，ICM 10B可具有介于从30mm到大约70mm的范围内的长度L。在其他示例中，长度L可介于从40mm到60mm的范围、介于从45mm到60mm的范围，并且可以是大约30mm到大约70mm之间的任何长度或长度范围。此外，主表面38的宽度W可介于从3mm到10mm的范围，并且可以是3mm到10mm之间的任何单个宽度或宽度范围。ICM10B的深度D的厚度可介于从2mm到9mm的范围。在其他示例中，ICM 10B的深度D可介于从2mm到5mm的范围，并且可以是从2mm到9mm的任何单个深度或深度范围。此外，根据本公开的示例的ICM 10B具有为容易植入和患者舒适所设计的几何形状和大小。本公开中描述的ICM10B的示例可具有3立方厘米(cm)或更小的体积、1.5立方cm或更小的体积或3到1.5立方厘米之间的任何体积。此外，在图3中所示的示例中，近侧端42与远侧端44为圆形的，用于一旦被插入在患者的皮肤下方就减少不适和对周围组织的刺激。在一些示例中，如例如在美国专利公开第2014/0246928号中描述地配置包括用于插入ICM 10B的器械和方法的ICM10B。在一些示例中，ICM 10B被配置为如例如在美国专利公开第2016/0310031号中所描述的。
在图3中示出的示例中，一旦被插入到患者体内，第一主表面38就面向外、朝向患者的皮肤，同时第二主表面40与第一主表面38相对地定位。因此，第一和第二主表面可以面向沿着患者14A的矢状轴的方向(例如，见图2)，并且由于ICM 10B的尺寸，因此可以在植入时始终实现这种取向。此外，加速度计或加速度计的轴线可以被定向成沿着矢状轴。
近侧电极34和远侧电极36用于在胸腔内或胸腔外(其可以是肌肉下地或皮下地)感测心脏信号，例如，ECG信号。ECG信号可被存储在ICM 10B的存储器中，并且ECG数据可经由集成的天线52被传输到另一医疗设备，该另一医疗设备可以是另一植入式设备或外部设备，诸如，外部设备14A。在一些示例中，电极34和36可附加地或替代地用于感测来自任何植入位置的感兴趣的任何生物电势信号，该任何生物电势信号可以是例如EGM、脑电图(EEG)、肌电图(EMG)、或神经信号。
在图3中所示的示例中，近侧电极34紧邻近侧端42，并且远侧电极36紧邻远侧端44。在该示例中，远侧电极36不限于平整的(flattened)、面向外的表面，而是可从第一主表面38围绕圆形边缘46和/或端部表面48延伸到第二主表面40上，使得电极36具有三维弯曲的构造。在图3中示出的示例中，近侧电极34位于第一主表面38上并且大体上是平的、面向外的。然而，在其他示例中，近侧电极34可利用相对于图3中的远侧电极36示出的三维弯曲的构造，从而提供了三维近侧电极。在另其他示例中，远侧电极36可利用与图3中相对于近侧电极34所示相似的位于第一主表面38上的大体平的、面向外的电极。各种电极构造允许近侧电极34和远侧电极36位于第一主表面38和第二主表面40两者上的构造。在其他构造中，诸如图3中示出的构造，近侧电极34或远侧电极36中的仅一个被定位在主表面38和40二者上。在又其他配置中，近侧电极34和远侧电极36二者被定位在第一主表面38或第二主表面40中的一个上(即，近侧电极34可被定位在第一主表面38上而远侧电极36可被定位在第二主表面40上)。在另一示例中，ICM10B可包括在主表面38和40两者上在该设备的近侧端和远侧端处或附近的电极，使得总共四个电极被包括在ICM 10B上。电极34和36可由多种不同类型的生物相容的导电材料(例如，不锈钢、钛、铂、铱、或者它们的合金)形成，并且可利用一种或多种涂料，诸如，氮化钛或分形(fractal)氮化钛。
在图3中所示的示例中，近侧端42包括头部组件50，该头部组件50包括以下项中的一个或多个：近侧电极34、集成天线52、抗迁移突出部(projection)54、和/或缝合(suture)孔56。集成天线52位于与近侧电极34相同的主表面(即，第一主表面38)上，并且也被包括作为头部组件50的一部分。集成天线52允许ICM 10B传输和/或接收数据。在其他示例中，集成天线52可被形成在与近侧电极34相对的主表面上，或可被并入到ICM10B的壳体32内。在图3中所示的示例中，抗迁移突出部54被定位成邻近集成天线52，并且从第一主表面38突出开来，以防止该设备的纵向移动。在图3中所示的示例中，抗迁移突出部54包括从第一主表面38延伸离开的多个(例如，9个)小隆起物(bump)或突出物(protrusion)。如以上所讨论的，在其他示例中，抗迁移突出部54可位于与近侧电极34和/或集成天线52相对的主表面上。此外，在图3中所示的示例中，头部组件50包括缝合孔56，该缝合孔56提供将ICM 10B固定到患者以防止插入之后的移动的另一方式。在所示的示例中，缝合孔56被定位成邻近近侧电极34。在一个示例中，头部组件50是由聚合材料或塑料材料制成的模制的头部组件，其可以被集成到ICM 10B的主要部分或者与ICM 10A的主要部分分开。
图4是根据本公开的一个或多个方面配置的IMD 10的示例配置的框图。在各种使用案例场景中，图4的IMD 10可表示图1A-图1C的ICD10A的示例或图2的ICM 10B的示例。IMD10包括两个或更多个电极61A-N(合称为“电极61”)，其可对应于除颤电极20(图1A-图1C)、感测电极22A(图1A-图1C)、ICD 10A的一个或多个壳体电极(图1A-图1C)、或电极34和36(图3)。
IMD 10可包括处理电路系统60，以用于控制感测电路系统66、TCC电路系统64(可选)、开关电路系统62(可选)、存储器72、RF电路系统68(可选)、治疗生成电路系统70(可选)以及一个或多个传感器73(可选)。在图4中使用虚线边界示出TCC电路系统64、开关电路系统62、RF电路系统68、治疗生成电路系统70和(多个)传感器73的可选性质以指示可选的方面。开关电路系统62可以包括一个或多个开关，诸如，金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)或双极晶体管。处理电路系统60可控制开关电路系统62将电极61连接至感测电路系统66，以用于感测生理电信号，以及将电极61连接至TCC电路系统64，以用于传输或接收TCC信号。
感测电路系统66被配置为从两个或更多个电极61的所选择的组合接收心脏电信号，以及感测伴随心脏组织的去极化或复极化的心脏事件。感测电路系统66可包括一个或多个感测通道，其中每一个感测通道可被选择性地耦合至电极61的相应组合以检测心脏16的特定腔室的电活动，该一个或多个感测通道例如，一个或多个心室感测通道。每一个感测通道可以被配置成对从被耦合至相应感测通道的所选择的电极接收到的心脏电信号进行放大、滤波和整流，以检测心脏事件(例如，R波)。例如，每一个感测通道可以包括一个或多个滤波器和放大器，以用于对从所选择的一对电极接收的信号进行滤波和放大。得到的心脏电信号可以被传递到心脏事件检测电路系统，该心脏事件检测电路系统在心脏电信号越过感测阈值时检测到心脏事件。心脏事件检测电路系统可以包括整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。感测电路系统66可响应于在感兴趣的腔室中感测到心脏事件(例如，R波)而向处理电路系统60输出指示。以此方式，处理电路系统60可接收与检测到的R波的发生对应的检测到的心脏事件信号。检测到的R波的指示可由处理电路系统60使用以用于根据本文描述的技术检测室性心律失常发作，以及用于针对检测到P波而指示另一心动周期的开始。感测电路系统66可还向处理电路系统60传递一个或多个数字化EGM信号以供分析，例如，在心律判别中使用，以及用于根据本公开的技术进行形态分析以标识状态转换。
TCC电路64系统和RF电路系统68可各自包括用于生成和调制以及在一些情况下用于接收和解调制持续和/或脉动通信波形的电路系统。TCC电路系统64和RF电路系统68可经由电极61和天线(未示出)分别传输(并且在一些情况下接收)信号。
在一些示例中，处理电路系统60可控制开关电路系统62将电极61连接到治疗生成电路系统70，以向心脏递送治疗脉冲，诸如起搏、心脏复律或除颤脉冲。治疗生成电路系统70可被电耦合至电极61，并且可被配置为经由电极61的所选择的组合向心脏16生成并且递送电治疗。治疗生成电路系统70可包括充电电路系统，以及一个或多个充电存储设备，诸如一个或多个高压电容器和/或一个或多个低压电容器。开关电路系统62可控制(多个)电容器何时向电极60的所选择的组合放电。治疗生成电路系统70和/或处理电路系统60可以控制治疗脉冲的频率、振幅和其他特性。当开关电路系统62将治疗生成电路系统70连接到电极61时，治疗生成电路系统70可将治疗脉冲递送到电极61。
处理电路系统60可以通过将控制信号发送到开关电路系统62中的一个或多个开关的控制端子来控制开关电路系统62。控制信号可以控制开关电路系统62的开关是否在开关的负载端子之间传导电。如果开关电路系统62包括MOSFET开关，则控制端子可以包括栅极端子，并且负载端子可以包括漏极端子和源极端子。
在图4的示例中，处理电路系统60包括若干部件。将理解的是，在各种示例中，处理电路系统60可包括额外部件，或者替代地，相对于示出的部件中的两个或更多个描述的各种功能可由单个示出的部件分享。在图4的示例中，处理电路系统60包括心脏信号分析器74、计时分析器76和心律失常检测器78。
处理电路系统60可包括各种类型的硬件，包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效集成或分立逻辑电路系统，以及此类部件的任何组合。术语“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统或任何其他等效电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种。处理电路系统60表示硬件，该硬件可被配置为实现阐述本文描述的算法中的一个或多个的固件和/或软件。存储器72包括计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理电路系统60执行时，致使IMD 10和处理电路系统60执行归属于本文的IMD 10和处理电路系统60的各种功能。存储器72可包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，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)、闪存存储器、或任何其他数字介质。
在一些示例中，处理电路系统60可使用一个或多个其他生理参数，诸如由患者14展现的呼吸速率，或自动变化的(多个)其他生理参数，以调整本文描述的用于检测P波的技术的一个或多个方面，以考虑心动周期和/或波形中预期的自动变化。心脏16的心动周期长度和心动周期的不同状态的计时方面可基于来自患者14的自主神经系统的输入而变化。例如，处理电路系统60可调整一个或多个给定的状态转换(或所有状态转换)中的每一个的概率函数分量中的一个或多个，诸如，基于由患者14展现的呼吸速率或(多个)其他自动变化的生理参数的时间分量(例如，作为时间的函数的概率，诸如由图7的示例函数所示的)。
在各种示例中，处理电路系统60可使用(多个)传感器73和/或电极61以及感测电路系统66以感测根据患者14的呼吸周期变化的呼吸信号。在一些示例中，处理电路系统60可基于感知到的呼吸信号的一个或多个特性(诸如，呼吸速率、呼吸深度或这些的可变性)来更新(例如，微调或精细微调)状态转换标准(无论该标准是本地地存储或是以其他方式存储的)，以用于获得时间状态转换标准的调制值。参考图7，处理电路系统60可对应于呼吸周期长度的变化而改变由概率/时间函数表示的总时间长度，和/或基于呼吸周期长度的变化而改变图7中函数峰的大小和形状。
(多个)传感器73可包括各种类型的感测硬件、可以是各种类型的感测硬件、或可以作为各种类型的感测硬件的一部分，该各种类型的感测硬件包括但不限于：加速度计、光学传感器或化学传感器，其中每一个可被配置为生成信号，该信号根据患者呼吸或另一自动变化的患者参数变化。在处理器60使用(多个)传感器73检测呼吸速率信息的一些示例中，(多个)传感器可包括加速度计和/或压力传感器。在其他示例中，处理器60可经由患者14的胸腔阻抗的变化来检测呼吸速率信息，该胸腔阻抗的变化如由感测电路系统66经由电极61生成的阻抗信号指示的。更具体地，相对于胸腔阻抗检测，在电极61中的两个电极两端注入信号，并且处理电路系统60可使用从电极61和感测电路系统66接收到的信号信息来计算阻抗。阻抗随着患者14的呼吸而随着时间变化，并且因此，处理电路系统60可检测呼吸信号并且由此确定患者14的呼吸速率。
图5是示出了心电图80的一部分的概念图，其是感测电路系统66和处理电路系统60可分析以根据本文描述的系统配置执行P波检测的心脏电描记图信号的示例。感测电路系统66可例如响应于心脏信号波形越过R波检测阈值而向处理电路系统60提供各种类型的数据输出，诸如指示R波何时发生的数据，如上文描述的。此外，感测电路系统66可提供表示从心脏16A感知到的心脏信号的数字化波形作为给处理电路系统60的输出。
处理电路系统60的心脏信号分析器74可被配置为根据感测电路系统66使用电极61检测的心脏信号导出或计算形态值。心脏信号分析器74可确定由患者14A的心脏信号在该心脏信号的各个阶段展现的形态值。在一些示例中，感测电路系统66可从心电图80中检测第一R波82A。在一些示例中，感测电路系统66可根据本技术领域已知的各种R波检测技术中的任一个基于信号80的振幅与一个或多个阈值的比较来检测第一R波82A，该一个或多个阈值可以是可调整的。进而，感测电路系统66可向处理电路系统60发送通信，该通信在本文中被称为“R事件”信号。以此方式，感测电路系统66可向处理电路系统60提供感知到的心脏信号的R波的发生(例如，开始时间或阈值越过时间)的指示。
心脏信号分析器74可使用R事件信号来在从感测电路系统66接收到的数字化心脏信号波形中分辨R波的位置。进而，心脏信号分析器74可根据本公开的技术使用由R事件信号标识的R波作为开始点，自该开始点起检测心脏信号的其他状态。心脏信号分析器74可从心电图80检测的额外状态包括噪声状态和/或U波状态。如本上下文中使用的，“噪声”表示无法以其他方式从由感测电路系统66感知到的数据中滤除的数据(例如，具有与感兴趣的频率重叠的频率的肌肉噪声)。可根据各种技术检测噪声，诸如调用肌肉噪声脉冲计数器的一个或多个技术，该肌肉噪声脉冲计数器对一个时间段(例如，预先确定的秒数)中的多个峰进行计数，并且将单位时间中的峰的数量与阈值相比较。根据一些技术，过零点的计数和/或脉冲宽度的测量可被用于基于阈值的噪声检测。U波表示T波状态之后的相对小的波形。与U波状态相关联的较小波形在心脏波形中偶尔存在，但是并不会在心脏信号波形中经常存在。可基于各种特性将U波波形与P波区分，诸如计时(例如，与T波的接近程度和/或基于心率)和/或基于波形形态。
此外，异位搏动可具有逆行(retrograde)P波。逆行P波可在给定的心脏信号波形中存在或可不在给定的心脏信号波形中存在，并且表示导致心房去极化的从心室到心房的传导。由此，逆行P波导致逆向去极化。可基于计时信息(例如，自先前R波或T波起过去的时间)和/或波形形态来区分逆行P波去极化。在逆行P波之后触发心室起搏通常是不期望的，并且因此，如果心脏信号分析器74确定R波可能是异位的，则心脏信号分析器74可延迟触发心室起搏，直到至少搜索下一T波，或直到基于当前心室率的合适的时间间期之后(例如，400ms)。心脏信号分析器74还可监测心电图80的P波之后的等电位状态，诸如通过将心脏信号波形的P波后波段的时间和基于形态的特性(例如，小波系数)的组合与用于状态转换的标准(诸如，针对P波后等电位状态的心动周期时间函数和模板形态值)相比较。如果心脏信号分析器74确定固有R波在下一心室起搏(或“V起搏”)之前发生，则心脏信号分析器74可调整房室(AV)延迟。
根据本公开的各种方面，图4中示出的处理电路系统60的部件可被配置为分析心电图80的R波后波段84以预测性地确定P波的发生。在确定已检测到第一R波82A时(例如，基于从感测电路系统66接收到的明确R波检测指示)，处理电路系统60可开始将心脏信号分析为已进入R波后波段84。为了根据本公开的各种方面分析R波后波段84，心脏信号分析器74可迭代地(例如，在逐个样本的基础上或在其他周期性的基础上)确定心电图80的当前样本，以及包括当前样本的心电图80的样本窗口或样本帧。心电图80的样本窗口或样本帧可被表达为时间长度或样本数量，例如，如上文描述的。心脏信号分析器74可随后针对心电图80的窗口样本确定小波或其他滤波函数系数，或其他形态测量。
根据本公开的预测性P波检测技术，心脏信号分析器74可向状态检测器78提供确定的系数以用作向标准匹配或标准比较方案的输入。此外，处理电路系统60的计时分析器76可针对心电图80当前样本确定自检测到R波起过去的时间或t_cycle。进而，根据本公开的预测性P波检测技术，计时分析器76可向状态检测器78提供过去的时间以用作向标准匹配方案的输入。
将从心脏信号分析器74接收到的小波系数或其他形态信息以及从计时分析器76接收到的过去的时间用作向标准匹配方案或标准比较方案的输入，处理电路系统60的状态检测器78可针对每一个当前样本执行标准匹配。如上文所讨论的，可针对心电图80的样本的特定窗口确定的形态信息的非限制性示例是小波系数，例如，哈尔小波系数。状态检测器78和/或心脏信号分析器74可将小波系数分组为若干类别。一个类别在本文被表示为“ak”并且表示哈尔小波“平均”系数。例如，由ak表示的哈尔小波平均系数可表示心电图80的特定(例如，“当前”)帧的小波系数的平均值(例如，均值、中位值、或众数值)。
另一类别在本文被表示为“dk”并且表示哈尔小波“差异”系数。例如，由dk表示的哈尔小波差异系数可表示心电图80的当前帧与心电图80的先前帧的小波系数之间的一阶导数。另一类别在本文被表示为“ek”并且表示哈尔小波“差异的差异”系数。例如，由ek表示的哈尔小波差异系数可表示心电图80的当前帧与心电图80的先前帧的小波系数之间的二阶导数。在上文每一个实例中，下标字母k表示落入相应哈尔小波系数的期望带宽/标度的预先确定的范围内的整数值。如上文描述的，k所落入的整数值的范围被表达为1到N的范围，其中1是下限(地板)，并且“N”表示期望值范围的上限(天花板)。在各种非限制性实例中，“N”可具有为十六(16)的值。在各种非限制性示例中，“N”表示2的幂，并且因此“N”也可具有诸如八(8)、三十二(32)等的值。
除了上文描述的各种类别的小波系数(在一个示例中，哈尔小波系数)之外，状态检测器78也可使用从计时分析器76接收到的过去的时间信息作为标准匹配方案中的输入。将小波或其他滤波函数系数和对应的过去的时间测量的组合用作标准比较操作中的输入，状态检测器78可确定在测得的过去的时间处心电图80最可能是哪种R波后状态。
在示出的示例中，R波后波段84包括四个状态。该四个状态为第一等电位状态86、T波状态88、第二等电位状态90、和P波状态92。状态检测器78可将从“正常的”心脏信号收集的预先确定的特性用作标准，以用于标识R波后波段84的四个状态中的每一个。例如，状态检测器78可使用每一个R波后状态的时间和形态特性的组合来标识每一个R波后状态。
时间特性的一个示例是(多个)正常的心脏信号中从R波到相应的R波后状态的过去的时间。例如，患者或(多个)代表性患者的正常的心动周期的从R波到相应R波后状态的过去的时间可被用于针对每一个R波后状态确定作为过去的时间的函数的特定状态的概率。作为时间的函数的针对特定R波后状态的概率可被图形地表示为曲线，该曲线的最大概率峰处于该特定R波后状态在心动周期内最有可能发生处，例如，如图7中所示。
用作用于在R波后状态之间进行区分的标准的形态特性的示例包括从滤波函数(诸如，哈尔或其他小波)对例如患者或(多个)代表性患者的正常的心脏信号的应用中得出的系数。示例系数包括与从先前分析的正常的心脏信号中确认的每一个R波后状态相关联的哈尔小波平均系数、哈尔小波差异系数以及哈尔小波差异的差异系数。每一个R波后状态可与检测标准相关联，该检测标准包括，例如作为时间和一个或多个形态系数的(多个)值的函数的概率。
关于本公开的用于在由心电图80表示的心脏信号的R波状态82A之后标识为P波状态92的技术的应用，状态检测器78可将从计时分析器76接收到的每一个过去的时间测量应用至从当前状态的每一个可能的状态转换的概率函数。状态检测器80可进一步将由心脏信号分析器74生成的与过去的时间测量对应的样本帧的形态信息(例如，对应的哈尔小波系数(ak、dk和ek)3元组)与针对每一个可能的状态的模板形态信息相比较。对于状态中的每一个，该比较可得出当前形态系数与针对该状态的模板系数之间的差异或其他距离度量。状态检测器78可基于由当前过去的时间指示的概率和由距离度量指示的概率的组合(例如，和、平均或其他组合)来确定特定R波后状态的概率。
如上文描述的，自当前状态起的特定状态的状态转换概率可通常由数学表达式pij＝f(t_cycle,ak,dk,ek)表示。概率的下标“ij”是当前正在的评估的特定状态转换的转换前(或当前)和转换后状态的一般表示。下文相对于图6进一步详细地讨论了“ij”下标的数字表示。如果从计时分析器76接收到的t_cycle值是候选时间长度中的最短时间长度，和/或如果(ak,dk,ek)三元组在正常心脏信号的等电位1状态的对应(ak,dk,ek)三元组的预先确定的可接受距离内，则状态检测器78可确定心电图的心脏信号在第一等电位状态86中。如果从计时分析器76接收到的t_cycle值是候选时间长度中的第二最短时间长度，和/或如果(ak,dk,ek)三元组在正常心脏信号的T波状态的对应(ak,dk,ek)三元组的预先确定的可接受距离内，则状态检测器78可确定心电图的心脏信号在T波状态88中。如果从计时分析器76接收到的t_cycle值是候选时间长度中的第二最长时间长度，和/或如果(ak,dk,ek)三元组在正常心脏信号的等电位2状态的对应(ak,dk,ek)三元组的预先确定的可接受距离内，则状态检测器78可确定心电图的心脏信号在第二等电位状态90中。
如果从计时分析器76接收到的t_cycle值是候选时间长度中的最长时间长度，和/或如果(ak,dk,ek)三元组在正常心脏信号的P波状态的对应(ak,dk,ek)三元组的预先确定的可接受距离内，则状态检测器78可确定心电图的心脏信号在P波状态92中。以此方式，IMD10的各种部件可协作地操作以检测如由心电图80表示的患者14的心脏信号在P波状态92中。即，IMD 10可实现本公开的技术来以预测性的方式在患者14的心动周期中检测P波状态92的发生。例如，IMD 10可实现上文描述的技术以使用患者14的心动周期的基于状态的测序来在P波状态92结束之前检测到P波状态92。以此方式，在IMD 10与PD 12通信的实现中，处理电路系统60可触发TCC电路系统64以向PD 12递送信号，以响应于检测到P波状态92而递送心室起搏，由此使得PD 12可结合后续或第二R波状态82B递送起搏脉冲。
状态检测器78可检测患者14A的心脏信号已进入第二R波状态82B。更具体地，状态检测器78可基于从感测电路系统66接收到的数据以与如检测R波状态82A相同的方式来检测第二R波状态82B。如果状态检测器78确定状态检测器78在感测电路系统66传送检测到第二R波状态82B之前尚未检测到P波状态92，则状态检测器78可从心脏信号分析的角度确定P波状态92缺失。在状态检测器78缺失(例如，未能检测到)P波状态92的情况下，状态检测器78可微调用于R波后波段84期间的状态检测的概率标准。例如，仅在状态检测器78确定第二R波状态82B对应于正常的(例如，不是异位的)R波的情况下，状态检测器78才可微调或调整概率标准。例如，状态检测器78可基于检测到第一R波状态82A与第二R波状态82B之间的等电位1状态86、T波状态88、等电位2状态90或P波状态92中的一个或多个，来确定第二R波状态82B是正常的。
作为一个示例，状态检测器78可改变状态转换概率函数(例如，减小状态转换概率函数的长度)，例如，图7中示出的阈值或概率范围，以用于分类心电图80的波形。由此，IMD10可实现机器学习以微调或重新训练本公开的预测性P波检测技术。以此方式，IMD 10可实现本公开的预测性P波检测技术以参照心动周期特性适应(accommodate)并且考虑单个患者的变化。
总之，状态检测器78可使用从感测电路系统66接收到的R事件信号的信息，以执行本公开的基于阈值的技术以检测由心电图80中示出的数字化波形表示的心脏信号的各种R波后状态。例如，状态检测器78可使用等电位1状态86、T波状态88、等电位2状态90或P波状态92中的每一个状态的小波系数(ak、dk和ek)3元组的状态特定值，来形成相应的值简档(profile)。即，每一个相应的值简档包括一组相应的ak小波系数、一组相应的dk小波系数、或一组相应的ek小波系数中的一个或多个。基于自由接收到的R事件信号指示的上一R波起过去的时间，状态检测器78可将波形的当前分析的部分处的基于小波系数的值简档与和由过去的时间指示的时间值相关联的R波后状态的相应值简档(例如，一组或多组小波系数)相比较。
图6是示出了IMD 10可根据本公开的一个或多个方面使用的患者14A的感知到的心动周期的状态转换序列的状态图100。状态图100包括与相对于图5中示出的心动周期状态相似地编号的心动周期状态。状态检测器78可确定相对于状态图100中示出的每一个状态的转换概率(通常表示为“p”)。例如，从第一状态到第二状态(例如，从R波状态82或异位R波状态83中的一个到等电位1状态86)的转换的概率被表示为p12。从第二状态到第三状态(例如，从等电位1状态86到T波状态88)的转换的概率被表示为p23。从第三状态到第四状态(例如，从T波状态88到等电位2状态90)的转换的概率被表示为p34。从第四状态到第五状态(例如，从等电位2状态90到P波状态92)的转换的概率被表示为p45。从第五状态到第一状态(例如，从P波状态92到R波状态82)的转换的概率被表示为p51。
状态图100中的虚线路径指示了患者14A的心动周期中可能发生的异常状态转换。如图6中所示，到异位R波状态83的所有转换被认为是异常的。例如，异位R波状态可指示心脏16A的室性早搏。状态图100的两个可能的R波状态之间的任何移动被认为是正常的移动(如由实线路径所示的)，但是如由缺乏任何pij标签所示的，不表示“状态转换”。
如上文描述的，状态检测器78可基于由感测电路系统66传送的数据检测R波状态82或异位R波状态83。然而，状态检测器78可使用本公开的基于概率的预测技术来检测到状态图100的非R波状态中的任一个的转换。即，状态检测器78可使用由数字表达式pij＝f(t_cycle,ak,dk,ek)表达的标准匹配，来分析转换概率p12、p23、p34和p45中的每一个。概率的下标“ij”是当前正在的评估的特定状态转换的转换前和转换后状态的一般表示。即，在状态图100的示例中，术语“pij”表示转换概率转换p12、p23、p34或p45中的一个。状态检测器78可将特定状态转换的当前概率(如上文讨论地确定的)与阈值概率相比较，该阈值概率在不同的状态转换之间可以是相同的或变化的。当当前概率满足和/或超过阈值时，状态检测器78可检测到状态转换。
如果状态检测器78在状态检测器78将转换概率p34匹配为P波状态92之前从感测电路系统66接收到心脏信号已进入R波状态82的指示，则状态检测器78可确定在本公开的预测性P波检测技术的先前迭代中缺失了P波状态92。在该情况下，状态检测器78可微调状态图100的非R波状态的转换标准(例如，t_cycle函数和/或哈尔小波类别中的一个或多个)。如果状态检测器78在状态检测器78将转换概率p45匹配为P波状态92之前确定心脏信号已进入异位R波状态83，则状态检测器78可丢弃任何基于P波的确定，因为P波状态92可能已发生或可能未发生，并且因此可能已缺失或可能未缺失。通过微调用于检测非R波状态的标准，并且尤其是用于预测性地检测转换进入P波状态92的标准，状态检测器78可实现机器学习以更为准确地检测患者14A的后续心动周期的P波状态92。通过更为准确地检测P波状态92，状态检测器78可使得IMD 10(在IMD 10包括治疗生成电路系统70的情况下)能够经由除颤电极20与和P波状态92相关联的心脏16A的心房收缩结合地或与和P波状态92相关联的心脏16A的心房收缩在时间上更为接近地递送起搏脉冲。
根据一些实现，标识T波状态88可协助状态检测器78隔离P波状态92的位置。即，T波状态88可向状态检测器78提供用于如下的第二时间：自该第二时间起测量P波状态92的位置。在一些示例中，如上文描述的，状态检测器可实现与TP间期对应并且可在检测到T波状态88时开始的第二状态转换概率函数。以此方式，状态检测器78可使用T波状态88的计时来为P波检测函数针对自由T波状态88表示的峰起过去的时间添加第二时间参考，这可改进状态检测器78检测P波状态92的能力。
虽然在图6中出于图示的目的示出了某些转换，但是将理解的是，从检测的角度来讲，从每一个状态到每另一个状态的直接转换是可能的。即，根据图6中示出的顺序，缺失波形可导致状态检测器78检测到从示出状态到任一个其他示出状态的直接转换，无论此类直接状态转换是否是物理上可能的。一些此类转换检测可能是不典型或罕见的，但是可能由于各种原因而发生，诸如来自相应小波系数、或来自定时器(例如，所谓“看门狗”定时器)或将IMD 10或IMD 10的部件恢复至预先设定的条件的R波传感器重置的过感测或感测不足。此类不典型转换的概率的时间进程对于从给定状态的每一个转换而言是不同的，这取决于特定的目的状态。例如，从异位R波状态83到第二等电位状态90的转换的概率和/或从第一等电位状态86到第二等电位状态90的转换的概率可被认为是低的，但是会由于这些转换的低概率而随着时间增加。
此外，状态检测器可检测图6中未示出的状态。在一些情况下，状态检测器78可检测P波在T波上状态，该状态可以按照增加的窦性频率发生或由于房性早搏(PAC)而发生。相对于图6描述的，此类P波在T波上状态将替代T波状态88、第二等电位状态90和P波状态92。
图7是曲线图110，其示出了状态转换概率(垂直轴或y轴)随着时间(水平轴或x轴)的变化。曲线图110通常遵循钟形曲线或高斯分布。状态检测器78可将每一个心动周期状态的概率估计为介于从[0.0,1.0]到[0.0,1/R,2/R,…R/r]的范围中的多值窗口，其中中心落在t_center(例如，t_cycle范围的均值或中位值)处，并且其中t_width表示t_cycle范围的宽度。
状态检测器78可使用0.0或1.0概率值来驱动检测到R波状态82和/或异位R波状态83。即，感测电路系统66可以上文讨论的方式检测或不检测R波状态中的任一个。为了在(正常的)R波状态82或异位R波状态83之间进行区分，状态检测器78可在相应状态(R波状态82或异位R波状态83)的发生的时间处使用t_cycle值。
状态检测器78可相对于心电图80在逐个样本的基础上分析形态分量(例如，哈尔小波系数)。在分析曲线图110的y轴上所绘制的哈尔小波系数中，状态检测器78可使用固定延迟来分配系数的中心对齐。在一个示例中，固定延迟可由数学表达式((1/2)*(2^N))表达，其中“N”表示固定延迟的样本数量。状态检测器78可实现用于选择状态转换的各种算法。即，在给定从当前状态转换出去的一组转换概率的情况下，状态检测器78可实现这些算法中的任一个以选择在一时间点处的特定的状态转换。状态检测器78可使用的算法的一个示例被称为“softmax”算法。
状态转换概率函数可随着RR间期的当前移动平均值而变化，其可由于例如诸如锻炼之类的用力而变化。状态转换概率函数也可基于呼吸速率和/或在不久之前观察到的RP或RR间期中的任何可变性而变化。在一些示例中，状态检测器78可使用两(2)个观察到的周期长度来检测给定的P波。两个周期长度中的一个可对应于RP间期，例如，在检测到的R波处开始，并且另一周期长度可对应于TP间期，例如，在检测到的T波处开始。通过使用用于P波检测的两个周期长度，状态检测器78可实现本公开的技术以增加P波检测的准确性。
图8是示出了IMD 10和/或IMD 10的各种部件可执行以实现本公开的一个或多个P波检测技术的示例过程120的流程图。作为过程120的一部分，感测电路系统66可经由例如胸骨下或皮下地植入患者体内的电极监测或感测患者14的心脏信号(122)。处理电路系统60可从心脏信号中检测第一R波状态82A(124)。例如，处理电路系统60可从感测电路系统66接收信号的振幅已满足R波检测阈值的指示，或处理电路系统60可以自身检测信号的振幅已满足R波检测阈值。在各种示例中，在感测R波状态82A时，处理电路系统60可使用上文描述的计时和形态参数来评估感知到的数据，以更为完整地将感知到的数据表征为R波(而不是P波或T波)。在一些示例中，处理电路系统60也可基于波形分类的结果来调整R波感测参数，诸如通过让参数更为敏感或更不敏感。感测后评估可能是有益的，因为R波感测可能不会在所有情景中表示完全准确的过程，并且也因为可能发生T波过感测和/或P波过感测。
处理电路系统60的计时分析器76可确定自第一R波82A的发生起过去的时间(126)。更具体地，处理电路系统60的计时分析器76可持续地监测自第一R波82A的发生起过去的时间长度。在图7的状态转换概率函数中表示了自第一R波86A起过去的时间的各种读数，对该状态转换概率函数而言可变的t_cycle是输入/参数。处理电路系统60的心脏信号分析器74可确定由感测电路系统66感知到的心脏信号的R波后形态值(128)。例如，心脏信号分析器74可使用感知到的心脏信号在逐个样本的基础上确定各个哈尔小波系数组。处理电路系统60的状态检测器78可将第一R波82A之后的过去的时间和形态值与心动周期模型的转换标准相比较(130)。
例如，IMD 10的存储器72可存储用于各个R波后状态的转换标准。转换标准可被表达为时间信息和形态信息的组合。一组转换标准可对应于状态转换概率p45，其指示心脏信号到P波状态92的转换。如果过去的时间和对应的形态值的组合与存储至存储器72的针对状态转换概率p45的转换标准充分地匹配，则处理电路系统60的状态检测器78可确定患者14A的心动周期已进入存储至存储器72的心动周期模型的P波状态92(132)。即，通过使用本公开的技术，检测电路系统60的状态检测器78可在心房去极化结束之前检测P波状态92的发生，心房去极化表现为由心脏信号分析器74检测到的P波形态。通过在心脏16A的对应的心房去极化的结束之前检测到P波状态92，状态检测器78可使得IMD 10(在IMD 10包括治疗生成电路系统70的情况下)能够经由除颤电极20与和P波状态92相关联的心脏16A的心房去极化结合地或与和P波状态92相关联的心脏16A的心房去极化在时间上更为接近地递送起搏脉冲。
在一些示例中，除了上文讨论的时间间期和形态参数之外，状态检测器78还可使用置信度参数来检测状态转换。状态检测器78可通过收窄或扩展具有非零转换概率的t_cycle值的范围来修改状态转换概率函数，由此收窄或扩展在其中预期/预计下一P波或下一T波的窗口大小。置信度参数将随着形态参数与例如预期的波形和/或信号中的噪声程度的匹配程度而变化。
本公开中所描述的技术(包括归因于IMD、编程器、或各构成部件的那些技术)可以至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现。例如，这些技术的各方面可在一个或多个处理器内实现，所述一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路系统，以及具体化在编程器中的此类部件(诸如，医生编程器或患者编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路系统”一般可指独立的或结合其他逻辑电路系统的任何前述逻辑电路系统、或任何其他等效电路系统。
此类硬件、软件和/或固件可在相同的设备内或在分开的设备内实现以支持本公开所描述的各种操作和功能。此外，所描述的单元、模块或部件中的任一者可一起被实现，或可被单独地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。
当在软件中实现时，归因于本公开中描述的系统、设备和技术的功能可具体化为计算机可读介质(诸如，RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储器、磁数据存储介质、光数据存储介质，等等)上的指令。可由一个或多个处理器执行这些指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。
已经参照说明性示例提供了本公开，并且本公开不旨在以限制的意思进行解释。如先前所述，本领域技术人员将会认识到，其他各种说明性应用可以使用本文所描述的技术来利用本文所描述的装置和方法的有益特性。说明性示例的各种修改以及本公开的额外示例在参照本说明书时将会是显而易见的。
示例1一种方法，包括：向植入式医疗设备的存储器存储标准，该标准用于心动周期模型的多个状态之间的转换，该多个状态包括P波状态；通过植入式医疗设备的感测电路系统感测根据患者的心动周期而变化的心脏信号；通过植入式医疗设备的处理电路系统检测感知到的心脏信号中的R波；通过处理电路系统确定自检测到R波起的过去的时间；通过处理电路系统确定在检测到R波之后发生的心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值；通过处理电路系统将过去的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较；以及通过处理电路系统响应于到心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波。
示例2示例2的方法，进一步包括：通过植入式医疗设备的通信电路系统向另一植入式医疗设备发送信号，该另一植入式医疗设备被配置为向患者递送起搏脉冲，其中，该信号被配置为触发另一植入式医疗设备在检测到P波之后的预先确定的时间处递送起搏脉冲；以及通过植入式医疗设备的处理电路系统控制通信电路系统来响应于检测到P波而向另一植入式医疗设备发送信号。
示例3根据示例1-2中任一个的方法，其中，标准包括概率函数，概率函数中的每一个根据过去的时间和一个或多个形态值中的至少一个形态值确定相应状态转换的概率，该方法进一步包括：通过植入式医疗设备的处理电路系统响应于概率满足阈值而确定相应的状态转换已发生。
示例4根据示例1-3中任一个的方法，进一步包括：通过植入式医疗设备的处理电路系统将一个或多个时间频率变换应用至心脏信号的R波后波段；以及通过植入式医疗设备的处理电路系统基于一个或多个时间频率变换向心脏信号的R波后波段的应用来确定一个或多个形态值。
示例5根据示例1-4中任一个的方法，进一步包括：通过植入式医疗设备的处理电路系统形成R波后波段的多个形态值的多个值简档，其中，每一个相应的值简档对应于心动周期模型的多个状态中的相应状态；以及通过植入式医疗设备的处理电路系统将R波后波段的形态值的每一个类别与存储的标准的相应对应的值简档相比较。
示例6根据权利要求5的方法，其中，R波后波段的形态值的每一个相应的值简档包括：与由植入式医疗设备的感测电路系统感知到的心脏信号相关联的相应一组小波系数。
示例7根据示例17的方法，其中，每一个相应一组小波系数包括：与由植入式医疗设备的感测电路系统感知到的心脏信号相关联的一组小波平均系数、一组小波差异系数、或一组小波差异的差异系数中的一者。
示例8根据示例1-7中任一个的方法，其中，R波是第一R波，处理电路系统被进一步配置为：通过植入式医疗设备的处理电路系统在感知到的心脏信号中检测第二R波，该第二R波在第一R波之后发生；通过植入式医疗设备的处理电路系统确定在P波之前检测到第二R波；以及通过植入式医疗设备的处理电路系统基于在P波之前检测到的第二R波来更新存储至植入式医疗设备的存储器的标准。
示例9根据示例8的方法，其中，更新存储至植入式医疗设备的存储器的标准包括：通过植入式医疗设备的处理电路系统调制存储至植入式医疗设备的存储器的标准的时间分量。
示例10根据示例1-9中任一个的方法，进一步包括：通过植入式医疗设备的感测电路系统感测呼吸信号，该呼吸信号根据患者的呼吸周期而变化；以及通过植入式医疗设备的处理电路系统基于感知到的呼吸信号的一个或多个特性来更新存储至存储器的标准，以获得经调制的时间值。
示例11根据任何示例21的方法，其中，更新存储至植入式医疗设备的存储器的标准包括：通过植入式医疗设备的处理电路系统调制存储至植入式医疗设备的存储器的标准的时间分量。
示例12一种使用指令编码的非瞬态计算机可读存储介质，该指令在被执行时致使植入式医疗设备的一个或多个处理器：向计算机可读存储介质存储标准，该标准用于心动周期模型的多个状态之间的转换，该多个状态包括P波状态；使用植入式医疗设备的感测电路系统感测根据患者的心动周期变化的心脏信号；检测感知到的心脏信号中的R波；确定自检测到R波起的过去的时间；确定在检测到R波之后发生的心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值；将过去的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较；以及响应于到心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波。
示例13一种植入式医疗设备，包括：用于存储标准的装置，该标准用于心动周期模型的多个状态之间的转换，该多个状态包括P波状态；用于感测根据患者的心动周期变化的心脏信号的装置；用于检测感知到的心脏信号中的R波的装置；用于确定自检测到R波起的过去的时间的装置；用于确定在检测到R波之后发生的心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值的装置；用于将过去的时间和一个或多个形态值与用于心动周期模型的多个状态之间的转换的存储的标准相比较的装置；以及用于响应于到心动周期模型的P波状态的转换而在感知到的心脏信号中检测到P波的装置。

Claims (12)

1.一种植入式医疗设备，包括：
存储器，所述存储器被配置为存储用于心动周期模型的多个状态之间的转换的标准，所述多个状态包括P波状态；
感测电路系统，所述感测电路系统被配置为感测根据患者的心动周期变化的心脏信号；以及
处理电路系统，所述处理电路系统耦合至所述感测电路系统，所述处理电路系统被配置为：
在感知到的心脏信号中检测R波；
确定自检测到所述R波起的过去的时间；
确定在检测到所述R波之后发生的所述心脏信号的R波后波段的一个或多个形态值；
将所述过去的时间和所述一个或多个形态值与用于所述心动周期模型的所述多个状态之间的转换的存储的标准相比较；并且
响应于到所述心动周期模型的所述P波状态的转换，而在所述感知到的心脏信号中检测到P波。
2.根据权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，进一步包括通信电路系统，所述通信电路系统被配置为向另一植入式医疗设备发送信号，所述另一植入式医疗设备被配置为向所述患者递送脉冲，其中，所述信号被配置为触发所述另一植入式医疗设备在检测到所述P波之后的预先确定的时间处递送所述起搏脉冲，所述处理电路系统被进一步配置为控制所述通信电路系统来响应于检测到所述P波而向所述另一植入式医疗设备发送所述信号。
3.根据权利要求1-2中任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述标准包括概率函数，所述概率函数中的每一个根据所述过去的时间和所述一个或多个形态值中的至少一个形态值确定相应状态转换的概率，并且其中，所述处理电路系统被配置为响应于所述概率满足阈值而确定所述相应状态转换已发生。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述处理电路系统被配置为：将一个或多个时间频率变换应用至所述心脏信号的所述R波后波段，以及基于所述一个或多个时间频率变换向所述心脏信号的所述R波后波段的所述应用来确定所述一个或多个形态值。
5.根据权利要求1-4中的任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述处理电路系统被配置为：
确定所述R波后波段的多个形态值；
形成所述R波后波段的所述多个形态值的多个值简档，其中，每一个相应的值简档对应于所述心动周期模型的所述多个状态的相应状态；以及
将所述R波后波段的每一个值简档与所述存储的标准的相应对应的值简档相比较。
6.根据权利要求1-5中任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述处理电路系统将与由所述感测电路系统感知到的所述心脏信号相关联的一个或多个小波系数确定为所述一个或多个形态值。
7.根据权利要求6所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述一个或多个小波系数包括：与由所述感测电路系统感知到的所述心脏信号相关联的一个或多个小波平均系数、小波差异系数、或小波差异的差异系数。
8.根据权利要求1-7中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，所述R波是第一R波，所述处理电路系统被进一步配置为：
在所述感知到的心脏信号中检测第二R波，所述第二R波在所述第一R波之后发生；
确定所述第二R波在所述P波之前被检测到；并且
基于所述第二R波在所述P波之前被检测到，而更新被存储至所述存储器的所述标准。
9.根据权利要求8所述的植入式医疗设备，其特征在于，为了更新被存储在所述存储器的所述标准，所述处理电路系统被配置为调制存储至所述存储器的所述标准的时间分量。
10.根据权利要求1-9中任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述感测电路系统被进一步配置为感测根据患者的呼吸周期变化的呼吸信号，并且其中，所述处理电路系统被进一步配置为基于感知到的呼吸信号的一个或多个特性来更新存储至所述存储器的所述标准，以获得经调制的时间值。
11.根据权利要求10所述的植入式医疗设备，其特征在于，为了更新被存储在所述存储器的所述标准，所述处理电路系统被配置为调制存储至所述存储器的所述标准的时间分量。
12.一种医疗设备系统，包括：
根据权利要求1-11中任一项的第一植入式医疗设备，所述第一植入式医疗设备进一步包括通信电路系统，所述通信电路系统被配置为生成信号以在检测到所述P波之后的预先确定的时间处递送起搏脉冲，所述处理电路系统被进一步配置为控制所述通信电路系统来响应于检测到所述P波而发送所述信号；以及
第二植入式医疗设备，所述第二植入式医疗设备被配置为：
接收由所述第一植入式医疗设备的所述通信电路系统发送的所述信号；并且
响应于接收到所述信号，而向所述患者递送起搏脉冲。
CN201880068360.1A 2017-10-18 2018-10-17 基于状态的心房事件检测 Active CN111246911B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/786,832 US10694967B2 (en) 2017-10-18 2017-10-18 State-based atrial event detection
US15/786,832 2017-10-18
PCT/US2018/056194 WO2019079377A1 (en) 2017-10-18 2018-10-17 ATRIAL EVENT DETECTION BASED ON A STATE

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN111246911A true CN111246911A (zh) 2020-06-05
CN111246911B CN111246911B (zh) 2023-11-24

Family

ID=64110187

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880068360.1A Active CN111246911B (zh) 2017-10-18 2018-10-17 基于状态的心房事件检测

Country Status (4)

Country Link
US (2) US10694967B2 (zh)
EP (1) EP3697496A1 (zh)
CN (1) CN111246911B (zh)
WO (1) WO2019079377A1 (zh)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11576606B2 (en) 2020-04-02 2023-02-14 Medtronic, Inc. Cardiac signal QT interval detection
EP4291297A1 (en) * 2021-02-11 2023-12-20 BIOTRONIK SE & Co. KG An implantable medical device configured to provide an intra-cardiac function

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6498950B1 (en) * 2000-10-17 2002-12-24 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation device having optimized AV/PV delays for improved atrial kick during automatic capture and threshold determinations
US20040260350A1 (en) * 2003-06-20 2004-12-23 Medtronic, Inc. Automatic EGM amplitude measurements during tachyarrhythmia episodes
CN104203340A (zh) * 2012-01-30 2014-12-10 美敦力公司 自适应心脏再同步治疗
CN104983415A (zh) * 2015-06-25 2015-10-21 石家庄翰纬医疗设备有限公司 心拍识别的方法及装置
US9168380B1 (en) * 2014-07-24 2015-10-27 Medtronic, Inc. System and method for triggered pacing
CN105324076A (zh) * 2013-04-26 2016-02-10 美敦力公司 阶段式心律检测系统和方法
US20160228026A1 (en) * 2015-02-06 2016-08-11 Medtronic, Inc. Determining paced cardiac depolarization waveform morphological templates
US20160235318A1 (en) * 2015-02-18 2016-08-18 Medtronic, Inc. Method and apparatus for identifying sick sinus syndrome in an implantable cardiac monitoring device
US20170014629A1 (en) * 2015-07-16 2017-01-19 Medtronic, Inc. Confirming sensed atrial events for pacing during resynchronization therapy in a cardiac medical device and medical device system
US20170120058A1 (en) * 2015-10-29 2017-05-04 Medtronic, Inc. Far-field p-wave sensing in near real-time for timing delivery of pacng therapy in a cardiac medical device and medical device system

Family Cites Families (174)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4481950A (en) 1979-04-27 1984-11-13 Medtronic, Inc. Acoustic signalling apparatus for implantable devices
US4374382A (en) 1981-01-16 1983-02-15 Medtronic, Inc. Marker channel telemetry system for a medical device
US4428378A (en) 1981-11-19 1984-01-31 Medtronic, Inc. Rate adaptive pacer
US5421819A (en) 1992-08-12 1995-06-06 Vidamed, Inc. Medical probe device
US4543955A (en) 1983-08-01 1985-10-01 Cordis Corporation System for controlling body implantable action device
US4787389A (en) 1987-07-16 1988-11-29 Tnc Medical Devices Pte. Ltd. Using an implantable antitachycardia defibrillator circuit
DE3831809A1 (de) 1988-09-19 1990-03-22 Funke Hermann Zur mindestens teilweisen implantation im lebenden koerper bestimmtes geraet
US5052388A (en) 1989-12-22 1991-10-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator
US5251626A (en) 1990-07-03 1993-10-12 Telectronics Pacing Systems, Inc. Apparatus and method for the detection and treatment of arrhythmias using a neural network
US5117824A (en) 1990-11-14 1992-06-02 Medtronic, Inc. Apparatus for monitoring electrical physiologic signals
US5179949A (en) 1990-12-07 1993-01-19 Raul Chirife Cardiac pacemaker with automatic a-v programming for optimization of left heart a-v interval
US5280792A (en) 1991-09-20 1994-01-25 The University Of Sydney Method and system for automatically classifying intracardiac electrograms
CA2105162A1 (en) 1992-02-03 1993-08-04 Karel Den Dulk Dual chamber pacemaker system for delivering atrial sync pulses
US5312445A (en) 1992-02-03 1994-05-17 Telectronics Pacing Systems, Inc. Implantable cardiac stimulating apparatus and method employing detection of P-waves from signals sensed in the ventricle
JPH05245215A (ja) 1992-03-03 1993-09-24 Terumo Corp 心臓ペースメーカ
US5690689A (en) 1992-11-13 1997-11-25 Pacesetter, Inc. Dual-chamber implantable stimulation device having adaptive AV intervall and method for treating cardiomyopathy thereof
US5741308A (en) 1992-11-13 1998-04-21 Pacesetter, Inc. Dual-chamber implantable pacemaker and method of operating same for automatically setting the pacemaker's AV interval as a function of a natural measured conduction time
US5340361A (en) 1992-11-13 1994-08-23 Siemens Pacesetter, Inc. Implantable pacemaker having adaptive AV interval adoptively shortened to assure ventricular pacing
US5354316A (en) 1993-01-29 1994-10-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection and treatment of tachycardia and fibrillation
US5370668A (en) 1993-06-22 1994-12-06 Medtronic, Inc. Fault-tolerant elective replacement indication for implantable medical device
US5507782A (en) 1994-03-17 1996-04-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for dual chamber cardiac pacing
US5601613A (en) 1995-02-07 1997-02-11 Pacesetter, Inc. Method and apparatus for providing enhanced 2:1 block response with rate-responsive AV delay in a pacemaker
US5545186A (en) 1995-03-30 1996-08-13 Medtronic, Inc. Prioritized rule based method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias
US5620474A (en) 1995-04-24 1997-04-15 Vitatron Medical, B.V. System and method for determining indicated pacemaker replacement time based upon battery impedance measurement
US5660183A (en) 1995-08-16 1997-08-26 Telectronics Pacing Systems, Inc. Interactive probability based expert system for diagnosis of pacemaker related cardiac problems
EP0794813B1 (en) 1995-09-29 2003-07-02 Medtronic, Inc. Adaptive search av algorithm
US5626140A (en) 1995-11-01 1997-05-06 Spacelabs Medical, Inc. System and method of multi-sensor fusion of physiological measurements
US5683432A (en) 1996-01-11 1997-11-04 Medtronic, Inc. Adaptive, performance-optimizing communication system for communicating with an implanted medical device
US6108579A (en) 1996-04-15 2000-08-22 Pacesetter, Inc. Battery monitoring apparatus and method for programmers of cardiac stimulating devices
US7269457B2 (en) 1996-04-30 2007-09-11 Medtronic, Inc. Method and system for vagal nerve stimulation with multi-site cardiac pacing
US5690691A (en) 1996-05-08 1997-11-25 The Center For Innovative Technology Gastro-intestinal pacemaker having phased multi-point stimulation
US5755739A (en) 1996-12-04 1998-05-26 Medtronic, Inc. Adaptive and morphological system for discriminating P-waves and R-waves inside the human body
US5893882A (en) 1996-12-17 1999-04-13 Medtronic, Inc. Method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias
US5814089A (en) 1996-12-18 1998-09-29 Medtronic, Inc. Leadless multisite implantable stimulus and diagnostic system
US5794624A (en) 1997-01-31 1998-08-18 Hewlett-Packard Company Method and system for the fast determination of EKG waveform morphology
US6208894B1 (en) 1997-02-26 2001-03-27 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research And Advanced Bionics System of implantable devices for monitoring and/or affecting body parameters
US5902326A (en) 1997-09-03 1999-05-11 Medtronic, Inc. Optical window for implantable medical devices
US5954649A (en) 1997-10-20 1999-09-21 Irvine Biomedical, Inc. Catheter system having ultrasound locating capabilities
GB2331365B (en) 1997-11-15 2002-03-13 Roke Manor Research Catheter tracking system
US6192273B1 (en) 1997-12-02 2001-02-20 The Cleveland Clinic Foundation Non-programmable automated heart rhythm classifier
US6016448A (en) 1998-10-27 2000-01-18 Medtronic, Inc. Multilevel ERI for implantable medical devices
US6292693B1 (en) 1998-11-06 2001-09-18 Impulse Dynamics N.V. Contractility enhancement using excitable tissue control and multi-site pacing
US6477415B1 (en) 1998-12-29 2002-11-05 Medtronic, Inc. AV synchronous cardiac pacing system delivering multi-site ventricular pacing triggered by a ventricular sense event during the AV delay
US6324427B1 (en) 1999-01-26 2001-11-27 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation device having T-wave discrimination of fusion events during autocapture/autothreshold assessment
US6508771B1 (en) 1999-03-05 2003-01-21 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring heart rate
US6263242B1 (en) 1999-03-25 2001-07-17 Impulse Dynamics N.V. Apparatus and method for timing the delivery of non-excitatory ETC signals to a heart
EP1178855B1 (en) 1999-05-12 2006-08-02 Medtronic, Inc. Monitoring apparatus using wavelet transforms for the analysis of heart rhythms
AU3219001A (en) 2000-02-09 2001-08-20 Impulse Dynamics N.V. Cardiac control using paired pacing
US6687685B1 (en) 2000-04-07 2004-02-03 Dr. Red Duke, Inc. Automated medical decision making utilizing bayesian network knowledge domain modeling
US6592519B1 (en) 2000-04-28 2003-07-15 Medtronic, Inc. Smart microfluidic device with universal coating
US6754528B2 (en) 2001-11-21 2004-06-22 Cameraon Health, Inc. Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator
US6764446B2 (en) 2000-10-16 2004-07-20 Remon Medical Technologies Ltd Implantable pressure sensors and methods for making and using them
US7283874B2 (en) 2000-10-16 2007-10-16 Remon Medical Technologies Ltd. Acoustically powered implantable stimulating device
US6628989B1 (en) 2000-10-16 2003-09-30 Remon Medical Technologies, Ltd. Acoustic switch and apparatus and methods for using acoustic switches within a body
US7198603B2 (en) 2003-04-14 2007-04-03 Remon Medical Technologies, Inc. Apparatus and methods using acoustic telemetry for intrabody communications
US7024248B2 (en) 2000-10-16 2006-04-04 Remon Medical Technologies Ltd Systems and methods for communicating with implantable devices
US6522915B1 (en) 2000-10-26 2003-02-18 Medtronic, Inc. Surround shroud connector and electrode housings for a subcutaneous electrode array and leadless ECGS
US6904315B2 (en) 2000-12-14 2005-06-07 Medtronic, Inc. Atrial aware VVI: a method for atrial synchronous ventricular (VDD/R) pacing using the subcutaneous electrode array and a standard pacing lead
US6772005B2 (en) 2000-12-21 2004-08-03 Medtronic, Inc. Preferred ADI/R: a permanent pacing mode to eliminate ventricular pacing while maintaining backup support
US7130683B2 (en) 2000-12-21 2006-10-31 Medtronic, Inc. Preferred ADI/R: a permanent pacing mode to eliminate ventricular pacing while maintaining back support
US6597951B2 (en) 2001-03-16 2003-07-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic selection from multiple cardiac optimization protocols
US6477420B1 (en) 2001-04-27 2002-11-05 Medtronic, Inc Control of pacing rate in mode switching implantable medical devices
US6622046B2 (en) 2001-05-07 2003-09-16 Medtronic, Inc. Subcutaneous sensing feedthrough/electrode assembly
US6738668B1 (en) 2001-11-01 2004-05-18 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation device having a capture assurance system which minimizes battery current drain and method for operating the same
US6931279B2 (en) 2002-04-22 2005-08-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for implementing task-oriented induction capabilities in an implantable cardioverter defibrillator and programmer
US7031772B2 (en) 2002-04-29 2006-04-18 Medtronic, Inc. Method and apparatus for rate responsive adjustments in an implantable medical device
JP2004072907A (ja) 2002-08-06 2004-03-04 Sumitomo Wiring Syst Ltd 電気接続箱
US6876881B2 (en) 2002-08-16 2005-04-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with respiration synchronous optimization of cardiac performance using atrial cycle length
US7209790B2 (en) 2002-09-30 2007-04-24 Medtronic, Inc. Multi-mode programmer for medical device communication
US7149577B2 (en) 2002-12-02 2006-12-12 Medtronic, Inc. Apparatus and method using ATP return cycle length for arrhythmia discrimination
US7013176B2 (en) 2003-01-28 2006-03-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for setting pacing parameters in cardiac resynchronization therapy
US7092755B2 (en) 2003-03-18 2006-08-15 Pacesetter, Inc. System and method of cardiac pacing during sleep apnea
US7945064B2 (en) 2003-04-09 2011-05-17 Board Of Trustees Of The University Of Illinois Intrabody communication with ultrasound
US7499750B2 (en) 2003-04-11 2009-03-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Noise canceling cardiac electrodes
US8433396B2 (en) 2003-04-18 2013-04-30 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for atrioventricular search
US7930026B2 (en) 2003-04-25 2011-04-19 Medtronic, Inc. Monitoring QRS complex to identify left ventricular dysfunction
US7079895B2 (en) 2003-04-25 2006-07-18 Medtronic, Inc. Cardiac pacing for optimal intra-left ventricular resynchronization
US7620446B2 (en) 2003-07-31 2009-11-17 Medtronic, Inc. Monitoring P-waves to detect degradation of atrial myocardium
US7184835B2 (en) 2003-12-12 2007-02-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for adjustable AVD programming using a table
EP1566199B1 (en) 2004-02-23 2014-03-19 Biotronik CRM Patent AG Adaptive ventricular rate smoothing during atrial fibrillation
US7254442B2 (en) 2004-03-17 2007-08-07 Medtronic, Inc. Apparatus and method for “LEPARS” interval-based fusion pacing
US7181284B2 (en) 2004-03-17 2007-02-20 Medtronic, Inc. Apparatus and methods of energy efficient, atrial-based Bi-ventricular fusion-pacing
WO2005107864A1 (en) 2004-05-04 2005-11-17 University Of Rochester Leadless implantable cardioverter defibrillator
US7248925B2 (en) 2004-08-27 2007-07-24 Pacesetter, Inc. System and method for determining optimal atrioventricular delay based on intrinsic conduction delays
US7248924B2 (en) 2004-10-25 2007-07-24 Medtronic, Inc. Self limited rate response
US7376458B2 (en) 2004-11-29 2008-05-20 Cameron Health, Inc. Method for defining signal templates in implantable cardiac devices
US20060116596A1 (en) 2004-12-01 2006-06-01 Xiaohong Zhou Method and apparatus for detection and monitoring of T-wave alternans
US20060116592A1 (en) 2004-12-01 2006-06-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection and monitoring of T-wave alternans
WO2006069215A2 (en) 2004-12-21 2006-06-29 Ebr Systems, Inc. Leadless cardiac system for pacing and arrhythmia treatment
EP1833553B1 (en) 2004-12-21 2015-11-18 EBR Systems, Inc. Implantable transducer devices
US7558631B2 (en) 2004-12-21 2009-07-07 Ebr Systems, Inc. Leadless tissue stimulation systems and methods
US7515960B2 (en) 2005-03-31 2009-04-07 Medtronic, Inc. Method and apparatus to terminate ventricular tachycardia via pacing
US7634313B1 (en) 2005-04-11 2009-12-15 Pacesetter, Inc. Failsafe satellite pacemaker system
US8214041B2 (en) 2005-04-19 2012-07-03 Medtronic, Inc. Optimization of AV intervals in single ventricle fusion pacing through electrogram morphology
US7991467B2 (en) 2005-04-26 2011-08-02 Medtronic, Inc. Remotely enabled pacemaker and implantable subcutaneous cardioverter/defibrillator system
US7623911B2 (en) 2005-04-29 2009-11-24 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection of tachyarrhythmia using cycle lengths
US7505813B1 (en) 2005-08-08 2009-03-17 Pacesetter, Inc. System and method for determining preferred atrioventricular pacing delay values based on intracardiac electrogram signals
US7869876B2 (en) 2005-10-07 2011-01-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring and optimizing atrial function
US9168383B2 (en) 2005-10-14 2015-10-27 Pacesetter, Inc. Leadless cardiac pacemaker with conducted communication
EP2471451A1 (en) 2005-10-14 2012-07-04 Nanostim, Inc. Leadless cardiac pacemaker and system
US7689279B2 (en) 2005-11-10 2010-03-30 Medtronic, Inc. Pacing device for minimizing ventricular pauses after delivery of atrial anti-tachycardia pacing therapy
US20070129762A1 (en) 2005-12-01 2007-06-07 Seth Worley Cardiac pacemaker with dynamic conduction time monitoring
US8175703B2 (en) 2006-01-25 2012-05-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization therapy parameter optimization
US20070191892A1 (en) 2006-02-03 2007-08-16 Mullen Thomas J Apparatus and methods for automatic adjustment of av interval to ensure delivery of cardiac resynchronization therapy
US7761150B2 (en) 2006-03-29 2010-07-20 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting arrhythmias in a medical device
US20070239043A1 (en) 2006-03-30 2007-10-11 Patel Amisha S Method and Apparatus for Arrhythmia Episode Classification
US8676289B2 (en) 2006-05-05 2014-03-18 Medtronic, Inc. Method and apparatus for discriminating cardiac signals in a medical device based on wavelet decomposition analysis
US8527048B2 (en) 2006-06-29 2013-09-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Local and non-local sensing for cardiac pacing
US8437837B2 (en) 2006-09-29 2013-05-07 Medtronic, Inc. Method and apparatus for induced T-wave alternans assessment
US7925343B1 (en) 2006-10-06 2011-04-12 Pacesetter, Inc. Subcutaneous implantable cardiac device system with low defibrillation thresholds and improved sensing
US7702390B1 (en) 2006-12-13 2010-04-20 Pacesetter, Inc. Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy
US9381366B2 (en) 2007-03-16 2016-07-05 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for improved IPG rate response using subcutaneous electrodes directly coupled to an implantable medical device (IMD)
US7904153B2 (en) 2007-04-27 2011-03-08 Medtronic, Inc. Method and apparatus for subcutaneous ECG vector acceptability and selection
US7930027B2 (en) 2007-04-30 2011-04-19 Medtronic, Inc. Method and apparatus to deliver mechanically fused pacing therapy
US7706879B2 (en) 2007-04-30 2010-04-27 Medtronic, Inc. Apparatus and methods for automatic determination of a fusion pacing pre-excitation interval
US8275432B2 (en) 2007-12-12 2012-09-25 Medtronic, Inc. Implantable optical sensor and method for manufacture
US8145308B2 (en) 2008-03-13 2012-03-27 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining a parameter associated with delivery of therapy in a medical device
US7941218B2 (en) 2008-03-13 2011-05-10 Medtronic, Inc. Apparatus and methods of optimizing atrioventricular pacing delay intervals
US20090234414A1 (en) 2008-03-13 2009-09-17 Sambelashvili Aleksandre T Apparatus and methods of optimizing atrioventricular pacing delay intervals
US20090234413A1 (en) 2008-03-13 2009-09-17 Sambelashvili Aleksandre T Apparatus and methods of adjusting atrioventricular pacing delay intervals in a rate adaptive pacemaker
US9566013B2 (en) 2008-03-13 2017-02-14 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for monitoring P-wave duration and end and QRS duration with an implantable medical device
US7881791B2 (en) 2008-03-25 2011-02-01 Medtronic, Inc. Apparatus and methods of optimizing ventricle-to-ventricular pacing delay intervals
US8364276B2 (en) 2008-03-25 2013-01-29 Ebr Systems, Inc. Operation and estimation of output voltage of wireless stimulators
US8452402B2 (en) 2008-04-23 2013-05-28 Medtronic, Inc. Optical sensing device for use in a medical device
US8233980B2 (en) 2008-05-07 2012-07-31 Pacesetter, Inc. System and method for detecting hidden atrial events for use with automatic mode switching within an implantable medical device
US8239022B2 (en) 2009-01-20 2012-08-07 Pacesetter, Inc. Methods and systems for discriminating between ventricular waveforms when ventricular rate exceeds atrial rate
US8204590B2 (en) 2009-01-30 2012-06-19 Medtronic, Inc. Fusion pacing interval determination
US8391964B2 (en) 2009-05-11 2013-03-05 Medtronic, Inc. Detecting electrical conduction abnormalities in a heart
US8541131B2 (en) 2009-05-29 2013-09-24 Medtronic, Inc. Elongate battery for implantable medical device
US8170666B2 (en) 2009-08-13 2012-05-01 Medtronic, Inc. Method for scheduling atrial-ventricular conduction checks in minimum ventricular pacing
US8936630B2 (en) 2009-11-25 2015-01-20 Medtronic, Inc. Optical stimulation therapy
US8433409B2 (en) 2010-01-29 2013-04-30 Medtronic, Inc. Implantable medical device battery
US8401629B2 (en) 2010-04-28 2013-03-19 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting and discriminating tachycardia
WO2012019036A1 (en) 2010-08-06 2012-02-09 Cardiac Pacemakers, Inc. User interface system for use with multipolar pacing leads
US8652048B2 (en) 2010-08-06 2014-02-18 Biotronik Se & Co. Kg Implant and system for predicting decompensation
US8666505B2 (en) 2010-10-26 2014-03-04 Medtronic, Inc. Wafer-scale package including power source
US20120109235A1 (en) 2010-10-27 2012-05-03 Medtronic, Inc. Capture detection in response to lead related conditions
US8688469B2 (en) 2010-10-29 2014-04-01 Medtronic, Inc. System and method for identifying a prospective clinical therapy for a prospective patient having a medical device
US9775982B2 (en) 2010-12-29 2017-10-03 Medtronic, Inc. Implantable medical device fixation
EP2486953B1 (fr) 2011-02-09 2016-06-01 Sorin CRM SAS Procédé de quantification de la désynchronisation entre les horloges de deux implants actifs de type HBC
US8750976B2 (en) 2011-03-02 2014-06-10 Medtronic, Inc. Implanted multichamber cardiac device with selective use of reliable atrial information
US8521268B2 (en) 2011-05-10 2013-08-27 Medtronic, Inc. Techniques for determining cardiac cycle morphology
US8617082B2 (en) 2011-05-19 2013-12-31 Medtronic, Inc. Heart sounds-based pacing optimization
US9849291B2 (en) 2011-06-09 2017-12-26 Cameron Health, Inc. Antitachycardia pacing pulse from a subcutaneous defibrillator
US8589153B2 (en) 2011-06-28 2013-11-19 Microsoft Corporation Adaptive conference comfort noise
US8768459B2 (en) 2011-07-31 2014-07-01 Medtronic, Inc. Morphology-based precursor to template matching comparison
US8758365B2 (en) 2011-08-03 2014-06-24 Medtronic, Inc. Implant system including guiding accessory and methods of use
US9248300B2 (en) 2011-09-09 2016-02-02 Medtronic, Inc. Controlling wireless communication in an implanted cardiac device
US8798740B2 (en) 2011-11-03 2014-08-05 Pacesetter, Inc. Single chamber leadless intra-cardiac medical device with dual-chamber functionality
US20130138006A1 (en) 2011-11-04 2013-05-30 Pacesetter, Inc. Single chamber leadless intra-cardiac medical device having dual chamber sensing with signal discrimination
US9199087B2 (en) 2011-11-21 2015-12-01 Medtronic, Inc. Apparatus and method for selecting a preferred pacing vector in a cardiac resynchronization device
US8639333B2 (en) 2011-11-21 2014-01-28 Medtronic, Inc. Method and apparatus for adaptive cardiac resynchronization therapy employing a multipolar left ventricular lead
US9002454B2 (en) 2011-12-23 2015-04-07 Medtronic, Inc. Tracking pacing effectiveness based on waveform features
US8615298B2 (en) 2012-02-17 2013-12-24 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization derived from multipolar leads or multiple electrodes during biventricular pacing
US9095718B2 (en) 2012-04-04 2015-08-04 Medtronic, Inc. Heart-sounds based adaptive cardiac resynchronization therapy timing parameter optimization system
US9155897B2 (en) 2012-05-04 2015-10-13 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during biventricular pacing
US8532785B1 (en) 2012-09-26 2013-09-10 Medtronic, Inc. Therapy delivery method and system for implantable medical devices
US20140107723A1 (en) 2012-10-16 2014-04-17 Pacesetter, Inc. Single-chamber leadless intra-cardiac medical device with dual-chamber functionality
US8923963B2 (en) 2012-10-31 2014-12-30 Medtronic, Inc. Leadless pacemaker system
US9808633B2 (en) 2012-10-31 2017-11-07 Medtronic, Inc. Leadless pacemaker system
US8738132B1 (en) 2012-12-06 2014-05-27 Medtronic, Inc. Effective capture test
US8744572B1 (en) 2013-01-31 2014-06-03 Medronic, Inc. Systems and methods for leadless pacing and shock therapy
US8929984B2 (en) 2013-02-21 2015-01-06 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during fusion pacing
CN203457022U (zh) 2013-03-01 2014-02-26 美国调速器公司 具有增强的磁结构的电磁致动器
EP2968946B1 (en) 2013-03-15 2020-10-28 Medtronic Inc. Modulate pacing rate to increase the percentage of effective ventricular capture during atrial fibrillation
US9278219B2 (en) 2013-03-15 2016-03-08 Medtronic, Inc. Closed loop optimization of control parameters during cardiac pacing
US11311312B2 (en) 2013-03-15 2022-04-26 Medtronic, Inc. Subcutaneous delivery tool
US9717923B2 (en) 2013-05-06 2017-08-01 Medtronic, Inc. Implantable medical device system having implantable cardioverter-defibrillator (ICD) system and substernal leadless pacing device
US20140330287A1 (en) 2013-05-06 2014-11-06 Medtronic, Inc. Devices and techniques for anchoring an implantable medical device
US9717898B2 (en) 2013-05-06 2017-08-01 Medtronic, Inc. Systems and methods for implanting a medical electrical lead
US20140358135A1 (en) 2013-05-29 2014-12-04 Medtronic Cryocath Lp Method and apparatus for using phonomyography to prevent nerve damage during a medical procedure
US9511233B2 (en) 2013-11-21 2016-12-06 Medtronic, Inc. Systems and methods for leadless cardiac resynchronization therapy
US9566012B2 (en) 2014-10-27 2017-02-14 Medtronic, Inc. Method and apparatus for selection and use of virtual sensing vectors
US9675270B2 (en) 2015-04-23 2017-06-13 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining a premature ventricular contraction in a medical monitoring device

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6498950B1 (en) * 2000-10-17 2002-12-24 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation device having optimized AV/PV delays for improved atrial kick during automatic capture and threshold determinations
US20040260350A1 (en) * 2003-06-20 2004-12-23 Medtronic, Inc. Automatic EGM amplitude measurements during tachyarrhythmia episodes
CN104203340A (zh) * 2012-01-30 2014-12-10 美敦力公司 自适应心脏再同步治疗
CN105324076A (zh) * 2013-04-26 2016-02-10 美敦力公司 阶段式心律检测系统和方法
US9168380B1 (en) * 2014-07-24 2015-10-27 Medtronic, Inc. System and method for triggered pacing
US20160228026A1 (en) * 2015-02-06 2016-08-11 Medtronic, Inc. Determining paced cardiac depolarization waveform morphological templates
US20160235318A1 (en) * 2015-02-18 2016-08-18 Medtronic, Inc. Method and apparatus for identifying sick sinus syndrome in an implantable cardiac monitoring device
CN104983415A (zh) * 2015-06-25 2015-10-21 石家庄翰纬医疗设备有限公司 心拍识别的方法及装置
US20170014629A1 (en) * 2015-07-16 2017-01-19 Medtronic, Inc. Confirming sensed atrial events for pacing during resynchronization therapy in a cardiac medical device and medical device system
US20170120058A1 (en) * 2015-10-29 2017-05-04 Medtronic, Inc. Far-field p-wave sensing in near real-time for timing delivery of pacng therapy in a cardiac medical device and medical device system

Also Published As

Publication number Publication date
EP3697496A1 (en) 2020-08-26
US20190110707A1 (en) 2019-04-18
CN111246911B (zh) 2023-11-24
US20200315481A1 (en) 2020-10-08
WO2019079377A1 (en) 2019-04-25
US10694967B2 (en) 2020-06-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11197630B2 (en) Method and apparatus for adjusting a blanking period during transitioning between operating states in a medical device
US11331035B2 (en) Recovery of cardiac event sensing and rhythm detection following electrical stimulation pulse delivery
CN109641129B (zh) 使用融合促进进行定时管理的心脏再同步
EP1962955B1 (en) Hemodynamically controlled anti-tachyarrhythmia pacing system
US9486637B2 (en) Method and apparatus for accurate separation of supraventricular tachycardia from ventricular tachycardia during posture changes
US9682244B2 (en) Cardiac event sensing and pacing after delivery of an electrical stimulation pulse
JP7480046B2 (ja) 適応型の心臓再同期療法
US7933650B2 (en) Method and apparatus for selecting and timing anti-tachyarrhythmia pacing using cardiac signal morphology
US20200315481A1 (en) State-based atrial event detection
US11975204B2 (en) Cardiac resynchronization therapy diagnostics
EP2767222A1 (en) Implantable heart monitoring device
US9216295B2 (en) Cardiac resynchronization therapy loss diagnostics

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