CN111315281A - 心脏信号中噪声信号的检测 - Google Patents

心脏信号中噪声信号的检测 Download PDF

Info

Publication number
CN111315281A
CN111315281A CN201880071871.9A CN201880071871A CN111315281A CN 111315281 A CN111315281 A CN 111315281A CN 201880071871 A CN201880071871 A CN 201880071871A CN 111315281 A CN111315281 A CN 111315281A
Authority
CN
China
Prior art keywords
cardiac
signal
patient
signals
detection window
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201880071871.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN111315281B (zh
Inventor
郑雅健
D·E·库德利克
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 CN111315281A publication Critical patent/CN111315281A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN111315281B publication Critical patent/CN111315281B/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
    • A61N1/36—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
    • 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
    • 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
    • A61B5/251—Means for maintaining electrode contact with the body
    • A61B5/256—Wearable electrodes, e.g. having straps or bands
    • 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]
    • A61B5/282—Holders for multiple electrodes
    • 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
    • A61B5/287—Holders for multiple electrodes, e.g. electrode catheters for electrophysiological study [EPS]
    • 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
    • A61B5/29—Invasive for permanent or long-term implantation
    • 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
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/308—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for 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
    • 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
    • A61B5/35—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle by template matching
    • 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
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6823—Trunk, e.g., chest, back, abdomen, hip
    • 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
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • 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
    • A61B5/7264—Classification of physiological signals or data, e.g. using neural networks, statistical classifiers, expert systems or fuzzy systems
    • 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
    • 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
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/3702—Physiological parameters
    • A61N1/3704—Circuits specially adapted therefor, e.g. for sensitivity control
    • 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
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/371—Capture, i.e. successful stimulation
    • 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
    • A61B5/30—Input circuits 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
    • A61B5/366—Detecting abnormal QRS complex, e.g. widening
    • 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
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • 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
    • A61B5/6852—Catheters
    • 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
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7217—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise originating from a therapeutic or surgical apparatus, e.g. from a pacemaker
    • 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
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7278—Artificial waveform generation or derivation, e.g. synthesising signals from measured signals
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/20—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for computer-aided diagnosis, e.g. based on medical expert systems

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Fuzzy Systems (AREA)
  • Evolutionary Computation (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

医疗设备系统包括处理电路，该处理电路被配置为获取与患者的心脏的心脏活动相关联的感知到的心脏信号，以及分析感知到的心脏信号以确定心脏信号内是否存在噪声信号。

Description

心脏信号中噪声信号的检测
技术领域
本公开涉及用于在感知到的心脏信号中检测噪声信号的医疗系统和方法。
背景技术
通过监测与患者心脏(诸如，人类患者的心脏)相关联的电活动而感知到的电信号可协助用户(诸如，医师)评估患者的状况和/或正在向患者提供或先前已向患者提供的心脏治疗(诸如，药物治疗或电刺激治疗)的疗效。对这些与患者心脏相关联的电信号的监测可作为测试(被称为心电图(ECG)测试)的一部分被执行，该测试可被执行以便于评估患者心脏是否正恰当地运作、以便于检测患者心脏具有的某些类型的问题、和/或以便于帮助评估患者可能在接收的或被考虑作为针对患者的医治选项的各种医疗医治，诸如心脏治疗。在其他示例中，对与患者心脏的心脏活动相关联的电信号的监测可由已被植入至患者体内的植入式医疗设备执行。植入式医疗设备可被配置为通过感测与患者的心脏活动相关联的心脏电信号来简单地监测患者的心脏活动。植入式医疗设备还可被配置为监测患者的作为正在由植入式医疗设备向患者提供的治疗医治(诸如，心脏起搏)的一部分的心脏信号。
发明内容
本公开涉及用于噪声信号的检测的医疗系统和方法，该噪声信号可被称为“低频率噪声信号”并且可在与监测患者的心脏活动相关联的一个或多个感知到的心脏信号内发生。对与患者心脏的心脏活动相关联的电信号的监测可在相对于患者的身体状态和健康评估患者中是有用的。进一步地，对患者心脏的心脏活动的监测可被用于确定何种类型的心脏治疗(诸如，药物治疗和/或电刺激治疗)对于解决患者的心脏状况或其他健康状况而言可能是有益的，和/或评估正在向患者应用或已向患者应用的治疗的疗效。
如下文进一步描述的，感知到的心脏信号中的一个或多个可包括损坏感知到的信号的波形的低频率噪声信号。当被噪声信号损坏时，对心脏信号的分析可被妨碍或变得不可能，并且在一些情况下，可能导致对患者体内心脏事件(诸如，心搏停止)的假阳性指示。例如，低频率噪声信号可包括感知到的心脏信号的波形中的大电压尖峰(spike)，在一些示例中，该电压尖峰在介于从几分之一秒到一秒或数秒的范围中的时间段中延伸。该电压尖峰可损坏被感知的心脏信号的波形，这可导致丢失恰当地分析该波形以确定关于正在被监测的患者正发生的心脏活动的实际状态的能力。本文描述的设备、系统、方法和技术允许对感知到的心脏信号的分析以用于检测在一个或多个感知到的心脏信号的被分析的波形内发生的一个或多个噪声信号的存在。
在一些示例中，对感知到的心脏信号内的噪声信号的检测包括：设置在表示感知到的心脏信号的波形的一部分上叠加的第一检测窗口和第二检测窗口；基于根据波形中落入第一检测窗口内的一部分波形计算的基线电压值，来确定波形中落入第二检测窗口的一部分波形的曲线下面积；以及将曲线下面积的计算值与噪声信号阈值相比较。可响应于确定曲线下面积的计算值超过噪声信号阈值，而确定感知到的心脏信号内存在噪声信号。
在另一示例中，对感知到的心脏信号内的噪声信号的检测包括：基于表示感知到的心脏信号的波形来生成差分信号；设置在差分信号的一部分上叠加的第一检测窗口和第二检测窗口；针对差分信号中落入第二检测窗口内的一部分差分信号确定以某采样速率发生的负值的数量或负值的百分比；以及将确定的负值数量或确定的负值百分比与一个或多个阈值相比较。可响应于确定负值的数量或负值的百分比的计算值落在由一个或多个阈值界定的值范围之外，而确定感知到的心脏信号内存在噪声信号。
对感知到的心脏信号内的噪声信号的检测允许拒绝将损坏的心脏信号作为患者心脏的实际心脏活动的有效指示，并且因此可防止对患者的状况的不恰当诊断，并且可防止对正被监测的患者体内某些类型的心脏事件的假阳性指示(诸如，对心搏停止的假阳性指示)。对噪声信号的检测还可允许感测心脏活动的系统被重新配置以例如临时或永久地停止使用特定感测通道，该特定感测通道包括提供噪声信号已被检测到的感知到的信号的一个电极或多个电极。
作为示例，本文描述的设备和系统可被配置为执行方法，该方法包括：通过处理电路接收响应于患者心脏的电活动而生成的心脏信号；通过处理电路确定第一检测窗口内的心脏信号的基线电压值，该第一窗口包括自采样时间延伸并且达该采样时间之前的预先限定的时间量的第一时间段；以及通过处理电路确定第二检测窗口内的心脏信号的电压水平值，该第二检测窗口包括自该采样时间延伸并且达该采样时间之后的预先限定的时间量的第二时间段。该方法可进一步包括：通过处理电路计算第二检测窗口的电压水平值与基线电压值之间的差异值；通过处理电路将该差异值与噪声信号阈值相比较；以及通过处理电路响应于确定该差异值超过噪声信号阈值，而确定心脏信号包括噪声信号。
在另一示例中，医疗设备包括处理电路，该处理电路被配置为：接收响应于使用多个电极监测患者心脏的电活动而生成的心脏信号；确定第一检测窗口内的心脏信号的基线电压值，该第一窗口包括自采样时间延伸并且达该采样时间之前的预先限定的时间量的第一时间段；以及确定第二检测窗口内的心脏信号的电压水平值，该第二检测窗口包括自该采样时间延伸并且达该采样时间之后的预先限定的时间量的第二时间段。该处理电路可被进一步配置为：计算第二检测窗口的电压水平值与基线电压值之间的差异值；将该差异值与噪声信号阈值相比较；以及响应于确定该差异值超过噪声信号阈值而确定心脏信号包括噪声信号。
本文描述的设备和系统的另一示例可被配置为执行方法，该方法包括：通过处理电路接收响应于患者心脏的电活动而生成的心脏信号；以及通过处理电路从心脏信号确定差分信号，该差分信号包括一组电压值，该一组电压值是通过计算时间y(n)处的心脏信号的电压值与时间y(n-1)处的心脏信号的电压值之间的差异来确定的，其中y(n-1)是时间y(n)之前某预先限定的时间处的时间值。该方法可进一步包括：通过处理电路设置第一检测窗口和第二检测窗口，该第一检测窗口具有自采样时间延伸并且达该采样时间之后的预先限定的时间量的第一时间段，该第二检测窗口具有在第一检测窗口期满处开始并且在第一检测窗口期满之后延伸达预先限定的时间量的第二时间段；通过处理电路确定与第二检测窗口内发生的差分信号的负号的数量相对应的量化值；通过处理电路将该量化值与一个或多个阈值相比较；以及通过处理电路响应于确定该量化值超过一个或多个阈值，而确定心脏信号包括噪声信号。
在另一示例中，医疗设备系统包括处理电路，该处理电路被配置为：接收响应于使用多个电极监测患者心脏的电活动而生成的心脏信号；从心脏信号确定差分信号，该差分信号包括一组电压值，该一组电压值是通过计算时间y(n)处的心脏信号的电压值与时间y(n-1)处的心脏信号的电压值之间的差异来确定的，其中y(n-1)是时间y(n)之前某预先限定的时间处的时间值。处理电路可被进一步配置为：设置第一检测窗口和第二检测窗口，该第一检测窗口具有自采样时间延伸并且达该采样时间之后的预先限定的时间量的第一时间段，该第二检测窗口具有在第一检测窗口期满处开始并且在第一检测窗口期满之后延伸达预先限定的时间量的第二时间段；确定与第二检测窗口内发生的差分信号的负号的数量相对应的量化值；将该量化值与一个或多个阈值相比较；以及响应于确定该量化值超过一个或多个阈值而确定心脏信号包括噪声信号。可被用于计算该量化值的其他替代方案可包括：确定正样本值的数量；确定非负样本值的数量(例如，零样本值加上正样本值的计数)，或非正样本值的数量(例如，零样本值加上负样本值的计数)，上述样本值表示一个或多个感知到的心脏信号。
将理解的是，尽管主要在检测在一个或多个波形内发生的一个或多个噪声信号的上下文中描述了本发明，但本发明不限于在该上下文中使用。本发明的原理可被用于检测和与患者相关联的各种生理参数的感测相关联的其他类型的感知到的信号中的噪声信号，和/或用于适配执行这些相同的功能中的一个或多个并且被配置为监测这些参数和/或向患者的治疗递送的医疗设备。
附图说明
贯穿说明书地参照附图，其中类似参考标记指定类似或相似的元件。
图1是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者的示例医疗设备系统的概念图。
图2是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者的医疗设备系统的另一示例的概念图。
图3是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者的医疗设备系统的另一示例的概念图。
图4是示出可被用于实现本公开描述的技术的工作站的示例的框图。
图5是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者的示例医疗设备系统的概念图。
图6是示出图5的IMD的示例配置的概念图。
图7是示出图5的另一IMD的示例配置的概念图。
图8是示出根据本公开中描述的各种示例的IMD的示例配置的功能框图。
图9是示出根据本公开中描述的各种示例的示例医疗设备系统的功能框图。
图10A包括说明性波形的图形图示，该说明性波形包括低频率噪声。
图10B包括根据本公开中描述的一个或多个示例技术分析并且处理的说明性波形的图形图示。
图11A包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形的图形图示。
图11B包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形和被用于检测噪声信号的一组检测窗口的图形图示。
图11C包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形和被用于检测噪声信号的一组检测窗口的图形图示。
图11D包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形和被用于检测噪声信号的一组检测窗口的图形图示。
图11E包括根据本公开中描述的各种技术的与波形的一部分相关联的样本数据的图形图示。
图11F-图11G包括用于计算与图11E中示出的样本数据相对应的曲线下面积的示例技术的图形图示。
图12示出了根据本公开中描述的各种示例的方法的流程图。
图13示出了根据本公开中描述的各种示例的另一方法的流程图。
图14示出了根据本公开中描述的各种示例的另一方法的流程图。
具体实施方式
可通过各种类型的医疗设备执行对与患者的心脏或其他心脏组织的心脏活动相关联的心脏信号的感测。在一些示例中，用于监测与患者的心脏活动相关联的电信号的设备和方法是非侵入式的。例如，多个电极可被放置成与患者的外部部分接触，诸如，在患者皮肤上的各个位置处。用于在这些非侵入式过程中监测心脏活动的电极可被单独地例如使用粘合剂附接至患者的皮肤，并且电耦合至监测设备(诸如，计算装置)。在其他示例中，用于监测的电极可被布置为背心、带的一部分，或者被定位在绑带上，该绑带被布置为由患者穿戴在患者的躯干区域或胸部区域中。电极被电耦合至电子设备(诸如，心电图仪)，其中，电极被配置成用于感测与患者的心脏或其他心脏组织的电活动相关联的电信号，以及用于将这些感知到的电信号提供至电子设备以供进一步处理和/或显示电信号。可以临时地利用非侵入式设备和方法，以例如在门诊访视期间监测患者，诸如，在医生预约期间，或例如在预先确定的时间段中，例如一天(二十四小时)或若干天时段中。
在一些示例中，用于监测与患者心脏相关联的电活动的设备和方法包括已被植入至患者体内的一个或多个植入式医疗设备(IMD)的使用。已被临床地植入以用于治疗性地医治和/或监测患者的一个或多个生理状况的各种植入式医疗设备可被用于监测患者心脏的电活动。这些设备可被适配成监测和/或医治与心脏、肌肉、神经、脑部、胃、内分泌器官或其他器官有关的病症或功能及其相关功能。植入式医疗设备可包括用于感测心脏信号的电极，这些电极沿着耦合至植入式医疗设备的引线定位。在一些示例中，设备的壳体本身可包括可被用于感测心脏信号的一个或多个电极。
微型电子和感测设备的设计和制造的进步使得能够开发具有治疗以及诊断功能的植入式医疗设备，诸如，起搏器、心脏复律器、除颤器、生化传感器和压力传感器等。此类设备可与用于将电极或传感器定位在期望的位置处的引线相关联，或可以是无引线的，其具有向植入在患者体内的另一设备或定位在患者外部的另一设备或这二者无线地传送数据的能力。与患者心脏的电活动相关联的传送的数据可以以与上文相对于使用非侵入式设备导出的电信号描述的相似的方式被使用。可以临时地将植入式医疗设备植入患者体内，例如在用于诊断患者状况和/或用于确定该设备用于患者医治的疗效的试验时段期间。植入式医疗设备可被植入以在更为永久的基础上使用，这可能延伸数月或数年的时段。
无论使用了哪种类型或哪些类型的设备，当感测心脏信号时，噪声信号(其可被称作ECG伪影)可在表示感知到的心脏信号的波形中出现。ECG伪影或噪声信号可被称为“低频率噪声信号”，因为该信号的持续时间可在心脏的心动周期的正常时间帧的一部分中延伸，或可在一时间跨度中延伸，该时间跨度将包括多个心动周期可被预期为已发生的时间跨度。该类型的噪声信号可在使用皮下监测设备和皮肤监测设备二者感知到的心脏信号中观察到。在一些情况下，被用于感测心脏信号的设备的电极中的至少一个电极(例如，特定的感测通道)与电极被定位的组织之间的临时且轻微的接触问题导致低频率噪声信号(例如，感知到的信号的电压水平的基线漂移)。
在感知到的心脏信号中存在噪声信号可导致被用于分析感知到的心脏信号的R波感测算法错误地将噪声信号检测为R波。噪声信号还可导致R波感测算法随后无法感测接下来的两个或三个R波，因为噪声信号在幅度上可能远大于后续R波。这些类型的R波不恰当感测可导致对相对于正在被监测的患者发生的实际心脏活动的不恰当分析。例如，噪声信号可能潜在地触发对实际上没有在患者体内发生的心脏事件的假阳性指示，诸如心搏停止。此类假阳性指示可导致起搏器的不恰当植入或向患者的刺激治疗的不恰当应用，和/或其他负面后果，诸如向负责照顾正在被监测的患者的护士或其他医疗响应人员发送假警报，并且由此让他们分心和/或不悦。对心脏信号的低通滤波将通常无法帮助解决这些问题，因为对包括这些类型的噪声信号的心脏信号的滤波可在波形中低频率噪声出现的部分处生成平坦的线，其中该平坦的线也可能触发对心搏停止检测的假阳性指示。
因此，期望的是检测这些噪声信号在监测的心脏信号中的存在，以使得这些噪声信号，或包括这些检测到的噪声信号的心脏信号的至少各部分可被拒绝在与正在被监测的患者相关联的实际心脏活动的分析中使用。本文描述的医疗设备系统、方法和技术通过利用各种技术来分析表示感知到的心脏信号的波形以及检测噪声信号在所分析的波形内的发生，来为这些问题提供解决方案。在一些示例中，分析包括：设置在正在被分析的波形的某个部分或某些部分之上叠加的一个或多个检测窗口，以及计算与检测窗口中的一个或多个检测窗口相关联的曲线下面积值。可随后将计算的曲线下面积值与噪声信号阈值相比较以确定波形的所分析的一部分或多个部分是否包括噪声信号。在一些示例中，可基于表示感知到的心脏信号的波形计算差分信号(有时被称作“有限差分信号”)。对差分信号的分析包括：设置在正在被分析的差分信号的某个部分或某些部分之上叠加的一个或多个检测窗口，以及计算满足特定标准或标准组并且落入一个或多个检测窗口内的差分信号的值的数量、百分比和/或比率。满足特定标准或标准组并且落入给定的检测窗口内的值的所计算的数量、百分比或比率可被称作量化值。一旦已经计算了一个或多个检测窗口的量化值，则可将量化值与一个或多个阈值相比较，以确定差分信号的所分析的部分是否包括噪声信号，并且因此确定表示感知到的心脏信号的波形的对应部分是否包括噪声信号。
在所分析的心脏信号中检测到噪声信号可进一步导致通过执行分析的设备生成警报输出信号。在一些示例中，执行对心脏信号的分析的设备是可被耦合至感测心脏信号的电极的计算装置。在一些示例中，执行对心脏信号的分析的设备是植入的医疗设备，其可能耦合或可能不耦合至感测心脏信号的电极。当已在正在被分析的心脏信号中的一个或多个中检测到噪声信号时，计算装置或植入式医疗设备可被配置为提供输出，诸如，在显示设备上显示的图形显示，该图形显示指示检测到噪声信号。在一些示例中，警报输出信号从执行噪声检测分析的设备(诸如植入的IMD)被输出到外部设备(诸如，计算装置或IMD编程设备)。外部设备可包括输出设备，诸如图形显示器，其可向用户(诸如，医师)提供有关检测到噪声信号的指示。
检测到噪声信号可包括指示哪个感测通道或感测设备(例如，哪个电极对)正被用于感测噪声信号被检测到的心脏信号的指示，诸如图形指示。在各种示例中，执行对检测到噪声信号的心脏信号的分析的系统可将系统重新配置为不再在临时或永久的基础上利用已引起噪声信号的感测通道或感测设备。在各种示例中，执行对噪声信号被检测到的心脏信号的分析的系统也可被配置为使用用于感测心脏信号的相同的电极中的一个或多个电极来向患者提供治疗，诸如电刺激治疗。这些系统可以基于在特定感测通道上检测到噪声信号来重新配置用于向患者提供或潜在地提供治疗的一个或多个治疗参数，以不利用与噪声信号相关联的这些相同的电极中的一个或多个电极用于向患者递送治疗。
在一些示例中，可实时地执行对感知到的一个心脏信号或多个心脏信号的分析，例如，当从感测电极接收到一个心脏信号或多个心脏信号时执行分析。然而，在一个心脏信号或多个心脏信号被感知到的时间与对心脏信号的分析被执行的时间之间的时间帧不限于任何特定的时间帧。在一些示例中，与一个或多个感知到的心脏信号相关联的数据可被存储，并且之后被检取以用于执行对数据的分析，以检测可能已在一个或多个感知到的心脏信号内发生的任何噪声信号的存在。下文相对于图1-图14示出并且描述了用于噪声信号的检测、以及用于基于在感知到的心脏信号内检测到噪声信号而控制医疗设备系统的系统和技术的各种额外详情和示例。
图1是示出根据本公开中描述的各种示例的示例医疗设备系统10结合患者12的概念图。图1示出了示例性系统10，包括电极装置14和包括显示设备22的计算装置20。所示的电极装置14包括多个电极16，该多个电极16被合并到、或被包括在围绕患者12的胸部或躯干而缠绕的带内。电极装置14被操作地耦合至计算装置20(例如，通过一个或多个有线电连接17或无线地耦合)以将电信号从电极16提供至计算装置20，以供信号的进一步处理、显示、分析和/或评估。可在于2016年4月26日公告的题为“Bioelectric Sensor Device andMethods(生物电传感器设备和方法)”的美国专利第9,320,446号中描述示例性电极装置14。将参考本公开的图2和图3更为详细地描述电极装置14的额外示例。
如图1中所示，包括显示设备22的计算装置20可被配置为分析数据，诸如电信号(例如，心电图数据)和/或表示机械心脏功能和电心脏功能中的至少一个的其他心脏信息。心脏信息可包括例如使用利用电极装置14采集、监测或收集的电信号生成的电异质性信息或电不同步信息、替代电激动信息或数据等。在至少一个示例中，计算装置20可以是服务器、个人计算机、笔记本计算机、平板计算机、或被配置为从电极装置14接收电信号以及处理和/或显示与接收到的信号有关的信息的电子设备。此外，计算装置20可被配置为接收来自输入装置24(诸如，计算机键盘)的输入，以及传送输出，诸如用于控制图形显示器(诸如，显示设备22)的输出。显示设备22可包括任何类型的设备，诸如计算机监视器或等离子显示器，其被布置以用于视觉地显示可由用户(诸如，患者或医师)查看的图形信息。进一步地，计算装置20可包括数据存储电路，该数据存储电路可存储并且允许访问处理程序或例程和/或一个或多个其他类型的数据，例如，用于驱动被配置为显示与感知到的心脏信号有关的信息的图形用户界面，并且由此协助用户评估心脏信号，以确定例如与正在被监测的患者的状况相关联的各种参数，或其他数据，诸如起搏位置(例如，用于起搏的植入式电极的位置，由特定起搏向量递送的起搏治疗的位置等)。
计算装置20可以被可操作地耦合至输入装置24和显示设备22，以例如向或从输入装置24和显示设备22中的每一者传输数据。例如，计算装置20可使用例如模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于互联网的连接等被电耦合至输入装置24和显示设备22中的每一个。如本文进一步描述的，用户可向输入装置24和/或显示设备22(例如，其中显示设备包括触摸屏)提供输入，以操纵或修改和/或以其他方式控制在显示设备22上显示的一个或多个图形描绘，以及查看和/或选择与心脏信号的监测有关的一条或多条信息。被提供至计算装置20的输入也可被用于控制作为对与患者12的心脏活动相关联的电活动的监测的一部分而被执行的过程。
尽管如图1中所描绘的，输入装置24是键盘，但是将理解的是，输入装置24可以包括能够向计算装置20提供输入以便执行在本文描述的功能、方法、和/或逻辑的任何装置。例如，输入装置24可包括计算机鼠标、追踪球、触摸屏(例如，电容触摸屏、电阻触摸屏、多点触摸屏等)等。同样地，显示设备22可包括能够向用户显示信息的任何装置，诸如图形用户界面26，该信息包括心脏信息、文本指令、电激动信息的图形描绘、人类心脏解剖的图形描绘、患者心脏的图像或图形描绘、一个或多个电极的位置的图形描绘、人类躯干的图形描绘、患者躯干的图像或图形描绘、植入的电极和/或引线的图形描绘或实际图像等。进一步地，显示设备22可包括液晶显示器、有机发光二极管屏、触摸屏、阴极射线管显示器等。
由计算装置20存储和/或执行的处理程序或例程可以包括用于如下各项的程序或例程：计算数学、矩阵数学、分散(dispersion)确定(例如，标准偏差、方差、范围、四分位范围、平均绝对差、平均绝对偏差等)、滤波算法、最大值确定、最小值确定、阈值确定、阈值、移动窗口算法、计算心脏信号的一部分的曲线下面积的值、分解算法、压缩算法(例如，数据压缩算法)、校准算法、图像构建算法、信号处理算法(例如，各种滤波算法、傅立叶变换、快速傅立叶变换等)、标准化算法、比较算法、向量数学、或实现本文描述的一个或多个示例性方法和/或过程所需的任何其他处理。由计算装置20存储和/或使用的数据可以包括例如来自电极装置14的电信号/波形数据、分散信号、窗口化(windowed)分散信号、各种信号的各部或各部分、来自电极装置14的电激动时间、图形(例如，图形元素、图标、按钮、窗口、对话框、下拉菜单、图形区域、图形区、3D图形等)、图形用户界面、来自根据本文的公开采用的一个或多个处理程序或例程的结果(例如，电信号、心脏信息等)、或可对于执行本文描述的一个和/或多个过程或方法所需的任何其他数据。
在一个或多个示例中，可使用在一个或多个可编程计算机上执行的一个或多个计算机程序实现系统10的示例性系统、方法和界面，一个或多个可编程计算机诸如包括一个或多个处理器和/或处理电路的计算机，该一个或多个处理器和/或处理电路被配置为提供处理能力、数据存储(例如，易失性或非易失性存储器和/或存储元件)，以及接收来自一个或多个输入设备的输入、向一个或多个输出设备提供输出、或以其他方式与一个或多个输入设备和输出设备交互。本文中所描述的程序代码和/或逻辑可以被应用于输入数据以便执行本文中所描述的功能并且生成所期望的输出信息。输出信息可以作为输入被应用于如本文中所描述的或如将以已知的方式被应用的一个或多个其他设备和/或方法。
可以使用任何可编程语言来提供用于实施本文中所描述的系统、方法、和/或界面的一个或多个程序，该任何可编程语言例如，适用于与计算机系统进行通信的高级程序化编程语言和/或面向对象的编程语言。任何这种程序可以例如被存储在由通用程序或专用程序可读的任何合适的设备(例如，存储介质)上，所述通用程序或专用程序在计算机系统(例如，包括处理装置)上运行以用于在读取合适的设备来执行本文中所描述的程序时对计算机系统进行配置和操作。换言之，至少在一个实施例中，可以使用配置有计算机程序的计算机可读存储介质来实现示例性系统、方法、和/或界面，其中，被如此配置的存储介质致使计算机以特定的且预定义的方式操作以便执行本文中所描述的功能。进一步地，示例性系统、方法和/或界面中的一个或多个可被配置为由在一个或多个非瞬态介质中编码的逻辑(例如，对象代码)实现，该逻辑包括用于执行的代码，并且当由处理器执行时，可操作以执行诸如本文描述的方法、过程和/或功能之类的操作。
计算装置20可以是例如任何固定或移动的计算机系统(例如，控制器、微控制器、个人计算机、小型计算机、平板计算机等)。计算装置20的精确配置并非限制性的，并且实质上可以使用能够提供适当的计算能力和控制能力(例如，图形处理等)的任何设备。如本文描述的，数字文件可以是由本文描述的计算装置20可读和/或可写的包含数字位(例如，以二进制、三进制等编码)的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、CD-ROM、穿孔卡片、磁性可读介质，诸如磁盘或磁带等)。同样，如本文中所描述的，用户可读格式的文件可以是由用户可读和/或可理解的在任何介质(例如，纸张、显示器等)上可呈现的任何数据表示(例如，ASCII文本、二进制数、十六进制数、十进数、图解等)。
患者心脏的电激动时间以及与感知到的心脏信号相关联的其他参数和/或从感知到的心脏信号导出的其他参数可被用于评估患者的心脏状况和/或正在被递送至患者的心脏治疗。可使用如图1中示出的电极装置14监测或确定患者心脏的一个或多个区域的替代电激动信息或数据。示例性电极装置14可以被配置用于测量患者12的身体表面电势，并且更具体地，患者12的躯干表面电势。在某些情况下，电极16中的一个或多个电极相对于患者12之间的临时且轻微的接触问题可能在正在由受影响的一个电极或多个电极提供的信号上生成被称为低频率噪声信号的信号。该低频率噪声信号可能导致感知到的信号的电压值的基线漂移，这可能例如导致R波感测算法错误地将噪声信号检测为R波，并且甚至更糟糕的是，可随后由于噪声远大于后续R波而使得R波感测算法无法感测接下来的两个或三个R波。在对与心脏信号相关联的实际R波的检测中的这些失误可能导致不恰当的结论和/或对实际心脏活动的假阳性指示和/或对与正在被监测的患者相关联的心脏事件的发生的假阳性指示。
因此，可期望的是检测感知到的心脏信号的波形内发生的低频率噪声信号，以使得这些类型的信号可被拒绝，并且因此不导致在心脏信号内不恰当地检测到感知到的R波或不恰当地对进行计数，以及防止对心脏事件的假阳性指示，诸如患者中的心搏停止，其可能由于噪声信号而被不恰当地检测到。对于这些低频率噪声信号而言，对这些低频率噪声信号进行低通滤波可能没有用，因为该类型的滤波可能例如在信号中的低频率噪声发生的一部分中生成平坦的线，这可能生成正在被监测的患者中心搏停止的假指示。
系统10被布置以提供技术，该技术用于分析心脏信号以确定被分析的信号是否包括低频率噪声信号，以及通过检测这些低频率噪声信号的存在，允许拒绝(多个)心脏信号中包括检测到的一个或多个低频率噪声信号的一部分或多个部分心脏信号。拒绝被确定包括低频率噪声信号的一个或多个信号可防止对监测的信号中R波的错误计数，并且可防止对监测的患者发生的心脏事件(诸如，心搏停止)的假阳性指示。检测到一个或多个噪声信号还可允许系统被重新配置为停止使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对，以用于患者的进一步监测。检测到一个或多个噪声信号还可允许系统被重新配置为：出于向患者提供治疗(诸如电刺激治疗)的目的，停止使用或不使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对。
在一个示例中，计算装置20的处理电路被配置为接收输入信号，该输入信号包括响应于患者12的心脏的电活动而生成的一个或多个心脏信号，如由电极装置14的电极16感知到的。处理电路可执行对一个或多个心脏信号中的一个、一些或全部的分析，以确定被分析的一个或多个心脏信号是否包括噪声信号。使用预先确定的采样速率或心脏信号中感知到的触发事件(例如，检测到R波)，计算装置20的处理电路可被配置为如下地在给定心脏信号上执行处理。处理电路设置第一检测窗口，该第一检测窗口包括心脏信号中要被分析的一部分，该部分的心脏信号在自采样时间延伸并且达在该采样时间之前的预先限定的时间量的预先限定的时间段期间被感知。第一幅度值，在一些示例中是基线电压，是基于在第一检测窗口期间的心脏信号的感知到的电压水平而针对心脏信号被计算的。第二检测窗口被设置，第二检测窗口包括心脏信号中要被分析的一部分，该部分的心脏信号在自采样时间延伸并且达该采样时间之后的预先限定的时间量的时间段期间被感知。第二电压值是基于在第二检测窗口期间的心脏信号的第二电压水平而针对心脏信号被计算的。第二电压值可基于计算波形中落入第二检测窗口内并且在针对第一检测窗口计算的基线幅度值上方的一部分波形的曲线下面积。
处理电路可随后计算第一电压水平(基线电压水平)与第二电压水平之间的差异值(例如，使用公式：差异值＝第二电压水平-第一电压水平)。计算装置20的处理电路可随后将与正在被分析的心脏信号的采样时间相关联的计算的差异值与噪声信号阈值相比较。噪声信号阈值可以是例如由用户(医师，在图1中未示出)编程进计算装置20中并且可被存储在计算装置20内的存储器中或存储在耦合至计算装置20的存储器中的可编程值。处理电路可响应于确定与采样时间相关联的计算的差异值超过噪声信号阈值而确定心脏信号中正在采样时间处被分析的该部分表示噪声信号。在一些示例中，处理电路被配置为提供输出，诸如在显示设备22上视觉地显示的输出，该输出指示检测到与心脏信号中正在被分析的一个心脏信号相关联的噪声信号。输出可进一步指示电极16中的哪个电极或哪些电极(例如，哪个感测通道)提供了包括检测到的噪声信号的信号，以及与检测到的噪声信号相关联的时间(例如，采样时间)。在各种示例中，输出可包括对包括检测到的噪声信号的心脏信号的图形描述，以及对在心脏信号之上叠加的第一和第二检测窗口的图形描绘，和/或其他信息，诸如与检测到的噪声信号相关联的数字和/或文本信息，诸如与检测到的信号噪声信号相关联的曲线下面积的值。
在使用第一检测窗口和第二检测窗口的示例中，处理电路可被配置为利用沿着采样时间的逐步系列(progressive series)获取的多个采样时间，由此使得第一检测窗口和第二检测窗口作为移动或滑动检测窗口组来操作，该移动或滑动检测窗口组可以以如上文针对第一和第二检测窗口描述的方式被设置在采样时间中的每一个采样时间处。处理电路可随后针对被设置在采样时间中的每一个采样时间处的检测窗口组中的每一个检测窗口执行分析，以如上文所描述的针对采样时间中的每一个采样时间基于与每一个采样时间相关联的第一检测窗口和第二检测窗口的计算的值来确定差异值。可将这些确定的差异值中的每一个与噪声信号阈值相比较，以确定波形中正在被分析的并且与特定采样时间相关联的该部分是否包括噪声信号。在各种示例中，处理电路可记录与检测到噪声信号相关联的信息，诸如日期、时间以及感测通道/电极信息。相对于图11B示出并且描述了使用用于检测可能在正由系统10分析的一个或多个心脏信号上呈现的噪声信号的技术的额外详情和示例。
再次参考图1，在另一示例中，计算装置20的处理电路可被配置为使用基于确定表示感知到的心脏信号的波形的一部分下的面积的计算，来检测一个或多个心脏信号中的噪声信号。在该示例中，计算装置20的处理电路可被配置为接收输入信号，该输入信号包括响应于患者12的心脏的电活动而生成的一个或多个心脏信号，如由电极装置14的电极16感知的。处理电路可单独地执行对一个或多个心脏信号中的一个、一些或全部的分析，以确定被分析的心脏信号中的任一个是否包括噪声信号。对于要被分析的每一个心脏信号，处理电路可确定感知到的心脏信号内R波的位置。基于感知到的R波的位置，处理电路设置第一检测窗口，该第一检测窗口在检测到R波的时间处开始，并且在R波之后的一时间段中延伸。处理电路随后设置第二检测窗口，该第二检测窗口具有在第一检测窗口期满的时间处的开始时间，并且在第二检测窗口的开始时间之后的预先限定的时间跨度中延伸。
在设置了与感知到的R波相关联的第一检测窗口和第二检测窗口之后，处理电路随后确定落入第二检测窗口内的正在被分析的心脏信号的曲线下面积。在一些示例中，所确定的与第二检测窗口相关联的曲线下面积包括具有超过基线幅度值的值的心脏信号的面积，该基线幅度值是基于落入第一检测窗口内的电压值或基于某个预先限定的基线电压值被计算的。随后将所确定的与第二检测窗口相关联的曲线下面积与噪声信号阈值相比较。噪声信号阈值可以是例如由用户(医师，在图1中未示出)编程进计算装置20中并且可被存储在计算装置20内的存储器中或存储在耦合至计算装置20的存储器中的可编程值。处理电路随后可响应于由处理电路确定所确定的与第二检测窗口相关联的曲线下面积超过噪声信号阈值，而确定正在被分析的心脏信号包括噪声信号。
在使用上文描述的用于确定与在检测到感知到的R波之后设置的第二检测窗口相关联的曲线下面积的技术的示例中，处理电路可被配置为针对在正在被分析的心脏信号内检测到的一个或多个R波，设置检测窗口并且执行曲线下面积计算。在一些示例中，处理电路被配置为针对在正在被分析的心脏信号中检测到的每一个R波，设置第一检测窗口和第二检测窗口，以及如上文所描述的针对检测窗口组中的每一个基于落入第二检测窗口内的电压值执行分析。在其他示例中，处理电路可被配置为仅在检测到某个数量(N)的连续感知到的R波之后(例如但不限于，每三个、每五个、或每十个感知到的R波)设置检测窗口。在一些示例中，与特定感知到的R波相关联的第一检测窗口和/或第二检测窗口的时间跨度可能延伸到心脏信号的后续R波可能被检测的时间段中，并且由此可能至少一定程度上与和先前和/或后续在相同的心脏信号内发生R波相关联的检测窗口中的一个或多个检测窗口重叠。
在一些示例中，通过设置与每一个检测到的R波相关联的检测窗口，或设置与心脏信号内某数量N个检测到的R波相关联的检测窗口，处理电路可利用多个检测窗口执行一系列曲线下面积计算，以使得检测窗口操作为移动或滑动时间窗口组，如上文描述的，可基于在心脏信号内检测到感知到的R波而设置每个窗口组。处理电路可随后执行对心脏信号的分析，以如上文描述的针对检测窗口组中的每一个基于表示落入第二检测窗口中的每一个第二检测窗口内的心脏信号的波形下的计算面积，来确定差异值。在各种示例中，处理电路可记录与检测到噪声信号相关联的信息，诸如日期、时间和/或感测通道信息。检测到噪声信号可进一步由系统10用于拒绝对心脏事件的假阳性指示，和/或可使用例如本公开全篇中描述的技术中任一个在例如显示设备22上显示检测到噪声信号。与检测到噪声信号相关的信息还可被存储以供用户(诸如，医师)后续审阅和/或进一步分析。相对于图11C进一步示出并且描述了用于使用曲线下面积计算和感知到的R波的检测在一个或多个心脏信号上呈现的噪声信号的该技术的额外详情和示例。
再次参考图1，在另一示例中，计算装置20的处理电路可被配置为使用基于量化值的计数、百分比或比率计算的计算检测一个或多个心脏信号中的噪声信号，该量化值例如是负样本值(其也可被称为“负号”)的数量，表示检测窗口内的感知到的心脏信号的波形。在该示例中，处理电路可被配置为接收输入信号，该输入信号包括响应于患者12的心脏的电活动而生成的一个或多个心脏信号，如由电极装置14的电极16感知的。处理电路可单独地执行对一个或多个心脏信号中的一个、一些或全部的分析，以确定被分析的心脏信号中的任一个是否包括噪声信号。对于要被分析的每一个心脏信号，处理电路可基于要被分析的感知到的心脏信号生成差分信号。差分信号可包括通过计算时间“y(n)”处的心脏信号的值与时间“y(n-1)”处的心脏信号的值之间的差异来确定的一组值，其中y(n-1)是在时间y(n)之前的某个预先限定的时间处的时间值。处理电路还可检测表示正在被分析的心脏信号的差分信号内的R波的位置。对于给定的检测到的R波，处理电路可被配置为设置在R波之后的一时间段中延伸并且在差分信号之上叠加的检测窗口，该检测窗口具有在R波的位置之后的消隐期之后的开始时间，并且检测窗口在开始时间之后的预先限定的时间跨度中延伸，并且在预先限定的时间跨度期满处结束。
使用与心脏信号中落入检测窗口内的一部分心脏信号对应的差分信号的一部分，处理电路随后确定量化值，例如落入检测窗口内的差分信号中发生的负样本值(例如，负号)的数量。例如，在差分信号的值在某个预先限定的采样时间间期处为负(例如，小于零)的情况下，差分信号中的峰值可存在负号。尽管本文描述为确定负样本值的数量的计数，但是可被用于计算量化值的其他替代方案可包括确定正样本值的数量、确定非负样本值的数量(例如，零样本值加上正样本值的计数)、或确定非正样本值的数量(例如，零样本值加上负样本值的计数)。所确定的值的数量(无论为负、非负、正或非正)可被用于确定与相对于采集的样本总数计数的这些值的数量对应的比率或百分比。
随后将落入检测窗口内的差分信号的负号的所确定的数量，或例如与在检测窗口内获取的采样时间相关联的量化值的百分比或例如针对与在检测窗口内获取的采样时间相关联的量化值计算的比率与一个或多个阈值相比较。阈值可以是例如由用户(医师，在图1中未示出)编程进入计算设备20中并且可被存储在计算装置内的存储器中或存储在耦合至计算装置的存储器中的可编程值。处理电路可随后响应于由处理电路确定负号的数量、被计算为差分信号中落入施加在差分信号之上的检测窗口内的一部分差分信号的量化值的负号的百分比或比例超过一个或多个阈值，而确定正在被分析的心脏信号包括噪声信号。在一些示例中，如果在落入检测窗口内的采样时间处采样的负号的百分比超过最大百分比阈值，或如果在落入检测窗口内的采样时间处采样的负号的百分比小于最小百分比阈值，则心脏信号的被分析的部分被确定包括噪声信号。换言之，如果在落入检测窗口内的采样时间处采样的负号的百分比没有落入高于最小阈值并且低于最大阈值的范围内，则信号中在该检测窗口内发生的一部分信号被视为噪声信号。
使用该差分信号并且基于确定落入被用于确定与检测窗口相关联的量化值的检测窗口内的样本的数量、百分比或比率的检测到噪声信号可进一步由系统10使用以拒绝心脏信号中的该部分心脏信号和/或防止对心脏事件的假阳性指示，和/或可使用本公开全篇描述的技术中的任一个在例如显示设备22上被显示。与检测到噪声信号相关的该信息也可被存储以供用户(诸如，医师)后续审阅和/或进一步分析。相对于图11D进一步示出并且描述了用于检测在正由系统10分析的一个或多个心脏信号上呈现的噪声信号的该技术的额外详情和示例。
图2是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者12的医疗设备系统10的另一示例的概念图。如图2中所示，示例性电极装置14可包括电极16组或电极16阵列、绑带15，并且具有耦合至接口/放大器电路19的电极装置14，该接口/放大器电路19被耦合至计算装置20。电极16可以被附接或耦合到绑带15并且绑带15可以被配置成围绕患者12的躯干缠绕，以使得电极16围绕患者心脏的某个部分和/或被放置成紧邻患者心脏的某个部分。如图2中进一步所示的，电极16可以围绕患者12的外周定位，包括患者12的躯干的后部、侧面、后外侧、前外侧、和前部位置。电极装置14可被配置为当电极装置14被定位在患者12上时将电极16定位成与患者的皮肤物理接触地。
进一步地，电极16可以经由有线连接17被电连接至接口/放大器电路19。接口/放大器电路19可被配置为放大来自电极16的信号并且将经放大的信号提供给计算装置20。接口/放大器电路19可提供与由电极16提供的信号有关的其他特征，诸如提供接收到的信号输入/输出缓冲，和/或其他处理，诸如对接收到的信号的模数转换。如图2中示出的系统10的示例可以使用无线连接来将由电极16感知到的信号传输到接口/放大器电路19，并且进而，传输到计算装置20，例如，作为数据的通道。例如，可以使用例如模拟电连接、数字电连接、无线连接、基于总线的连接、基于网络的连接、基于互联网的连接等将接口/放大器电路19电耦合到计算装置20。
尽管在如图2示出的系统10的示例中电极装置14包括绑带15，但是在其他示例中，可以采用多种机制中的任何一个(例如，胶带或粘合剂)来帮助电极16的间隔和放置。在一些示例中，绑带15可以包括弹性带、胶带条或布。在其他示例中，电极16可以被单独放置在患者12的躯干上。进一步地，在其他示例中，电极16(例如，以阵列布置)可以是贴片、背心的一部分或定位在贴片、背心内，和/或将电极16紧固到患者12的躯干的其他方式。
电极16可以被配置为环绕患者12的心脏，并且在与心脏的去极化和复极化相关联的电信号已经传播通过患者12的躯干之后记录或监测这些电信号。电极16中的每一个可以以单极配置使用以感测反映心脏信号的躯干表面电势。接口/放大器电路19还可以被耦合至可以与每个电极16组合使用以用于单极感测的返回电极或中性电极(未示出)。在一些示例中，可能存在在空间上围绕患者的躯干分布的约十二至约五十个电极16。其他配置可以具有更多或更少的电极16。
计算装置20可以记录并分析由电极16感知到的并且由接口/放大器电路19放大/调节的躯干表面电势信号。如上文描述的，计算装置20的处理电路可被配置为：使用本公开全篇描述的用于分析心脏信号以检测感知到的心脏信号内发生的噪声信号的技术中的任一个，在通过电极16感知到的一个或多个心脏信号中检测噪声信号。在图2中示出的示例中，计算装置20的处理电路可被配置为接收输入信号，该输入信号包括响应于患者12的心脏的电活动而生成的一个或多个心脏信号，如由电极装置14的电极16感知的。处理电路可单独地执行对一个或多个心脏信号中的一个、一些或全部的分析，以确定被分析的心脏信号中的任一个是否包括噪声信号。计算装置20可以被配置为分析来自电极16的信号以提供替代电激动信息或数据，诸如替代心脏电激动时间，例如表示患者的心脏的一个或多个区的实际或局部电激动时间。
例如，在患者躯干的左前表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左前左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左前左心室区域的电信号的替代；在患者躯干的左侧表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的左侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的左侧左心室区域的电信号的替代；在患者躯干的左后外侧表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后外侧左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后外侧左心室区域的电信号的替代；并且在患者躯干的后表面位置处测得的电信号可表示患者心脏的后左心室区域的电信号，或可以是患者心脏的后左心室区域的电信号的替代。在一个或多个实施例中，可以通过测量心脏去极化的起始(例如，QRS波群的起始)与心脏去极化的下一起始之间的时间段来执行对激动时间的测量。在一个或多个示例中，可以通过测量心脏去极化的起始(例如，QRS波群的起始)与心脏复极化的结尾(conclusion)(例如，QRS波群的偏移)之间的时间段来执行对激动时间的测量。在一个或多个实施例中，可以通过选取适当的基准点(例如，近场或远场EGM的峰值、最小值、最小斜率、最大斜率、零交叉、阈交叉等)并且测量各基准点之间的(例如，在电活动内的)时间来执行对激动时间的测量。
额外地，计算装置20可以被配置为提供描绘使用电极装置14获得的替代电激动时间的图形用户界面。示例性系统、方法和/或界面可非侵入式地使用电信息(该电信息是使用电极装置14收集的)以结合监测与患者12相关联的心脏活动来检测可能在从电极16接收的信号上存在的噪声信号。使用如图2中所示的示例系统10检测到一个或多个噪声信号可被用于拒绝被确定为包括噪声信号的信号，并且防止对与监测患者相关联的心脏事件(诸如心搏停止)的假阳性指示。如图2中所示的计算装置20可被配置为执行功能中的任一个，以及提供特征中的任一个，包括与感知到的心脏信号相关联的图形信息的显示以及噪声信号的检测，如本公开全篇描述的。
图3是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者12的医疗设备系统10的另一示例的概念图。图3示出包括多个电极16的另一示例性电极装置14，该多个电极112被配置成环绕患者12的心脏，并且在与心脏的去极化和复极化相关联的电信号已经传播通过患者12的躯干之后记录或监测这些电信号。电极装置14可以包括背心18，多个电极16可以被附接在背心18上，或电极16可以耦合至背心18上。在至少一个示例中，多个电极16可被用于收集与患者12的心脏的心脏活动有关的电信息。与图2的电极装置14相似，图3的电极装置14可包括通过有线连接17被电耦合至电极16中的每一个电极的接口/放大器电路19，并且被配置为将来自电极16的信号传输至计算装置20。
如所示的，电极16可以被分布在患者12的躯干上，包括例如患者12的躯干的前表面、侧表面、后外侧表面、前外侧表面和后表面。背心18可以由编织物形成，其中电极16附接到编织物上。背心18可配置成维持患者12的躯干上的电极16的位置和间隔。进一步地，背心18可被标记以辅助确定患者12的躯干表面上的电极16的位置。在一些示例中，可存在围绕患者12的躯干分布的约二十五至约两百五十六个电极16，但其他配置可具有更多或更少的电极。如在本文描述的，电极装置14可以被配置成测量表示患者心脏的不同区的电信息(例如，电信号)。例如，可以根据使用与患者心脏的不同区相对应的表面区域附近的表面电极测得的表面心电图(ECG)激动时间来粗略估计患者的心脏的不同区的激动时间。
上文相对于图3描述的示例性系统、方法和界面可用于在评估患者的心脏健康或状态和/或评价心脏治疗(例如，在植入期间或植入之后当前被递送给患者的心脏治疗)时向用户提供非侵入式辅助。进一步地，示例性系统、方法和界面可用于辅助用户进行被递送给患者的心脏治疗的配置。如上文描述的，处理电路(诸如，计算装置20的处理电路)可被配置为使用本公开全篇描述的用于分析可由电极16感知到的心脏信号的技术中的任一个来检测使用电极16感知到的一个或多个心脏信号中的噪声信号。使用如图3中所示的示例系统10检测到一个或多个噪声信号可被用于拒绝被确定为包括噪声信号的信号，并且防止对与监测患者相关联的心脏事件(诸如心搏停止)的假阳性指示。如图3中所示的计算装置20可被配置为执行功能中的任一个，以及提供特征中的任一个，包括与心脏信号相关联的图形信息的显示以及噪声信号的检测，如本公开全篇描述的。
图4是示出可被用于实现本公开描述的技术的工作站40的示例的框图。工作站40包括计算装置20，该计算装置20可包括个人计算机、台式计算机、笔记本计算机、计算机工作站、无线通信设备(诸如，例如，移动电话、蜂窝式电话、卫星电话和/或移动电话手持机)、手持设备(诸如，个人数字助理(PDA))、大型主机、或处理和/或显示图形数据的任何其他类型的设备。
如图4的示例中所示，计算装置20包括处理电路42、遥测电路43、耦合至显示设备49的显示界面44、图形处理电路45、存储器46、以及耦合至输入/输出(I/O)端口48的用户输入界面47。处理电路42、遥测电路43、显示界面44、图形处理电路45、存储器46、以及用户输入界面47，可以使用总线41彼此通信。总线41可以是各种总线结构中的任一个，诸如第三代总线(例如，HyperTransport总线或InfiniBand总线)、第二代总线(例如，高级图形端口总线、外周设备互联(PCI)高速总线、或高级eXentisible接口(AXIM)总线)或另一类型的总线或设备互联。应当注意的是，总线以及图4中示出的不同组件之间的通信接口的特定配置仅是示例性的，并且具有相同或不同组件的计算设备和/或其他图形处理系统的其他配置可被用于实现本公开的技术。
处理电路42可包括控制工作站40和计算装置20的操作的通用处理器电路和/或专用处理器电路。处理电路42可包括一个或多个处理器，诸如一个或多个微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、数字信号处理器(DSP)或其他等效的集成或离散逻辑电路。处理电路42可被配置为执行一个或多个软件应用，诸如存储在存储器46中的程序，以执行功能中的任一个以及执行归因于本公开全篇的计算装置20的特征中的任一个，以及其任何等效物。例如，处理电路42可被配置为执行一个或多个程序，该一个或多个程序分析表示根据本公开全篇描述的技术中的任一个或其任何等效物的感知到的心脏信号的波形。在一些示例中，计算装置20包括通过电连接17耦合至包括多个电极16的电极装置14的接口/放大器电路19。在各种示例中，电极装置14以及电极16被配置为感测与患者(在图4中未示出)相关联的心脏信号，以及将感知到的信号提供至至处理电路42以供分析，包括使用本公开全篇描述的技术中任一个或其任何等效物来分析以用于确定感知到的心脏信号中的一个或多个是否包括噪声信号。
在处理电路42上执行的软件应用可包括例如操作系统、用于对感知到的心脏信号的分析的信号处理和/或(多个)分析应用、文字处理器应用、电子邮件应用、表格应用、媒体播放器应用、图形用户界面应用、或当由处理电路执行时提供归因于计算装置20的特征和功能中的一个或任何组合的另一程序。例如，在处理电路42上执行的软件应用可包括用于执行对在工作站40处接收到的一个或多个感知到的心脏信号的分析以确定心脏信号是否包括噪声信号的应用。执行对一个或多个感知到的心脏信号的分析可包括访问与患者以及感知到的心脏信号相关联的数据，该数据可被存储在存储器46中，和/或可通过通信链路31和网络30被访问并且被存储在定位于工作站40外部的设备中(在图4中未示出，但是例如被存储在外部服务器122处和/或计算设备125A-125N中的一个或多个处，如相对于图9示出和描述的)。
再次参考图4，处理电路42可执行一个或多个图形渲染(rendering)应用，以提供指令以使得与图形图示中的任一个相关联的图形数据的渲染，包括与感知到的心脏信号相关联的任何波形，以及与对这些波形的分析相关联的任何信息，如本公开通篇描述的。在各种示例中，图形数据可被提供至图形处理电路45。图形处理电路45可包括电路和/或额外软件和/或处理电路，其处理图形数据，并且将数据/和指令提供至显示界面44，该数据/和指令允许显示界面44渲染图形图像，诸如与感知到的心脏信号相关联的波形的渲染的图像。在渲染中由显示界面44使用的图形数据可被提供至显示设备49以供显示，并且可包括额外数据，诸如对检测窗口相对于显示的波形的放置的指示、和/或文本数据和/或菜单可选择数据、和/或可能与显示的波形相关联的图像注释。在各种示例中，渲染的图像可包括指示，诸如在显示设备49上显示的图形指示，其指示在正在被分析或以其他方式在工作站40处被描绘的心脏信号的波形中检测到噪声信号。
在一些示例中，软件指令可能遵守图形应用编程接口(API)，诸如，开放图形库
Figure BDA0002479402750000241
API、开放图形库嵌入式系统(OpenGL ES)API、OpenCL API、Direct3D API、X3D API、RenderMan API、Weigel API、或任何其他公共或专有标准图形API。本技术不应当被视为受限于要求特定的API。
为了处理图形渲染指令，处理电路42可向图形处理电路45发出一个或多个图形渲染命令，以使得图形处理电路45执行图形数据的渲染中的一些或全部。在一些示例中，要被渲染的图形数据可包括用于生成由显示设备49显示的三维图形图像的图形基元(primitive)的列表，例如，点、线、三角形、四边形、三角形带等。
存储器46可存储一个或多个程序，并且可存储数据，诸如患者数据和/或设备数据，并且促进将编程和数据传递进入和离开存储器。例如，存储器46可接收存储器读和写命令，并且相对于存储器46执行此类命令以便于为工作站40中的组件提供存储服务。存储器46也可被配置为存储一个或多个参数，诸如与一个或多个阈值相关联的值的数值量或范围，该一个或多个阈值可由处理电路42在对感知到的心脏信号的分析中利用，以用于检测可能在感知到的心脏信号内发生的噪声信号的目的。存储器46可包括一个或多个易失性或非易失性存储器或存储设备，诸如，例如，随机存取存储器(RAM)、静态RAM(SRAM)、动态RAM(DRAM)、只读存储器(ROM)、可擦除可编程ROM(EPROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、磁数据媒介或光学存储媒介。存储器46可存储程序模块和/或指令，该程序模块和/或指令可被访问以用于由处理电路42以及图形处理电路45执行，和/或可存储数据以供由在处理电路42和图形处理电路45上执行的程序使用。例如，存储器46可存储用户应用和与该应用相关联的图形数据。存储器46可额外地存储由工作站40的其他组件使用的信息或存储由工作站40的其他组件生成的信息。例如，存储器46可用作用于处理电路42以及用于图形处理电路45的设备存储器，并且可存储要由处理电路42和/或图形处理电路45操作的数据。
在一些示例中，存储器46是非瞬态存储介质。术语“非瞬态”指示存储介质不是以载波或传播信号实现。然而，术语“非瞬态”不应当被理解为意味着存储器46是不可移动的或其内容是静态的。作为一个示例，可将存储器46从工作站40移除，并将其移动至另一设备。作为另一示例，与存储器46基本相似的存储器可被插入至计算装置20中。在某些示例中，非瞬态存储介质可存储可以随时间变化的数据(例如，在RAM中)。遥测电路43可被配置为通过有线连接或通过遥测接收并且传送传入计算装置20和离开计算装置20的信号。例如，遥测电路43可被配置为提供并且管理计算装置20与网络30之间发生的通信(由通信链路31示出)。
输入设备(诸如键盘32、计算机鼠标34和/或平板36)可通过I/O端口48被耦合至计算装置20，并且允许用户向计算装置20提供输入。例如，文本输入可经由对键盘32进行的输入而被提供至计算装置20。可经由使用计算机鼠标34进行的输入来向计算装置20提供致动、操纵和/或选择输入。例如，通过计算机鼠标34提供的移动和/或持续可变的跟踪球类型输入可被用于操纵显示设备49处提供的(多个)图像的各部分，例如，经由使用在显示设备49处提供的图像中生成的计算机光标的移动和选择的操纵。向计算机鼠标的输入(诸如，计算机鼠标“可点击”组件的致动)可作为向计算装置20的输入而被提供，以允许用户指示选择，和/或允许用户操纵(例如，移动、旋转、方大或缩小)由显示设备49显示的图形特征。平板36可被用于提供输入，诸如在平板上提供的菜单项目的选择，或通过其他运动(诸如跨平板的表面进行的手势运动)来向计算装置20提供输入，以用于由显示设备49显示的图形图像的选择和/或操纵。在各种示例中，键盘32、计算机鼠标34和/或平板36中的一个或多个是经由无线连接(诸如，射频(RF)或红外(IR)技术，在图4中说明性地示出为通信链路33)与计算装置20通信的无线设备。
计算装置20的各种示例可包括如图4中示出的更多或更少的设备。例如，在一些示例中，计算装置20可不包括图形处理电路45和/或显示界面44，并且其中处理电路42执行如上文描述的有关渲染图形界面和/或控制显示设备49的功能。在各种示例中，计算装置20可不包括接口/放大器电路19，其中接口/放大器电路19可相对于计算装置20定位在外部，或其中处理电路42执行功能并且提供本公开全篇归因于接口/放大器电路19的特征中的一个或多个。如相对于图4示出并且描绘的计算装置20和工作站40旨在说明设备和系统的非限制性示例，该设备和系统的非限制性示例可被配置为执行本公开中描述的用于在感知到的心脏信号中检测噪声信号的各种技术及其任何等效物。
图5是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者12的示例医疗设备系统50的概念图。出于本说明书的目的，假定知晓心血管解剖学的知识，并且除了解释本公开的技术的内容所需或期望的程度之外，省略了细节。如图5中所示，系统50包括在患者12体内各种位置处植入的植入式医疗设备(IMD)52、54以及56。系统50并不限于如图5中所示的一定包括全部这三个IMD的示例系统，并且可包括这些设备中的仅一个、任两个或在一些示例中包括全部这三个IMD。这些IMD中的每一个可包括传感器(例如，电极)，该传感器被配置为感测患者12的心脏活动，并且基于患者的感知到的心脏活动来提供心脏信号。在各种示例中，设备本身可执行对感知到的心脏信号的分析以根据本公开中描述的技术中的任一个或其任何等效物感知来检测心脏信号内一个或多个噪声信号的存在。在各种示例中，IMD52、54和56中的一个或多个可提供一个或多个感知到的心脏信号作为向另一设备(诸如，IMD中的另一个)的输出，或例如作为向外部设备(诸如，外部设备60和/或收发器53)的输出，其中分析一个或多个心脏信号以检测(多个)感知到的心脏信号内的(多个)噪声信号可通过外部设备或患者12外部的其他设备并且根据本公开全篇描述的噪声检测技术中的任一个或其任何等效物来执行。
在图5中示出的示例中，医疗设备系统50可包括耦合到心室引线58和心房引线59的IMD 52。在各种示例中，IMD 52是能够向患者12的心脏51递送起搏、心脏复律和除颤治疗的植入式心脏复律除颤器(ICD)。心室引线58和心房引线59被电耦合到ICD 52并延伸到患者12的心脏51中。心室引线58包括定位在患者右心室(RV)中的引线上的电极(在图5中未标记)，以用于在RV中感测心室EGM信号和起搏。心房引线59包括定位在患者12的右心房(RA)中的引线上的电极(在图5中未标记)，以用于在RA中感测心房EMG信号和起搏。心室引线58和/或心房引线59还可包括用于递送心脏复律和除颤电击的线圈电极。术语“抗快速性心律失常电击”在本文中可用于指代心脏复律电击和除颤电击两者。IMD 52可以使用心室引线58和心房引线59两者，以从患者12获取心脏电描记图(EGM)信号并且响应于所获取的数据而递送治疗。IMD 52被示出为具有双腔室IMD配置，但是其他示例可以包括一个或多个附加的引线，诸如，冠状窦引线，该冠状窦引线延伸进入右心房中穿过冠状窦并进入心脏静脉中，以沿着左心室(LV)来定位电极以用于感测LV EGM信号并向LV递送起搏脉冲。在其他示例中，医疗设备系统可以是单腔室系统，或者以其他方式不包括心房引线59。在一些示例中，代替如所示的心内引线，或除了如所示的心内引线之外，IMD 52可以是耦合至皮下或胸骨下引线的血管外ICD。
被配置用于执行本文相对于IMD 52描述的技术的处理电路、感测电路以及其他电路可被容纳在IMD 52的密封壳体57内。壳体57(或其一部分)可以是导电的，以便在除颤期间用作用于起搏或感测的电极或用作有效电极。由此，壳体57在本文中也可被称为“壳体电极”57。壳体57可包括具有高电容部分和低电容部分的一个或多个电极。可使用两种不同的材料形成高电容部分和低电容部分。
IMD 52可感测与心脏51相关联的心脏活动，并且可分析感知到的心脏信号以检测感知到的心脏信号内的噪声信号。在一些示例中，IMD52可响应于检测到的在由IMD 52感知的感知到的心脏信号中的任一个内检测到的噪声信号而提供输出信号。当在感知到的心脏信号中检测到噪声信号时，IMD 52可向外部设备提供警报输出信号。在一些示例中，IMD 52可基于在感知到的心脏信号内检测到一个或多个噪声信号，修改例如被用于感测心脏51的心脏信号的电极，和/或可修改治疗参数，包括使用引线58、59中的哪些电极和/或使用壳体57用于递送刺激治疗。在一些示例中，IMD52可向诸如外部设备60之类的外部设备传送EGM信号数据和心脏节律发作数据，以及与由IMD 52进行的治疗的递送和/或在感知到的心脏信号内检测到噪声信号有关的数据。例如，如图5中示出的外部设备60可以是例如用于家庭、门诊、诊所或医院环境中的计算设备，以经由无线遥测与IMD 52通信。外部设备60可以被耦合到远程患者监测系统，诸如，可从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的
Figure BDA0002479402750000281
作为示例，外部设备60可以是编程器、外部监测器或消费者设备(例如，智能电话)。
例如当被配置成用于IMD 52的编程器时，外部设备60可用于将命令或操作参数编程到IMD 52中以用于控制IMD 15的功能。外部设备60可用于询问IMD 52以检取数据，包括设备操作数据以及IMD 52存储器中累积的生理数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令的。由IMD 52和外部设备60使用的通信技术的示例可包括TCC和RF遥测，其可以是经由蓝牙、WiFi或医疗植入通信服务(MISC)而建立的RF链路。外部设备60可接收与由IMD 52感知的感知到的心脏信号对应的数据，并且可执行对接收到的数据的分析，以使用本公开中描述的技术中的任一个及其任何等效物来检测感知到的心脏信号内噪声信号的存在。在被分析的心脏信号中检测到噪声信号时，外部设备60可向IMD 52传送有关指令，该指令与由IMD 52执行或潜在地由IMD 52执行的感测和/或治疗递送的配置和性能有关。例如，在由外部设备60确定从IMD 52接收的有关感知到的心脏信号的数据包括检测到的噪声信号时，外部设备60可往回向IMD 52传送有关检测到噪声信号的一个或多个指令，包括用于停止使用与噪声信号相关联的用于感测的目的的一个或多个电极的指令，和/或对可能由IMD 52给予(administer)的治疗医治的修改，该给予是例如，基于由于噪声信号而引起的对感知到的心脏信号的损坏而导致的对患者12中心搏停止的假阳性指示。
此外，系统50可包括被无线地耦合以与IMD 52通信的收发器53。收发器53可充当去往和来自IMD 52的与其他外部设备(在图5中未示出，但是例如如相对于图9示出并且描述的外部设备122)通信的接入点，并且可在一些示例中结合其他外部设备提供上文相对于外部设备60描述的特征中的任一个并且执行功能中的任一个。
再次参考图5，医疗设备系统10包括IMD 54，IMD 54可被称作植入式监测设备，或植入式中枢设备或植入式环路记录器。在所示的示例中，IMD 54是能够经由耦合至IMD 54或形成IMD 54的一部分的电极感测并且记录来自心脏51外部位置的心脏电描记图(EGM)(当外部电极被放置在皮肤上时也被称作ECG或EKG心电图)信号的可插入心脏监测器(ICM)。在一些示例中，IMD 54包括或被耦合到一个或多个附加的传感器(诸如，加速度计)，该附加的传感器生成基于患者运动和/或姿势、血流或呼吸而变化的一个或多个信号。IMD54可监测指示患者状态的生理参数，诸如姿势、心率、活动水平和/或呼吸速率。IMD 54可以例如皮下地或肌肉下地被植入在患者12的胸腔外侧，诸如，图5中所示的胸部位置。在一些示例中，IMD 54可以采用可从爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic plc)获得的Reveal
Figure BDA0002479402750000301
ICM的形式。
在一些示例中，IMD 54可将数据和其他信息以与上文相对于IMD 52描述的相似的方式传送至外部设备，诸如外部设备60和/或收发器53。在各种示例中，IMD 54被配置为与这些外部设备中一个或多个无线地通信。外部设备60可被用于将命令或操作参数编程到IMD 54中，以用于控制IMD的运作。诸如外部设备60之类的外部设备或通过收发器53耦合的外部设备可被用于询问IMD 54来检取数据，包括与由IMD 54感知的感知到的心脏信号相关联的信息和数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令的。这些外部设备中的一个或多个也可被称为“仪器”或一组仪器。IMD 54与外部设备之间的通信并不限于任何特定的通信技术或通信协议，并且在一些示例中，包括组织传导通信(TCC)或RF遥测，其可以是经由蓝牙、WiFi或医疗植入通信服务(MICS)建立的RF链路。
诸如外部设备60之类的外部设备和/或通过收发器53耦合的外部设备可接收与由IMD 54感知的感知到的心脏信号对应的数据，并且可使用本公开中描述的技术中的任一个及其任何等效物来执行对接收到的数据的分析，以检测感知到的心脏信号内噪声信号的存在。在一些示例中，IMD 54被配置为将与感知到的心脏信号相关联的数据传送至另一IMD，诸如IMD 52，其中，IMD 52被配置为接收与感知到的心脏信号相关联的数据，以及执行对接收到的数据的分析以检测可能在心脏信号内发生的任何噪声信号的存在。在一些示例中，其中IMD 54执行对感知到的心脏信号的分析，IMD 54可响应于检测到在感知到的心脏信号中的任一个内检测到的噪声信号而提供警报输出信号。当由IMD 54检测到噪声信号时，IMD54可将警报输出信号提供至另一IMD(诸如，IMD 52)或提供至外部设备。在一些示例中，IMD54可基于在由IMD 54感知的感知到的心脏信号内检测到一个或多个噪声信号来修改例如被用于感测心脏51的心脏信号的电极。
在一些示例中，医疗设备系统50也可包括心内起搏设备IMD 56。在示出的示例中，IMD 56被植入患者12的左心室中，例如，患者12的心脏51内部。在一些示例中，比如IMD 56之类的一个或多个IMD(在图5中未示出)可额外地或替代地被植入心脏51的其他腔室内，或附接至心脏心外膜。IMD 56可以被配置成感测心脏51的电活动并且向心脏51递送起搏治疗，例如，心动过缓起搏治疗、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)治疗、和/或电击后起搏。在一些示例中，当IMD 52存在于系统50中时，IMD 56可与IMD 52通信，以用于接收与心脏51的活动相关联的感知到电信号，和/或当IMD 54作为系统50的一部分被提供时接收有关来自IMD 54的感知到的电活动的信息。IMD 56可经由一个或多个固定元件(在图5中未示出)被附接至心脏51的内壁，该一个或多个固定元件穿刺IMD 56附近的组织。这些固定元件可将IMD 56固定到心脏组织，并且保持IMD 56的壳体上的电极(例如，阴极或阳极)与心脏组织接触。除了递送起搏脉冲之外，IMD 56可能能够使用IMD 56的壳体上携载的电极感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成的并指示心脏51在心动周期期间的各个时间的去极化和复极化的电信号。
在一些示例中，IMD 52和IMD 56两者都可以被配置成递送起搏治疗。在此类示例中，IMD 52和IMD 56可分别将起搏治疗递送至心房51的右心室和/或左心室以用于提供CRT起搏。额外地，IMD 52和IMD 56二者可被配置为检测快速性心律失常以及递送抗快速性心律失常治疗。IMD 52和IMD 56可以被配置成协调他们的心律检测和医治活动。在一些示例中，IMD 52和IMD 56可参与IMD 52与IMD 56在之间的无线通信以促进此类协调的活动。无线通信可以经由TCC，并且可以是单向通信，在单向通信中一个设备被配置为传送通信消息并且其他设备被配置为接收这些消息，或可以是双向通信，在双向通信中每一个设备配置为传送和接收通信消息。在一些示例中，IMD 52和IMD 54中的一者或两者可充当用于IMD56与外部设备60和/或收发器53中的一个或多个之间通信的桥梁。
在一些示例中，IMD 56可包括传感器电路和处理电路，该处理电路被配置为执行对由IMD 56感知的心脏信号的分析，包括根据本公开中描述的技术中任一个或其任何等效物来分析感知到的心脏信号，以检测感知到的心脏信号内一个或多个噪声信号的存在。IMD56可响应于检测到在由IMD 56感知的感知到的心脏信号中的任一个内检测到的噪声信号而提供警报输出信号。当噪声信号被检测到时，IMD 56可向外部设备(诸如，外部设备60和/或收发器53)提供警报输出信号，或向另一IMD提供(诸如，IMD 52)警报输出信号。在一些示例中，IMD 56可基于在感知到的心脏信号内检测到一个或多个噪声信号，修改例如被用于感测心脏51的心脏信号的IMD 56的电极，和/或修改治疗参数，包括IMD 56的哪些电极(在图5中未示出)正在被用于或可被用于递送刺激治疗。在一些示例中，IMD 56可向另一设备(诸如，IMD 52和/或外部设备，诸如外部设备60和/或收发器53)传送与感知到的心脏信号对应的数据，其中一个或多个或其他设备被布置以执行对由IMD 56感知的心脏信号的分析。在由IMD 56感知的心脏信号内检测到噪声信号时，这些其他设备可被配置为以上文相对于IMD 52和/或IMD 54描述的任何方式与IMD 56传送有关检测到噪声信号。
因此，如图5中所示，医疗设备系统50可包括植入患者12体内的一个或多个IMD，IMD中的每一个被配置为感测与患者12的心脏51相关联的心脏活动，以及生成与心脏活动对应的感知到的心脏信号。IMD本身可执行对这些感知到的心脏信号的分析以检测感知到的心脏信号内噪声信号的任何发生，或可向可执行分析的另一设备传送与感知到的心脏信号对应的数据。对感知到的心脏信号的分析可包括本公开全篇描述的与感知到的心脏信号内噪声信号的检测相关联的技术中的任一个或其任何等效物的使用。在检测到感知到的心脏信号内发生噪声信号时，可由执行分析的设备生成警报输出信号。警报输出信号可被进一步处理以用于重新配置可由IMD利用以用于进一步感测与患者12相关联的心脏活动的感测通道，例如，特定的电极。此外，警报输出信号可由系统进一步处理以配置和/或控制向患者12的刺激治疗的应用或潜在应用。例如，检测到噪声信号可导致特定电极的重新配置，该特定电极由系统50的IMD用于感测与患者12的心脏活动相关联的心脏信号。在一些示例中，检测到噪声信号可被用于防止或改变基于对心脏事件(诸如，心搏停止)的假阳性指示而向患者12的特定刺激治疗的应用，该心脏事件的假阳性指示是由于噪声信号的发生导致感知到的心脏信号的损坏而引起。
图6是示出图5的IMD 54的示例配置的概念图。如图6中所示，IMD 54是可感测心脏信号的植入式医疗设备的示例，并且在一些示例中，可分析这些信号以确定感知到的心脏信号是否包括噪声信号。在图6中示出的示例中，IMD 54可以是植入式环路记录器诊断设备，诸如由位于爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic,plc)开发的Medtronic Reveal
Figure BDA0002479402750000331
的插入式心脏监测器。IMD 54可被实现为具有壳体62、近侧电极64和远侧电极66的监测设备。壳体62可进一步包括第一主表面68、第二主表面70、近侧端72以及远侧端74。壳体62封围位于IMD 54内部的电子电路，并且当IMD 54被植入在患者体内时保护其中包含的电路免受体液的影响。电馈通件可提供电极64和66的电连接，或者，在一些示例中，电极66可包括导电壳体62的非绝缘部分。一旦IMD 54已被植入患者体内，这些电极可被用于感测心脏信号。IMD 54也可使用本公开中描述的技术中的任一个或其任何等效物来分析感知到的心脏信号，以检测心脏信号内存在的噪声信号，以及提供指示在被分析的心脏信号内检测到任何噪声信号的警报输出信号。可在IMD 54内提供电源85(诸如电池)，电源85向IMD54的电子电路提供电力，并且可包括可再充电电源，该可再充电电源在IMD 54已被植入患者体内后可电感地被再充电，而不需要将IMD 54移除并且重新植入。
在图6中示出的示例中，IMD 54可由长度L、宽度W以及厚度或深度D限定，在一些示例中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 54的几何形状(尤其是宽度W大于深度D)被选择成允许使用微创手术将IMD 54插入患者皮肤下方并在插入期间保留在期望的取向中。例如，图6中所示的设备包括沿着纵轴的径向不对称(尤其是，矩形/棱柱形状)，该径向不对称在插入之后使设备维持在合适取向上。在一个示例中，近侧电极64与远侧电极66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，IMD 54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68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。IMD 54的深度D的厚度可介于从2mm到9mm的范围。在其他示例中，IMD 54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IMD 54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IMD 54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cm之间的任何体积。此外，在图6中所示的示例中，近侧端72与远侧端74为圆形的，用于一旦被插入在患者的皮肤下面就减少不适和对周围组织的刺激。例如在美国专利申请公开第2014/0276928号中描述了包括仪器、引导器的IMD 54和用于插入IMD 54的方法。
在图6中所示的示例中，一旦被插入到患者体内，第一主表面68就面向外、朝向患者的皮肤，同时第二主表面70与第一主表面68相对地定位。因此，第一和第二主表面可以面向沿着患者的矢状轴的方向(见例如图5)，并且由于IMD 54的尺寸而可以在植入时始终实现这种取向。附加地，加速度计或加速度计的轴线可以被定向成沿着矢状轴。
如图6中所示，近侧电极64和远侧电极66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IMD 54的存储器中，并且ECG数据可经由集成天线82(接收天线)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，图5中示出的外部设备60。在一些示例中，外部设备可分析由IMD 54传送的数据以确定与传送的数据相关联的感知到的心脏信号内是否存在任何噪声信号。再次参考图6，在一些示例中，电极64和66可附加地或替代地用于感测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来自任何植入位置的电描记图(EGM)、脑电图(EEG)信号、肌电图(EMG)信号、或神经信号。
在图6中所示的示例中，近侧电极64紧邻近侧端72，并且远侧电极66紧邻远侧端74。在该示例中，远侧电极66不限于平整的(flattened)、面向外的表面，而是可从第一主表面68围绕圆形边缘76和/或端部表面78延伸到第二主表面70，使得电极66具有三维弯曲的配置。在图6中所示的示例中，近侧电极64位于第一主表面68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64可利用远侧电极66的三维弯曲的配置，从而提供三维近侧电极(未在该示例中示出)。相似地，在其他示例中，远侧电极66可利用类似于关于近侧电极64所示的位于第一主表面68上的大体平的、面向外的电极。各种电极配置允许近侧电极64和远侧电极66位于第一主表面68和第二主表面70两者上的配置。在其他配置中，诸如图6中所示的配置，近侧电极64和远侧电极66中的仅一个位于主表面68和70两者上，并且在又其他配置中，近侧电极64和远侧电极66两者都位于第一主表面68或第二主表面70中的一个上(即，近侧电极64位于第一主表面68上，而远侧电极66位于第二主表面70上)。在另一示例中，IMD 54可包括在主表面68和70两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IMD 54上。电极64和66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6中所示的示例中，近侧端72包括头部组件80，该头部组件80包括以下项中的一个或多个：近侧电极64、集成天线82、抗迁移突出物(projection)84、和/或缝合(suture)孔86。集成天线82位于与近侧电极64相同的主表面(即，第一主表面68)上，并且也被包括作为头部组件80的一部分。集成天线82允许IMD 54传送和/或接收数据。在其他示例中，集成天线82可被形成在与近侧电极64相对的主表面上，或可被并入到IMD 54的壳体62内。天线82可被耦合至再充电电路(在图3中未示出)，其中天线82被配置为启用通过施加在天线上的电磁场在天线82中感应生成的能量的感应电力转移，以用于通过再充电电路对IMD 54内提供的电源85进行再充电的目的。在图6中所示的示例中，抗迁移突出物84被定位成邻近集成天线82，并且从第一主表面68突出开来，以防止该设备的纵向移动。在图6中所示的示例中，抗迁移突出物84包括从第一主表面68延伸离开的多个(例如，9个)小隆起物(bump)或突出部(protrusion)。如以上所讨论的，在其他示例中，抗迁移突出物84可位于与近侧电极64和/或集成天线82相对的主表面上。此外，在图6中所示的示例中，头部组件80包括缝合孔86，该缝合孔86提供将IMD 54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86被定位成邻近近侧电极64。在一个示例中，头部组件80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IMD 54的主要部分或者与IMD 54的主要部分分开。
图7是示出图5的另一IMD 56的示例配置的概念图。如图7中所示，IMD 56包括心内起搏设备，有时被称为无引线起搏设备，该心内起搏设备可被配置为感测心脏信号，该心脏信号可根据本公开中描述的各种示例或其任何等效物而针对噪声信号被分析。在一些示例中，IMD 56是由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
Figure BDA0002479402750000361
经导管起搏系统。IMD 56可被配置为被植入在患者心脏的左心室中，如图5中所描绘的。如图7中示出的IMD56是植入式医疗设备的示例，当其被植入患者体内时可感测心脏信号，并且可分析感知到的心脏信号以确定感知到的心脏信号内是否存在任何噪声信号。IMD 56也可被配置为响应于在由IMD 56感知的心脏信号内检测到噪声信号，而向例如外部设备输出警报输出信号。IMD 56也可被配置为感测心脏信号，以及将与感知到的心脏信号相关联的数据传送至一个或多个外部设备，该一个或多个外部设备被配置为执行对数据的分析以确定由IMD 56感知的感知到的心脏信号内是否存在噪声信号。在一些示例中，在通过一个或多个外部设备检测到噪声信号时，(多个)外部设备可将信息和/或指令传送回到IMD 56，以进一步基于检测到(多个)噪声信号控制IMD 56。如图7中所示，IMD 56包括电子电路97，电子电路97包括耦合至天线96的通信电路以及电源95，例如电池，该电源95被耦合至电子电路并且被配置为向电子电路提供电力。IMD 56的电子电路97可包括处理电路，包括一个或多个计算机处理器，该一个或多个计算机处理器可被配置为分析由IMD 56感知的感知到的心脏信号以及使用本公开中描述的技术中的任一个及其任何等效物来确定感知到的心脏信号内是否存在任何噪声信号。处理电路可响应于在感知到的心脏信号的任一个中检测到噪声信号而提供警报输出信号，例如，向IMD 56外部的一个或多个外部设备提供警报输出信号。
被包括在IMD 56的电子电路97中的通信电路可被配置为提供IMD 56与其他设备(诸如，如图5中所示的外部设备60)之间的无线通信。此外，如图7中所示的IMD 56的天线96可被配置为接收作为电磁场而被施加在IMD 56上的电能量，并且使用来自这些场(也被称为无线电力传递)的被电感耦合至天线96的能量来对电池95进行再充电。为了节省空间并且保持IMD 56尽可能得小，天线96可以是平面天线，诸如形成为基板上的导电迹线的天线，或例如三维天线。
IMD 56包括外壳88、盖部89、电极90、电极91、固定机制92、凸缘93和开口94。外壳88和盖部89可以一起被认为是IMD 56的壳体。以此方式，外壳88和盖部89可以封围并保护IMD 56内的各个电组件，例如，电路。外壳88可以基本上封围所有的电组件，并且盖部89可以对外壳88进行密封并且创建IPD 56的气密密封壳体。虽然IMD 56通常被描述为包括一个或多个电极，但是IMD 56通常可包括至少两个电极(例如，电极90和91)，以用于递送电信号(例如，诸如心脏起搏之类的治疗)和/或提供至少一个感测向量，包括来自IMD 56已被植入的患者的心脏活动的感知到的心脏信号。
电极90和91被携载在由外壳88和盖部89创建的壳体上。以此方式，电极90和91可以被认为是无引线电极。在图7的示例中，电极90被设置在盖部89的外表面上。电极90可以是被定位成在植入时接触心脏组织的圆形电极。电极91可以是设置在外壳88的外表面上的环形电极或圆柱形电极。外壳88和盖部89两者可由电绝缘材料组成。
电极90可以用作阴极并且电极91可以用作阳极(或者反之亦然)以用于递送心脏起搏，诸如，心动过缓起搏、CRT、ATP或电击后起搏。然而，电极90和91可被用于任何刺激配置中。此外，电极90和91可被用于检测来自心肌的固有电信号。尖端电极90可被配置为接触心脏组织，诸如IMD 56被植入其中的患者心脏的左心室的内壁。
固定机制92可以将IMD 56附接并固定至心脏组织。固定机制92可以是主动固定尖齿、螺钉、钳子、粘合构件、或用于将设备附接到组织的任何其他机制。固定机制92可由记忆材料构成，诸如维持预成型的形状(例如，如图7中所示)的的形状记忆合金(例如，镍钛)。在植入期间，固定机制92可以向前挠曲以刺穿组织并且被允许朝向外壳88向后挠曲。以此方式，固定机制92可以被嵌入在目标组织内。
凸缘93可以被设置在外壳88的一端上，以使得能够拴系或取出IMD 56。例如，缝合线或其他设备可以围绕凸缘93和/或通过开口94插入并且附接至组织。以此方式，凸缘93可提供次级附接结构以用于将IMD 56栓系或维持在心脏内。一旦IMD需要被从患者体内移出(或移除)(如果这种动作被认为是必要的话)，则凸缘93和/或开口94还可以用于取出IMD56。IMD 56是被配置成包括根据本公开的一个或多个电极的起搏设备的一个示例。然而，其他植入式医疗设备可被配置为包括与相对于IMD 56描述的那些电极相似的一个或多个电极。
图8是示出根据本公开中描述的各种示例的IMD 100的示例配置的功能框图。IMD100可对应于相对于图5、图6和图7描述和示出的IMD 52、54或56中的任一个，或对应于另一IMD，该另一IMD被配置为根据本文描述的技术中的任一个及其任何等效物来检测感知到的心脏信号内的噪声信号。IMD 100包括电源106，电源106可被耦合至在IMD 100中设置的电子电路并且被配置为向这些电路提供电力。通过向IMD 100提供电磁能量，IMD 100可以是电感可再充电的，其中来自这些施加的场的能量可将电能量感应到被耦合至通信电路105的天线110中。此外，天线110也可被耦合至设备再充电电路109。设备再充电电路109被耦合至电源106，并且可被配置为接收通过施加在天线110上的一个或多个电磁场而被感应到天线110的电能量，并且出于对电源106进行再充电和/或提供电能量以操作IMD 100的目的而调节并且向电源106提供一水平的能量。
设备再充电电路109可执行对天线110中电感生成的能量的各种能量调节功能，例如，通过提供整流、电压水平调节、电流水平调节和/或其他信号处理功能，以便于生成被提供至电源106的“再充电能量”。由此，IMD 100可被配置为耦合由天线(包括但不一定是遥测天线)捕获并且被引导进入合适的整流电路的电磁能量，该整流电路向能量存储设备(诸如，再充电电池)递送电能量。开关111可被包括在IMD 100中，开关111被控制以用于选择活跃的是遥测还是功率再充电系统，以及天线110被耦合至通信电路105还是设备再充电电路109。在其他示例中，第二天线112被耦合至设备再充电电路109，并且被配置为接收向天线112提供的电感耦合能量，并且向设备再充电电路109提供电感耦合能量以对电源106进行再充电。
在所示的示例中，IMD 100包括处理电路101和相关联的存储器102、感测电路103、治疗递送电路104、一个或多个传感器107、以及如上文描述的耦合至天线110的通信电路105。然而，IMD 100无需包括所有这些组件，或可包括额外组件。例如，在一些示例中，IMD100可不包括治疗递送电路104。存储器102可包括计算机可读指令，当由处理电路101执行时，该计算机可读指令使得IMD 100和处理电路101执行归属于本文IMD 100和处理电路101的各种功能(例如：感测与患者的心脏活动相关联的心脏信号；分析感知到的心脏信号以检测感知到的心脏信号内存在任何噪声信号；提供指示在感知到的心脏信号内检测到噪声信号的警报输出信号；和/或基于检测到的噪声信号而重新配置被用于感测心脏信号和/或用于向患者递送刺激治疗的参数，包括电极114)。
存储器102可包括任何易失性的、非易失性的、磁、光或电介质，诸如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器或任何其他数字或模拟介质。存储器102可存储用于一天中的时间、姿势、心率、活动水平、呼吸速率、噪声信号阈值、基线幅度值、以及可能与心脏信号的分析相关联的其他参数的(多个)阈值。存储器102也可存储指示心血管压力测量的数据。
处理电路101可以包括固定功能电路和/或可编程处理电路。处理电路101可包括以下各项中的任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等效的分立或模拟逻辑电路。在一些示例中，处理电路101可以包括多个组件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA的任何组合，以及其他分立或集成逻辑电路。归属于本文的处理电路101的功能可以实现为软件、固件、硬件或其任何组合。
如图8中所示，感测电路103和治疗递送电路104被耦合至电极114。电极114可对应于例如位于IMD 52(图5)的引线58和59上的电极、IMD 54(图5和图6)的近侧电极64和远侧电极66、或IMD 56(图5和图7)的电极90和91。感测电路103可以监测来自电极114中的选定的两个或多个电极的信号，以便监测心脏的电活动、阻抗、或一些其他电现象。在一些示例中，电极114中的至少一个是在IMD 100的壳体上形成或从IMD 100的壳体形成的壳体电极。可进行对心脏电信号的感测，以用于确定心率或心率变异性，或用于检测心律失常(例如，快速性心律失常或心动过缓)或其他电信号。在一些示例中，感测电路103可以包括一个或多个滤波器和放大器，以用于滤波和放大从电极114接收到的信号。在一些示例中，感测电路103可感测或检测生理参数，诸如心率、血压、呼吸和与患者相关联的其他生理参数。
得到的心脏电信号可以被传递到心脏事件检测电路(例如，被包括作为感测电路103的一部分)，该心脏事件检测电路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。心脏事件检测电路可在感知到的心脏信号上进一步检测(多个)噪声信号的存在，并且进一步处理这些信号以防止(多个)检测到的噪声信号生成假阳性指示，诸如关于正在由IMD 100监测的患者体内的心脏事件(例如，心搏停止)的假阳性指示。感测电路103可响应于感测到心脏事件(例如，检测到的P波或R波)而向处理电路101输出指示，并且执行对感知到的心脏信号的分析，包括输出指示在感知到的心脏信号中的任一个上检测到噪声信号的警报输出信号。
以此方式，处理电路101可以接收与在心脏的相应腔室中的检测到的R波和P波的发生相对应的检测到的心脏事件信号。检测到的R波和P波的指示可用于检测心室和/或心房快速性心律失常发作，例如心室或心房纤颤发作。一些检测通道可被配置成检测心脏事件，诸如P波或R波，并向处理电路101提供发生这种事件的指示，例如如1992年6月2日公告的授予Keimel等人的题为“用于监测电生理信号的装置(APPARATUS FOR MONITORINGELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS)”的美国专利第5,117,824号中所描述的。
感测电路103还可包括开关模块，以选择使用可用电极114中的哪些电极(或电极极性)来感测心脏活动。在具有若干电极114的示例中，处理电路101可经由感测电路103内的开关模块选择用作感测电极的电极，即选择感测配置。感测电路103可向处理电路101传递一个或多个数字化EGM信号以供分析，例如，在心脏节律判别中使用，和/或用于分析以确定心脏信号内是否存在(多个)噪声信号。开关模块可以是可控制的，例如基于由处理电路101发出的命令控制，以响应于在使用电极114感知到的心脏信号中的一个或多个心脏信号上检测到(多个)噪声信号而重新配置哪些电极114要被用于感测心脏信号。开关模块也可被控制以用于基于在使用电极114感知的心脏信号中的一个或多个心脏信号中感测到(多个)噪声信号而重新配置电极114中的哪些要被用于感测心脏信号和/或用于向患者应用任何刺激治疗。
在图8的示例中，IMD 100包括耦合到感测电路103的一个或多个传感器107。尽管在图8中示出为被包括在IMD 100内，但是传感器107中的一个或多个可以在IMD 100的外部，例如经由一个或多个引线耦合到IMD 100，或者被配置成与IMD 100无线通信。在一些示例中，传感器107转换指示患者参数的信号，该信号可以被感测电路103放大、滤波或以其他方式处理。在这样的示例中，处理电路101基于该信号确定患者参数的值。在一些示例中，传感器107确定患者参数值，并且例如经由有线或无线连接将它们传送到处理电路101。
在一些示例中，传感器107包括一个或多个加速度计108，例如，一个或多个三轴加速度计。由一个或多个加速度计108生成的信号可指示例如患者的总体身体运动(例如，活动)、患者姿势、心音信号或与心脏的搏动相关联的振动或运动、或咳嗽、罗音或其他呼吸异常。加速度计108可产生信号并将信号传送至处理电路101以用于有关患者姿势的确定。在各种示例中，来自加速度计108的信号被处理以确定活动(诸如，当患者正迈出一个或多个步伐时，或者例如当患者正在跑步时)，其用于提供与患者的患者发起的身体活动相关联的活动计数。在一些示例中，传感器107可以包括被配置成转换指示血流、血液的氧饱和度、或患者温度的信号的传感器，并且处理电路101可以基于这些信号确定患者参数值。
在一些示例中，处理电路101基于压力信号确定一个或多个患者参数值。基于压力确定的患者参数值可以包括例如收缩压值或舒张压值，诸如，肺动脉舒张压值。在一些示例中，单独的设备(诸如，传感器电路)包括被配置为生成压力信号的一个或多个传感器和感测电路，并且处理电路101基于从IMD 100接收到的信息确定与血压相关的患者参数值。
治疗递送电路104被配置为生成电治疗并将电治疗递送至心脏。治疗递送电路104可包括一个或多个脉冲发生器、电容器、和/或能够生成和/或存储能量以作为以下治疗进行递送的其他组件：起搏治疗、除颤治疗、心脏复律治疗、其他治疗、或者这些治疗的组合。在一些实例中，治疗递送电路104可包括配置成提供起搏治疗的第一组组件以及配置成提供抗快速性心律失常电击治疗的第二组组件。在其他实例中，治疗递送电路104可利用相同的一组组件来提供起搏和抗快速性心律失常电击治疗两者。在又一些其他实例中，治疗递送电路104可共享起搏和电击治疗组件中的一些组件，而将其他组件仅用于起搏或电击递送。
治疗递送电路104可包括充电电路、一个或多个电荷存储设备(诸如，例如一个或多个电容器)、以及控制(多个)电容器何时向电极114放电以及脉冲宽度的开关电路。治疗递送电路104可以根据从处理电路101接收到的控制信号来执行对电容器充电至编程的起搏脉冲幅度以及对电容器放电达编程的脉冲宽度，该控制信号由处理电路101根据存储在存储器102中的参数来提供。处理电路101例如根据存储在存储器102中的参数来控制治疗递送电路104经由电极114的一个或多个组合将所生成的治疗递送到心脏。治疗递送电路104可以包括开关电路，用于例如如由处理电路101所控制的选择使用可用电极114中的哪些来递送治疗。处理电路101可基于在由IMD 100的感测电路103感知的感知到的心脏信号中检测到一个或多个噪声信号而进一步控制和/或修改正在由治疗递送电路104递送或可潜在地由治疗递送电路104递送的治疗。在一些示例中，处理电路101可基于对与由另一设备(诸如，另一IMD)感知的感知到的心脏信号对应的数据的分析，和/或基于接收到由另一设备生成的警报输出信号的指示(该另一设备已在与IMD 100已被植入其中的同一患者体内的心脏活动相关联的(多个)感知到的心脏信号中检测到噪声信号)，进一步控制和/或修改正在由治疗递送电路104递送或可潜在地由治疗递送电路104递送的治疗。
通信电路105包括用于与另一设备(诸如，如图5中所示的外部设备60和/或收发器53，或另一IMD)通信的任何合适的硬件、固件、软件或它们的任何组合。在处理电路101的控制下，通信电路105可从外部设备60或另一设备接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送至外部设备60或另一设备，该另一设备可以在IMD 100内部和/或外部。在一些示例中，通信电路105可以例如通过收发器53与本地外部设备通信，并且处理电路101可以经由本地外部设备和计算机网络(诸如由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
Figure BDA0002479402750000431
网络)来与联网计算设备通信。在一些示例中(即，使用单个天线的示例中)，天线信号可从遥测通信电路被切换至再充电电路。在其他示例中，再充电天线/线圈与通信/遥测天线分离。例如，天线110可通过开关111在被耦合至通信电路105与被耦合至设备再充电电路109之间切换，其中，开关111可由处理电路101控制以确定天线110何时被耦合至通信电路105以及天线110何时被耦合至设备再充电电路109。
临床医生或其他用户可以使用外部设备或被配置成经由通信电路105例如通过诸如收发器53之类的收发器与处理电路101通信的另一本地或联网计算设备，来从IMD 100检取数据。临床医生还可以使用外部设备或另一本地或联网的计算设备来对IMD 100的参数进行编程。在一些示例中，临床医生可选择被用于确定一天中的时间和目标活动水平的患者参数，以确定何时触发获取心血管压力测量。
在各种示例中，处理电路101被配置为接收来自感测电路103、传感器107的信号和/或由IMD 100外部的传感器提供的传感器信号，以处理这些传感器信号，以直接地基于传感器信号生成一个或多个输入参数或生成从传感器信号导出的一个或多个输入参数。输入参数与一个或多个生理参数的(多个)当前值相关联，该一个或多个生理参数与患者(诸如，患者12)相关联。与输入参数相关联的生理参数可以包括活动计数、呼吸速率、呼吸频率、移动、姿势、以及与患者相关联的姿势的变化。与这些输入参数相关联的当前值可以是直接根据输入参数测得的值或从这些输入参数导出的值。例如，可以将例如以每分钟的心跳或每心动周期长度的心跳测得的心率的值确定为在某个预先限定的时间段内测得的与患者心率相关联的输入参数的当前值(例如，最新值)。相似地，可以将例如以每分钟的呼吸或每呼吸周期长度的呼吸测得的呼吸频率的值确定为如在某个预先限定的时间段内测得的与患者呼吸频率相关联的输入参数的当前值(例如，最新值)。相似地，可确定其他输入参数的当前值，诸如活动计数(例如，基于例如以患者每分钟走的步数测得的患者的移动)、体温、以及例如患者姿势的当前值(例如，躺下、站立、坐下)。在一些示例中，生理参数的当前值可以是一时间段中的测得值的平均值或中位数。
在这些情况中的任一个下，处理电路101可被配置为执行对与感知到的心脏信号相对应的数据的分析，并且检测被分析的信号内发生的一个或多个噪声信号的存在。处理电路101可被进一步配置为执行功能中的一个或多个以及提供与如本公开全篇描述的噪声信号的检测相关联的特征中的一个或多个，包括基于检测到一个或多个噪声信号的警报输出信号的生成、感测电极114的重新配置、和/或正在由IMD 100的治疗递送电路104提供和/或由IMD 100的治疗递送电路104潜在地提供的治疗的修改。
图9是示出根据本公开中描述的各种示例的示例医疗设备系统120的功能框图。如图9中所示，患者12可被耦合至电极装置14，诸如相对于图1-图3示出并且描绘的电极装置中的任一个，其包括被配置为感测与患者12的心脏活动相关联的心脏信号的电极。如图9中所示，电极装置14可被电耦合(例如经由有线连接17)至信号处理电路19以及至计算装置20。电极装置14可被配置为通过被包括在电极装置14中的电极监测与患者12相关联的心脏信号，以及向信号处理电路19和计算装置20提供一个或多个感知到的心脏信号。在一些示例中，信号处理电路19可以是与计算装置20分离的设备，并且在其他示例中，信号处理电路19可被纳入计算装置20内。
信号处理电路19和计算装置20可被布置以提供归因于本公开全篇的这些设备的特征中的任一个以及执行归因于本公开全篇的这些设备的功能中的任一个，包括但不限于使用描述的用于如本文描述的检测接收到的心脏信号中的噪声信号的技术中的任一个或其任何等效物来接收、处理以及分析感知到的心脏信号。计算装置20可被配置为在计算装置20所包括的显示设备上显示的有关感知到的心脏信号的图形信息，以及提供有关检测到在心脏信号中检测到的一个或多个噪声信号的图形信息。在一些示例中，计算装置20可被配置为：基于在由电极装置14向计算装置20提供的感知到的心脏信号内检测到一个或多个噪声信号，而拒绝由电极装置14提供的信号，和/或重新配置电极装置14中的哪些电极要被用于进一步监测关于患者12的心脏信号。
也如图9中所示，患者12可具有IMD 100植入物，其被配置为监测患者12的心脏活动，以及生成与患者的心脏活动相对应的感知到的心脏信号。IMD 100包括电极，诸如相对于图5-图7中的IMD 52、54或56示出并且描述的电极中的任一个，或如相对于图8中的IMD100示出并且描述的电极114。如图9中所示的IMD 100的电极可被配置为感测与患者12的心脏活动相关联的心脏信号。
如图9中示出的IMD 100可提供归因于本公开全篇描述的IMD设备的特征中的任一个以及可被配置为执行归因于本公开全篇描述的IMD设备的功能中的任一个，包括但不限于使用如本文描述的用于检测接收到的心脏信号中的噪声信号的技术中的任一个或其任何等效物来接收、处理和分析感知到的心脏信号。在各种示例中，IMD 100被配置为通过接入点121向一个或多个外部设备(诸如，其他外部设备)和/或向其他外部设备传送有关感知到的心脏信号的数据。在一些示例中，这些外部设备执行对感知到的心脏信号的分析，以确定感知到的心脏信号内是否存在噪声信号。响应于检测到感知到的心脏信号内的噪声信号，这些外部设备可生成指示检测到一个或多个噪声信号的警报输出信号。可将对检测到一个或多个噪声信号的指示作为输出提供，该输出被提供作为耦合至外部设备中的一个或多个的显示设备上的图形显示。
计算装置20可被配置为在计算装置20所包括的显示设备上显示的有关感知到的心脏信号的图形信息，以及提供有关检测到在心脏信号中检测到的一个或多个噪声信号的图形信息。在一些示例中，计算装置20可被配置为：基于检测到由电极装置14向计算装置20提供的感知到的心脏信号内的一个或多个噪声信号，而拒绝由电极装置14提供的信号，和/或重新配置电极装置14中的哪些电极要被用于进一步监测关于患者12的心脏信号。
系统120进一步包括外部计算设备(诸如，服务器122)，以及可经由网络30耦合至IMD 100以及外部设备60的一个或多个其他计算设备125A–125N。在该示例中，IMD 100可以使用其通信电路，以例如在不同时间处和/或在不同位置或环境中，经由第一无线连接与外部设备60通信、以及经由第二无线连接与接入点121通信。在图9的示例中，计算装置20、接入点121、外部设备60、服务器122、以及计算设备125A-125N互连，并且能够通过网络30彼此通信。
接入点121可包括经由各种连接(诸如电话拨号、数字用户线路(DSL)或线缆调制解调器连接)中的任一种连接到网络30的设备。在其他示例中，接入点121可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合至网络30。在一些示例中，接入点121可以与患者共同定位。接入点121可以例如周期性地或响应于来自患者或网络30的命令而询问IMD 100，以从IMD 100检取生理测量和/或其他操作或患者数据。接入点121可经由网络122向服务器30提供检取到的数据。在各种示例中，接入点121可以是上文描述的收发器53的任何示例。
在一些示例中，服务器122可以被配置用于为已经从IMD 100和/或从外部设备60收集的数据提供安全存储部位。在一些情况下，服务器122可以将数据汇编在网页或其他文件中，以由受训练的专业人员(诸如临床医生)经由计算设备125A-125N来查看。可利用与由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
Figure BDA0002479402750000461
网络所提供的通用网络技术和功能相似的通用网络技术和功能来在一些方面中实现图9的所示系统。
在一些示例中，接入点121、服务器122和/或计算设备125A–125N中的一个或多个可以被配置为执行(例如，可以包括处理电路被配置为执行)本文中例如相对于IMD 100的处理电路101以及外部设备60描述的有关对感知到的心脏信号内发生的噪声信号的检测的技术中的一些或全部。在如图9中所示的示例系统120中，服务器122包括存储器123以用于存储从IMD 100和/或外部设备60以及处理电路124接收到的生理和其他数据，该处理电路124可被配置为提供归因于如本文描述的IMD 100的处理电路和/或计算设备20的功能中的一些或全部。例如，处理电路124提供被用于检测通过IMD 100和/或使用电极装置14感知的感知到的心脏信号内发生的噪声信号的编程和/或参数。
图10A包括说明性波形的图形图示140，该说明性波形包括低频率噪声。图形图示140包括多个波形141，每一个波形表示感知到的心脏信号。多个波形141是相对于表示波形幅度的纵轴随着以秒为单位的时间绘制的，该波形的幅度以微伏(μV)为单位，时间在图形图示140中由横轴表示。如图形图示140中描绘的多个波形141中的每一个彼此叠加，由此使得沿着任何垂直线(诸如，垂直线143)的个体波形141中的每一个波形中的每一个点表示每一个个体波形在该垂直线处指示的特定时间处的电压水平。
在各种示例中，说明性波形141中的每一个可表示特定的一组两个电极之间感知的感知到的电压水平，例如，心脏信号，该特定的一组两个电极被配置为监测与患者心脏活动相关联的电信号。例如，图形图示140中示出的波形141中的每一个可表示多个电极中的两个电极之间感知的感知到的电压，该多个电极中的两个电极诸如如图1-图3中所示的电极16中的任何两个电极，或如图5-图8中所示的IMD 52、54、56或100的电极中的任何电极。如图10A中所示，在某时间点处，多个波形141中的特定波形142包括通常由时间跨度144指示的时间段期间发生的正电压尖峰145。使用本公开中描述的技术中的一个或多个，波形142可被分析以确定正电压尖峰145是否由噪声信号引起。在一些示例中，使用本文描述的技术允许对波形142的分析以确定正电压尖峰145是噪声信号，例如由被监测的患者与电极中提供被感知为波形142的信号的至少一个电极之间失去接触而引起的噪声信号。
波形142中的正电压尖峰145是噪声信号的确定可被用于使用本文描述的技术中的任一个进一步处理由波形141表示的信号，包括通过将波形142从被用于分析的多个波形141中移除来拒绝波形142以确定患者的状况，或例如以防止对患者体内发生的心脏事件(诸如，心搏停止)的假阳性指示。在一些示例中，波形142包括噪声信号的确定可被用于确定被用于进一步监测患者和/或用于相对于被监测的患者的治疗医治的一个或多个替代电极对，由此消除基于对由波形141表示的心脏信号的不恰当的分析的可能的假指示和/或治疗医治的不必要的变更。
图10B包括根据本公开中描述的一个或多个示例技术分析并且处理的说明性波形151的图形图示150。如图形图示150中所示的多个波形151的图形图示描绘了来自已将波形142移除的图形图示140的多个波形141。在一些示例中，如上文相对于图形图示140描述的波形142包括噪声信号的确定可导致对波形141的进一步处理，以生成如图10B中的图形图示150中所示的多个波形151。在各种示例中，在将波形142从多个波形151中移除的情况下，可执行对多个波形151的进一步处理以生成额外信息，诸如表示被包括在波形151中的多个波形的组合的平均值或中位值的波形152的生成。在波形142中出现的噪声信号从被用于确定波形152的计算中被移除的情况下，可执行对波形152的进一步分析，例如以在不存在来自波形142的噪声信号可能导致的可能的损坏的情况下确定被监测的患者的状况或评估被给予患者的医治的疗效。
图11A包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形161的图形图示160。图形图示160包括表示感知到的心脏信号的单个波形161。波形161是相对于表示波形幅度的纵轴随着以秒为单位的时间绘制的，该波形的幅度以微伏(μVolt)为单位，时间在图形图示160中由横轴表示。如图形图示160中所示，在大体上由括号162指示的时间跨度中，波形161包括一定程度上一致的峰模式以及幅度变化，其在相对一致的时间间期处重复。在图形图示160中大体上由括号163指示的时间跨度期间，波形161没有继续提供先前在由括号162指示的时间跨度期间提供的一致模式，而是提供了大的正电压尖峰164，该大的正电压尖峰164具有远大于在由括号162指示的时间跨度期间的波形161中提供的峰中的任一个峰的幅度和持续时间。
在波形161中发生的正电压尖峰164之后，并且在图形图示160中大体上由括号165指示的时间跨度期间，波形161提供包括信号幅度的较大变化的波形，并且与这些相同的参数在由括号162指示的时间跨度中针对波形161测得的情况下相比较，可包括更多负峰和/或更低的总体平均或中位电压值。在各种示例中，在波形161中由括号163指示的时间跨度期间发生的正电压尖峰和/或在由在正电压尖峰164之后的括号165指示的时间跨度期间示出的波形161的变化可被分析以确定波形161的这些部分是否表示噪声信号。分析波形161以确定波形161是否包括噪声信号可被用于进一步控制对被作为患者的心脏活动监测的波形的感测，和/或用于进一步评估和/或控制被提供至患者的(多个)治疗医治。图11B、图11C和图11D提供了可被用于分析心脏信号以检测感知到的心脏信号内噪声信号的存在的技术的进一步示例。
图11B包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形171和被用于检测噪声信号的一组检测窗口174、176的图形图示170。波形171是相对于表示波形幅度的纵轴随着以秒为单位的时间绘制的，该波形的幅度以微伏(μVolt)为单位，时间在图形图示170中由横轴表示。如图形图示170中所示，在图形图示170中指示为“0”(零)秒的时间之后，波形171在波形171的一部分中包括正电压尖峰182。使用一组检测窗口，例如如图形图示170中由检测窗口174和176说明性地表示的一组检测窗口，波形171的一个或多个部分可被分析以确定波形171是否包括噪声信号，诸如正电压尖峰182。
在各种示例中，分析波形171以确定波形中是否存在噪声信号的过程包括确定采样时间172作为用于设置检测窗口174和176的基础。在各种示例中，确定采样时间包括将采样时间设置为等于已在波形171内检测到R波的时间。例如，如图形图示170中所示，基于检测到波形171中表示的R波183来选择采样时间172。在一些示例中，确定采样时间可基于检测到每一个R波而发生，或基于检测到某数量“N”个R波而发生，其中，“N”是正整数，或基于检测到某预先限定的时间间期之后的第一个R波或“第N个”R波而发生。一旦选择了采样时间172，第一检测窗口174就被设置成使得第一检测窗口包括时间跨度175，该时间跨度175从采样时间172延伸并且达采样时间172之前的某个时间量。时间跨度175的宽度并不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中可以是介于0.5秒到5秒范围中的时间跨度。如图形图示170中所示，第一检测窗口174从采样时间172延伸，并且包括宽度大约1秒的说明性时间跨度175，该说明性时间跨度175延伸以包括波形171中介于从采样时间172到采样时间172之前高至1秒的时间的范围中的一部分波形。
在各种示例中，与采样时间172和第一检测窗口174相关联的电压值(被称为基线幅度值)被计算。可通过以某采样速率采样落入第一检测窗口174的波形171的电压值并且例如基于这些采样电压值确定基线电压的值，来计算基线幅度值的值。在一些示例中，可通过计算在第一检测窗口174期间采样的波形171的电压值的平均值来计算基线电压的值。在一些示例中，基线电压的值可被计算为第一检测窗口174期间采样的波形171的电压值的中位值。
除了一旦选择了采样时间172即设置第一检测窗口之外，还设置第二检测窗口176，由此使得第二检测窗口176包括从采样时间172延伸并且达采样时间172之后的某个时间量的时间跨度177。时间跨度177的宽度并不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中可以是介于0.5秒到5秒范围中的时间跨度。如图形图示170中所示，第二检测窗口176从采样时间172延伸，并且包括宽度大约1秒的说明性时间跨度177，该说明性时间跨度177延伸以包括波形171中介于从采样时间172到采样时间172之后高至一秒的时间的范围中的一部分波形。在各种示例中，第二检测窗口176的时间跨度177的宽度等于针对与相同的采样时间(例如，采样时间172)相关联的第一检测窗口174设置的时间跨度175的宽度。然而，设置第一检测窗口和第二检测窗口的宽度的示例并不限于设置检测窗口以包括相同的宽度或时间跨度，并且在一些示例中，第一检测窗口的宽度可与针对与相同的采样时间相关联的第二检测窗口设置的宽度不同。时间跨度175和时间跨度177的宽度可以是可由用户(诸如，医生)设置的可编程值。
在设置与采样时间172相关联的第二检测窗口176之后，可通过以某采样速率采样落入第二检测窗口176的波形171的电压值并且基于这些采样电压值确定波形171的该部分的曲线下面积值，来计算波形171中落入第二检测窗口176内的该部分波形的电压值。在一些示例中，用于采样波形171中落入第二检测窗口176内的一部分波形的电压值的采样速率与被用于采样波形171中落入第一检测窗口174内的一部分波形的电压值的采样速率相同。在一些示例中，被用于计算基线幅度值的计算(例如，使用平均值或中位值来计算落入第一检测窗口内的波形171的采样的电压的基线电压水平)也被用于计算第二检测窗口176的波形171的电压值。
一旦已针对采样时间172设置了第一检测窗口174和第二检测窗口176，可基于在落入第二检测窗口的波形171的电压值与所确定的与第一检测窗口174相关联的基线幅度值之间测得的采样的一组差异值，来计算与该相同的采样时间172相关联的曲线下面积值。通过图示的方式，与波形171和第一检测窗口174相关联的基线幅度值可由在与确定的基线幅度值等效的电压水平处跨第二检测窗口176施加的水平虚线179表示。可通过计算被包括在波形171中落入第二检测窗口176内的一部分波形下方并且在由水平虚线179表示的基线幅度值上方的区域178，来作出对曲线下面积值的确定。与区域178相关联的曲线下面积值在图11B中由第二检测窗口内示出的交叉阴影线区域指示。曲线下面积值的计算并不限于用于计算该面积的任何特定技术，并且可包括用于计算曲线下面积的任何技术，如本领域普通技术人员中的一员将理解的。
一旦已针对区域178计算了曲线下面积值，可将计算的值与噪声信号阈值相比较。在一些示例中，如果已针对区域178计算的曲线下面积值超过了噪声信号阈值，则作出已在波形171内检测到噪声信号的确定，并且进一步地，作出噪声信号可能与波形171中紧接波形171的采样时间172之后的一部分波形相关联的确定。检测到与波形171相关联的噪声信号可使得系统执行对噪声信号的分析和/或检测，诸如与计算装置20相关联和/或与本公开全篇描述的植入式医疗设备中的任一个相关联的处理电路，以用于生成指示已在与波形171相关联的感知到的心脏信号内检测到噪声信号的警报输出信号。警报输出信号可被进一步处理以根据本公开中描述的与感知到的心脏信号内噪声信号的检测相关联的技术中的任一个控制进一步感测和/或向患者应用治疗。
输出警报输出信号可包括在显示设备上提供某种类型的图形指示，诸如如图11B中示出的图形描绘，该显示设备被提供为计算机监视器或其他显示设备上的显示器。在一些示例中，图形显示可利用颜色和/或其他视觉提示(诸如，显示器的闪烁部分)以指示检测到噪声信号。例如，波形171中如图11B中所示的被包括在第二检测窗口内的一部分波形可以以与波形171的其他部分相比较不同的颜色被提供(例如，红色)，以指示波形中的第二检测窗口176内的一部分波形包括检测到的噪声信号。在一些示例中，图形图示170中表示第二检测窗口176的虚线框可被提供为闪烁要素(例如，明暗闪烁)，以引起对波形171中作为噪声信号而被检测到的一部分波形的注意。在一些示例中，除了波形171的显示(其也可包括检测窗口174、176的显示)之外，图形显示可提供文本信息184。文本信息184并不限于任何特定类型的信息，并且可包括文本字段中提供的数字值。文本字段可包括被标示为“采样时间”、“计算的面积”以及“噪声阈值”的字段，如图11B中所示。标示为“采样时间”的文本字段中提供的数字值可对应于由虚线172指示的采样时间，标示为“计算的面积”的文本字段中提供的数字值可对应于区域178的计算的曲线下面积值，并且标示为“噪声阈值”的文本字段中提供的数字值可对应于噪声信号阈值，该噪声信号阈值在计算的曲线下面积的比较中使用以用于确定区域178是否包括噪声信号。在各种示例中，可提供波形171的显示，无论被分析并且显示的波形171的一部分包括或不包括检测到的噪声信号。在一些示例中，检测到波形171中的噪声信号没有向用户显示，由此避免对假心搏停止检测的潜在指示，并且由此降低护理人员(诸如，护士或医师)的审阅负担。
如图形图示170中所示，第一检测窗口174和第二检测窗口176与采样时间172相关联，并且可被用于确定波形171是否在波形171中的被包括在第二检测窗口176内的一部分波形中包括噪声。在各种示例中，检测到被包括在波形171中的噪声信号可与沿着波形171的多个采样时间相关联地被提供，如箭头173说明性地表示的。在各种示例中，可基于采样时间的重复间期(例如，采样速率)选择多个采样时间，其中，针对由重复的时间间期指示的时间中的每一个设置采样时间，该重复的时间间期由采样速率指示。例如，可使用预先设置的时间跨度(诸如，一秒)以一时间间期设置采样时间，其中针对以一秒时间间期分隔开的多个采样时间中的每一个设置采样时间，以形成基于时间间期的预先设置的时间跨度彼此分隔开的一系列采样时间。预先设置的时间跨度并不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中，可能在预先限定的0.1秒到5秒的范围内。使用一秒时间间期作为示例，可设置多个采样时间，每一个采样时间在时间上分隔一秒并且在针对先前的采样时间设置的时间之后。在其他示例中，可基于检测到与波形171相关联的特定事件来选择采样时间。
例如，可基于检测到波形171中发生的R波来选择采样时间。在一些示例中，可基于检测到每一个事件(例如，每一次检测到波形171内发生的R波)来选择采样时间。在其他示例中，可基于特定事件的数量“N”个发生的发生来选择采样时间，其中，N可以是正整数。例如，可基于某数量“N”的检测来选择采样时间，例如，在波形171中检测到连续三个R波的发生。在检测到波形171内被检测到的事件的第N次发生时，可设置采样时间，并且可在每一个进一步检测到接下来的事件的第N次发生处设置后续采样时间。
以此方式，可相对于沿着波形171的时间设置一系列采样时间。在一些示例中，对于所选择的采样时间中的每一个，可以以如上文相对于采样时间172、第一检测窗口174和第二检测窗口176描述的相似的方式设置与特定采样时间相关联的第一检测窗口和第二检测窗口。对于所选择的采样时间和与采样时间相关联的检测窗口中的每一个，可使用上文针对检测窗口174、176描述的用于确定波形171是否包括噪声信号的技术中的任一个执行对波形171中落入特定检测窗口内的一部分波形的分析。换言之，后续时间样本可被用于形成滑动或移动的检测窗口组，其中，可分析每一个检测窗口组，以确定波形171中利用该相应的检测窗口组被分析的一部分波形内是否存在噪声信号。基于在采样时间之间设置的时间的间隔和针对检测窗口设置的时间跨度，与给定采样时间相关联的检测窗口可和与其他采样时间相关联的检测窗口重叠或可不和与其他采样时间相关联的检测窗口重叠，该其他采样时间可被设置在针对给定采样时间设置的时间之前和/或之后。在使用采样时间和相关联的检测窗口中的任一个确定已在波形171中检测到噪声信号之后，可执行如本公开全篇描述的检测到噪声信号相关联的进一步处理中的任一个。以此方式，可连续地随时间并且以某预先确定的采样速率执行对与感测心脏信号相关联的波形的分析，或基于与患者相关联地被感知的一个或多个心脏信号的波形内发生的事件来执行对与感测心脏信号相关联的波形的分析。
图11C包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形191和被用于检测噪声信号的一组检测窗口194、196的图形图示190。在图形图示190中，波形191是相对于表示波形幅度的纵轴随着以秒为单位的时间绘制的，该波形的幅度以微伏(μVolt)为单位，时间由横轴表示。如图形图示190中所示，波形191在波形191的区域中包括正电压尖峰202，该区域大约于沿着图形图示190中的横轴指示为“0.5”秒的时间处开始。使用检测窗口，例如由图形图示190中第二检测窗口196所说明性地表示的，可分析波形191的各个部分以确定波形191是否包括表示为正电压尖峰202的噪声信号。
在各种示例中，分析波形191以确定波形中是否存在噪声信号的过程包括确定采样时间192作为用于设置第一检测窗口194和第二检测窗口196的基础。在各种示例中，确定采样时间包括基于波形191中在波形内已检测到R波的一部分波形来设置采样时间。例如，如图形图示190中所示，基于检测到波形191中表示的R波203来选择采样时间192。一旦选择了采样时间192，第一检测窗口194就被设置，以使得第一检测窗口包括时间跨度195，该时间跨度195从采样时间192延伸并且达采样时间192之后的某个时间量。时间跨度195的宽度并不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中可以是介于0.1秒到0.5秒范围中的时间跨度。如图形图示190中所示，第一检测窗口从采样时间192延伸，并且包括宽度大约0.5秒的说明性时间跨度195，该说明性时间跨度195延伸以包括波形191中的介于从采样时间192到采样时间192之后0.5秒的时间的范围中的一部分波形。被包括在第一检测窗口194内的时间跨度195可被称为采样时间192之后的“消隐期”。
以与上文相对于如图11B中所示的第一检测窗口174和时间跨度175描述的技术中的任一个相似的方式，可基于如图11C中所示的落入第一检测窗口194内的波形191的电压值来计算基线幅度值。基线电压的计算值可被用于在第二检测窗口196中设置基线幅度值的水平，如图11C中水平虚线200指示的。如图11C中所示，第二检测窗口196被设置为在时间跨度195的结束(由垂直线197所指示的)处开始，并且从时间跨度195的结束延伸达时间跨度199，在时间跨度199的结束处结束。时间跨度199并不限于特定的时间跨度，并且可包括介于从0.5秒到5秒范围的时间跨度。一旦已设置了包括时间跨度199的第二检测窗口，可通过计算波形191中落入第二检测窗口196内并且在由水平虚线200表示的基线幅度值上方的一部分波形下方所包括的区域198来作出对曲线下面积值的确定。与区域198相关联的曲线下面积值在图11C中由第二检测窗口内示出的交叉阴影线区域示出。曲线下面积值的计算并不限于用于计算该面积的任何特定技术，并且可包括用于计算曲线下面积的任何技术，如本领域普通技术人员中的一员将理解的。
一旦已针对区域198计算了曲线下面积值，就可将计算的值与噪声信号阈值相比较。在一些示例中，如果已针对区域198计算的曲线下面积值超过了噪声信号阈值，则作出已在波形191内检测到噪声信号的确定，并且进一步地，作出噪声信号可能与波形191中至少部分地落入第二检测窗口196内的一部分波形相关联的确定。检测到与波形191相关联的噪声信号可使得系统执行对噪声信号的分析和/或检测，诸如与计算装置20相关联和/或与本公开全篇描述的植入式医疗设备中的任一个相关联的处理电路，以用于生成指示已在与波形191相关联的感知到的心脏信号内检测到噪声信号的警报输出信号。警报输出信号可被进一步处理以根据本公开中描述的与感知到的心脏信号内噪声信号的检测相关联的技术中的任一个来控制进一步感测和/或向患者应用治疗。
以与上文相对于图形图示170和图11B描述的相似的方式，相对于如图形图示190和图11C所示地执行的分析的输出警报输出信号可包括在显示设备上提供某类型的图形图示，诸如图11C中示出的图形描绘，被提供为计算机监视器或其他显示设备上的显示。在一些示例中，图形显示可利用颜色和/或其他视觉提示(诸如，显示器的闪烁部分)以指示检测到噪声信号。例如，波形191中的如图11C中所示的被包括在检测窗口196内的一部分波形可以以与波形191的其他部分相比较不同的颜色被提供(例如，红色)，以指示波形中在检测窗口内的一部分波形包括检测到的噪声信号。在一些示例中，图形图示190中表示检测窗口196的虚线框可被提供为闪烁要素(例如，明暗闪烁)以引起对波形171中的作为噪声信号而被检测到的一部分波形的注意。在一些示例中，除了波形191的显示之外，图形显示可提供文本信息204，文本信息包括根据上文相对于文本信息204描述的示例中的任一个的与波形191和在波形191内检测到噪声信号有关的信息。在各种示例中，可提供如图11C中所示的波形191的显示，无论被分析并且显示的波形191的一部分包括或不包括检测到的噪声信号。在一些示例中，在波形191中检测到噪声信号没有向用户显示，由此避免对假心搏停止检测的潜在指示，并且由此降低护理人员(诸如，护士或医师)的审阅负担。
以与上文相对于图11B描述的相似的方式，如相对于图11C示出并描述的第一检测窗口194和第二检测窗口196可以是在如箭头193描绘的沿着波形191的各种间期处被设置的滑动或移动的检测窗口组中的一个。可基于例如上文相对于第一检测窗口174和第二检测窗口176描述的技术中的任一个设置这些滑动或移动检测窗口，例如，基于检测到感知到的R波或基于某预先限定的时间间期。以此方式，如上文相对于波形191和图形图示190示出和描述的用于波形内噪声信号的检测的技术可被用于与感测心脏信号相关联的波形分析，所述波形分析随着时间持续地并且以某预先确定的采样速率被执行，或基于与患者相关联地被感知的一个或多个心脏信号的波形内发生的事件被执行。
图11D包括根据本公开中描述的各种技术的说明性波形211和被用于检测噪声信号的一组检测窗口214、216的图形图示210。波形211是相对于表示波形幅度的纵轴随着以秒为单位的时间绘制的，该波形的幅度以微伏(μVolt)为单位，时间在图形图示210中由横轴表示。与图11-图11C中示出的波形(其描绘了感知到的心脏信号的实际电压水平变化)相反，如图11D中所示的波形211表示具有与感知到的心脏信号相对应的电压值的差分信号。可通过采用时间“y”处感知到的心脏信号的电压值并且从该感知到的电压值中减去时间“y-1”处的感知到的心脏信号的电压值，来计算用于形成波形211的针对差分信号描绘的值，其中时间“y-1”是时间“y”之前的某时间，并且时间“y”与时间“y-1”之间的时间差异是某预先确定的时间，其可基于用于采样用于形成波形211的心脏信号的电压值的采样速率。例如，128赫兹的采样速率可被用于采样针对噪声信号而被分析的感知到的心脏信号的电压值。基于128赫兹的采样速率，样本之间的差异(即，时间“y”处的电压样本与时间“y-1”处的电压样本之间的时间跨度)可以是1/128秒或大约0.0078秒。用于采样被用于生成差分信号211的感知到的心脏信号的电压水平的采样速率不限于任何特定的采样速率，并且可以是被视为合适用于出于检测心脏信号内的噪声信号的目的而采样心脏信号的电压值的任何采样速率。
对于心脏信号的每一个采样电压值(例如，时间“y”处的采样电压)，从下一采样电压值中减去先前获取的样本(例如，时间“y-1”处的采样电压)的采样电压值，以确定时间“y”处的波形211的值。如图形图示210中所示的波形211是可基于该差分信号计算技术被计算的波形的示例。如图11D中所示，波形211内的差分信号值中的一些落在“零”值线207下方，并且波形211内的信号值中的一些落在“零”值线207上方。噪声信号(诸如，如图11A中所示的正电压尖峰164)可导致差分信号在由图11D中波形211描绘的差分信号中具有一个或多个正尖峰，诸如尖峰212。
仍参考图11D，可基于在波形211内检测到事件(诸如，感测到R波，例如R波213)而设置第一检测窗口214。基于检测到R波213，设置第一检测窗口214。第一检测窗口214在检测到R波213的时间处开始，并且在时间跨度215内延伸，在时间跨度215的期满处结束。如图11D中所示，时间跨度215延伸达0.5秒的时间段。被包括在时间跨度215内的时间段不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中可介于0.2秒到1秒的范围。在时间跨度215的期满处，设置第二检测窗口216。第二检测窗口216在时间跨度215的期满时间处(由垂直虚线217所示)开始，并且在时间跨度218内延伸，在时间跨度218的期满处结束。如图11D中所示，时间跨度218延伸达1.5秒的时间段。被包括在时间跨度218中的时间段不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中可介于1秒到5秒的范围。
在时间跨度218的期满处，可以进行对数量、负样本值、负号(例如，“零”值线207下方的电压值)的计数，并将其与在第二检测窗口216内被采样的电压的样本的总数相比较。负号的数量也可被转换为第二检测窗口216期间发生的负号与第二检测窗口期间获取的样本总数相比较的百分比或比率。负号的计算值(数量、百分比、比率)可被制表为量化值，并且将其与一个或多个阈值相比较以确定是否在波形211内检测到了噪声信号。例如，使用某采样速率，例如128赫兹，获取波形211中落入第二检测窗口216内的一部分波形的电压值的一组样本。对于获取的每一个样本，作出关于电压值是否具有负号的确定，即，电压值是否具有落在“零”值线207下方的电压值的确定。可将获取的样本总数除以产生负号的总样本的计数，并且将该值乘100％以获得第二检测窗口216内的具有负号的样本的数量的百分比值。可替代地，作出被执行以确定例如负号的数量与获取的样本的总数相比较的比率的类似的计算。无论是负号的数量、负号的百分比、或负号的比率、或使用的某种其他测量，结果都可被称为量化值，并且可将该量化值与一个或多个阈值相比较以用于确定心脏信号中被分析的一部分是否包括噪声信号。
在一些示例中，可将具有负号的样本的计算百分比与一个或多个阈值百分比值相比较，以确定波形211是否包括噪声信号。在一些示例中，如果针对第二检测窗口216内的波形211确定的负号的百分比小于下限百分比阈值，或大于上限百分比阈值，择波形211可被确定为在波形211中被包括在第一检测窗口214中和/或被包括在第二检测窗口216中的一部分波形中包括噪声信号。可替代地通过将第二检测窗口216内的负号的数量与获取的样本的总数的比率与一个或多个阈值比率值相比较，来执行类似的比较。在一些示例中，取代将负号的数量转换为百分比值，可将负号的数量的简单计数与下限阈值和上限阈值相比较。在一些示例中，如果第二检测窗口内计数的负号的数量落在下限阈值下方或超过上限阈值，则波形211被视为在心脏信号中与波形211中落入第二检测窗口内的一部分波形相对应的一部分心脏信号中包括噪声信号。
尽管上文描述的示例涉及基于负号进行与第二检测窗口216和波形211相关联的量化值的计数或确定，但是量化值的确定不限于基于使用负号的计算。在各种示例中，量化值的计算可基于与波形211中被包括在检测窗口(诸如，检测窗口216)内的一部分波形相关联的某个其他标准或标准组。例如，可被用于计算量化值的其他替代方案可包括：确定正样本值的数量；确定非负样本值的数量(例如，零样本值加上正样本值的计数)；或非正样本值的数量(例如，零样本值加上负样本值的计数)。
检测到与波形211相关联的噪声信号可使得系统执行噪声信号的分析和/或检测，诸如与计算装置20相关联和/或与本公开全篇描述的植入式医疗设备中的任一个相关联的处理电路，以用于生成指示已在与波形211对应的感知到的心脏信号内检测到噪声信号的警报输出信号。警报输出信号可被进一步处理，以根据本公开中描述的与感知到的心脏信号内噪声信号的检测相关联的技术中的任一个来控制进一步感测和/或向患者应用治疗。
输出警报输出信号可包括在显示设备上提供某种类型的图形指示，诸如图11D中示出的图形描绘，该显示设备被提供为计算机监视器或其他显示设备上的显示器。在一些示例中，图形显示可利用颜色和/或其他视觉提示(诸如，显示器的闪烁部分)以指示检测到噪声信号。例如，波形211中如图11D中所示的被包括在检测窗口216内的一部分波形可以以与波形211的其他部分相比较不同的颜色被提供(例如，红色)，以指示波形中的在检测窗口内的一部分波形包括检测到的噪声信号。在一些示例中，图形图示210中表示检测窗口216的虚线框可被提供为闪烁要素(例如，明暗闪烁)以引起对波形211中作为噪声信号而被检测到的一部分波形的注意。在一些示例中，除了波形211的显示(其也可包括检测窗口216的显示)之外，图形显示可提供文本信息224。文本信息224并不限于任何特定类型的信息，并且可包括文本字段中提供的数字值。文本字段可包括被标示为“负号的数量”、“低阈值”和“高阈值”，如图11D中所示。标示为“负号的数量”的文本字段中提供的数字值可对应于落入检测窗口216内的负号的数量或百分比；标示为“低阈值”的文本字段中提供的数字值可对应于低阈值；并且标示为“高阈值”的文本字段中提供的数字值可对应于高阈值，该高阈值在用于确定波形211是否包括噪声信号的对落入第二检测窗口216内的负号的数量、百分比或比率的比较中使用。在各种示例中，可提供波形2111的显示，无论被分析并且显示的波形211的一部分包括或不包括检测到的噪声信号。在一些示例中，波形211中检测到噪声信号没有向用户显示，由此避免对假心搏停止检测的潜在指示，并且由此降低护理人员(诸如，护士或医师)的审阅负担。
以与上文相对于图11B和图11C的检测窗口描述的相似的方式，如相对于图11D示出并且描述的检测窗口214、216可被提供为滑动或移动检测窗口组，如由箭头220说明性地表示的，由此使得检测窗口214、216的位置可沿着时间移动至沿着波形211的不同的位置，从而提供可沿着波形211相对于时间轴被设置的一系列检测窗口。用于设置检测窗口中的每一个的基础可以是触发事件，诸如检测到波形211内R波，或可以以某预先确定并且重复的时间间期被设置。对于检测窗口组中的每一个，可如上文描述的分析由波形211表示的差分信号，以确定如上文描述的在该检测窗口组中第二检测窗口内发生的负号的数量、百分比或比率，或某其他标准或标准组，并且可将所得的量化值与如上文相对于检测窗口214、216描述的对应阈值相比较，以检测波形211内噪声信号的存在。通过沿着波形211提供相对于时间的移动或滑动检测窗口组，可分析由波形211表示的差分信号，以针对与患者相关联地被感知的一个或多个心脏信号，随着时间持续并且以某预先确定的采样速率，或基于波形内发生的事件，来检测感测的心脏信号中存在的噪声信号。
图11E包括根据本公开中描述的各种技术的与波形226的一部分相关联的样本数据的图形图示225。如图形图示225中所示，在采样时间0-0.6处获取与波形226相关联的一系列数据点，该采样时间沿着表示时间的横轴被表示。图形图示225的垂直轴表示一组标称值，例如采样时间0-0.6中的每一个处的波形226的标称电压值。在一些示例中，波形226可表示针对被包括在检测窗口内的信号的一部分采样的数据，如上文描述的，该检测窗口具有从如图形图示225中所示的从采样时间“0”延伸到采样时间“0.7”的宽度。图11F-图11G包括用于计算与图11E中示出的样本数据和波形226相对应的曲线下面积(AUC)的示例技术的额外图形图示。
图11F包括图形图示225A，其示出了将采样时间0-0.6处的信号幅度之和用作与波形226相关联的AUC计算的基础。如图形图示225A中所示，针对采样时间0-0.6中的每一个确定了图11E的波形226的幅度值。对于每一个采样时间，如果采样时间处的采样值为正(例如，在“0”值幅度线上方)，则为该采样时间处的值分配正值，并且如果采样值为负(例如，在“0”值幅度线下方)，则为该采样时间处的值分配负值。下方表1是如图形图示225A中描绘的信号值的汇总，该表1中采样时间中的每一个具有一行。
采样时间(横轴) 幅度(纵轴) 计算的幅度
0 0 0
0.1 3 3
0.2 6 6
0.3 4 4
0.4 -1 -1
0.5 -3 -3
0.6 0 0
AUC 9
表1-信号幅度之和
表1中的第一列包括采样时间0-0.6中的每一个的列示，在表中每一行列示了一个采样时间。表1的第二列包括该对应行的采样时间处的波形幅度值的列示。表1的第三列包括该对应采样时间的幅度的计算值。表1中第三列的最后一行示出了值“9”，这是被包括在第三列中的采样时间中的每一个采样时间的幅度的计算值之和。值“9”说明了一个值，可使用由图形图示225A示出的信号幅度之和技术针对随采样时间0-0.6采样的波形226将该值计算为波形226的AUC值。可随后将该计算的AUC值与阈值相比较，以确定如图形图示225A中所示的与波形226对应的信号的一部分是否包括噪声信号。用于与使用该技术的计算的AUC值比较的阈值的值可被设置为一个值，当使用由图形图示225A和表1示出的用于执行AUC计算的特定技术分析信号时，噪声信号将超过该值。
图11F也包括图形图示225B，其示出了将相对于采样时间0-0.6处的采样频率的信号幅度之和用作与波形226相关联的AUC计算的基础。如图形图示225B中所示，针对采样时间0-0.6中的每一个确定了在与采样频率相关联的时间段中图11E的波形226的幅度值。对于每一个采样时间，如果采样时间处的采样值为正(例如，在“0”值幅度线上方)，则为该采样时间处的值分配正值，并且如果采样值为负(例如，在“0”值幅度线下方)，则为该采样时间处的值分配负值。下方表2是如图形图示225B中描绘的信号值的汇总，该表2中采样时间中的每一个具有一行。
采样时间(横轴) 幅度(纵轴) 计算的幅度
0.0 0 0x 0.1＝0
0.1 3 3x 0.1＝0.3
0.2 6 6x 0.1＝0.6
0.3 4 4x 0.1＝0.4
0.4 -1 -1x 0.1＝-0.1
0.5 -3 -3x 0.1＝-0.3
0.6 0 0x 0.1＝0
AUC 0.9
表2-信号幅度/采样频率之和
表2中的第一列包括采样时间0.1-0.7中的每一个的列示，该表2每一行具有一个采样时间。表2的第二列包括该对应行的采样时间处的波形幅度值的列示。表3的第三列包括幅度值乘以该对应采样时间的采样时间段(例如，0.1的时间段)的计算值。表2中第三列的最后一行示出了值“0.9”，这是被包括在第三列中的计算值中的每一个计算值的幅度的计算值之和。值“0.9”说明了一个值，使用基于由图形图示225B示出的针对采样时间0.1-0.7中采样的波形226的采样频率技术的信号幅度之和将该值计算为信号226的AUC值。可随后将该计算的AUC值与阈值相比较，以确定如图形图示225中所示的与波形226对应的信号的一部分是否包括噪声信号，如本文描述的。用于与使用该技术计算的AUC值比较的阈值的值可被设置为一个值，当使用由图形图示225B和表2示出的用于执行AUC计算的特定技术分析信号时，噪声信号将超过该值。
图11G包括图形图示225C，其示出了将采样时间0-0.6处的信号幅度的绝对值之和用作与信号226相关联的AUC计算的基础。如图形图示225C中所示，针对采样时间0-0.6中的每一个确定了图11E的信号226的幅度的绝对值。无论采样时间处的实际样本值具有正值还是负值，每一个采样时间处的绝对值都被分配正值。下方表3是如图形图示225C中描绘的信号值的汇总，该表3中采样时间中的每一个具有一行。
采样时间(横轴) 幅度(纵轴) 计算的幅度
0 0 0
0.1 3 3
0.2 6 6
0.3 4 4
0.4 -1 1
0.5 -3 3
0.6 0 0
AUC 17
表3-信号幅度的绝对值之和
表3中的第一列包括采样时间0-0.6中的每一个的列示，该表3每一行具有一个采样时间。表3的第二列包括该对应行的采样时间处的波形的实际幅度值的列示。表3的第三列包括该对应采样时间的幅度的计算实际值。表3中第三列的最后一行示出了值“17”，这是被包括在第三列中的采样时间的每一个的幅度的计算绝对值之和。值“17”说明了一个值，可使用由图形图示225C示出的信号幅度的绝对值之和针对随采样时间0-0.6采样波形226将该值计算为信号226的AUC值。可随后将该计算的AUC值与阈值相比较，以确定如图形图示225中所示的与波形226对应的信号的一部分是否包括噪声信号。用于与使用该技术计算的AUC值比较的阈值的值可被设置为一个值，当使用由图形图示225C和表3示出的用于执行AUC计算的特定技术分析信号时，噪声信号将超过该值。
图11G也包括图形图示225D，其示出了将相对于采样时间0.1-0.6处的采样频率的信号幅度的绝对值之和用作与波形226相关联的AUC计算的基础。如图形图示225D中所示，针对采样时间0.0-0.6中的每一个确定了在与采样频率相关联的时间段中图11E的波形226的幅度的绝对值。无论采样时间处的实际电压值为正值还是为负值，每一个采样时间处的值都被分配正值。下方表4是如图形图示225D中描绘的信号值的汇总，该表4中采样时间中的每一个具有一行。
采样时间(横轴) 幅度(纵轴) 计算的幅度
0.0 0 0x 0.1＝0
0.1 3 3x 0.1＝0.3
0.2 6 6x 0.1＝0.6
0.3 4 4x 0.1＝0.4
0.4 1 1x 0.1＝0.1
0.5 3 3x 0.1＝0.3
0.6 0 0x 0.1＝0
AUC 1.7
表4-信号幅度/信号频率的绝对值之和
表4中的第一列包括采样时间0.0-0.6中的每一个的列示，该表4每一行具有一个采样时间。表4的第二列包括该对应行的采样时间处的波形的采样值的绝对值的列示。表3的第三列包括该采样时间处的波形幅度的绝对值乘以该对应采样时间的采样时间段(例如，0.1的时间段)的计算值。表4中第三列的最后一行示出了值“1.7”，这是被包括在第三列中的计算值的每一个计算值的幅度/采样时间段的计算绝对值之和。值“1.7”说明了一个值，使用基于由图形图示225D示出的针对随采样时间0.0-0.6采样的波形226的采样频率技术的信号幅度的绝对值之和来将该值计算为信号226的AUC值。可随后将该计算的AUC值与阈值相比较，以确定如图形图示225中所示的与波形226对应的信号的一部分是否包括噪声信号，如本文描述的。用于与使用该技术计算的AUC值比较的阈值的值可被设置为一个值，当使用由图形图示225D和表4示出的用于执行AUC计算的特定技术分析信号时，噪声信号将超过该值。
图12示出了流程图，该流程图示出了根据本公开中描述的各种示例的方法230。尽管相对于设备和系统(相对于图1-图3的系统10示出的)描述了方法230，但是方法230并不限于由系统10的示例执行，并且可全部地或部分地由本公开中描述的示例设备和/或系统中的任一个执行，诸如图1-图4的系统10、图5-图8的IMD 52、54和56、图9的系统120及其等效物。方法230包括方法，该方法用于接收如使用系统10的电极16感知的与患者12的心脏活动相关联的心脏信号，以及用于执行对感知到的心脏信号的分析，以确定感知到的心脏信号中的任一个是否包括噪声信号。
方法230包括系统10的计算装置20接收由电极16感知的心脏信号(框232)。接收心脏信号可包括接收由电极16的特定对感知的单个心脏信号，和/或接收可由多个电极16感知的多个心脏信号。在一些示例中，接收一个或多个心脏信号包括当一个或多个心脏信号由电极16感知到时实时地接收(多个)心脏信号。在其他示例中，接收(多个)心脏信号可包括检取与一个或多个感知到的心脏信号对应的数据(诸如，存储在存储器中的数据)，以及在(多个)心脏信号已被感知并且数据已被存储进存储器中之后的一些时间处在检取的数据上执行由方法230提供的分析。
方法230包括计算装置20设置包括接收到的心脏信号的一部分的第一检测窗口(框234)。设置第一检测窗口可包括基于所选择的采样时间设置第一检测窗口在时间上相对于接收到的心脏信号的位置。采样时间可以是以相对于心脏信号被感知的时间的某重复时间间期采样的多个采样时间中的一个。在一些示例中，采样时间取决于在被感知的心脏信号中检测到特定事件，诸如检测到R波。一旦已选择了采样时间，设置第一检测窗口可包括使得第一检测窗口在表示感知到的心脏信号的波形上叠加，并且延伸达具有预先限定的宽度的时间跨度，该预先限定的宽度从预先限定的时段中的采样时间延伸达采样时间之前的时间的跨度。在一些示例中，第一检测窗口的时间跨度的宽度在0.5秒到5秒的范围中。
一旦设置了第一检测窗口，方法230包括确定针对心脏信号中落入第一检测窗口的一部分心脏信号确定基线幅度值(框236)。在各种示例中，确定落入第一检测窗口的心脏信号的基线幅度值包括以某采样速率采样心脏信号中落入第一检测窗口内的一部分心脏信号的电压值，以及基于采样电压值提供基线幅度值。基线幅度值可以是来自心脏信号中落入第一检测窗口内的一部分心脏信号的采样电压值的平均值(average value)。基线幅度值可以是来自心脏信号中落入第一检测窗口内的一部分心脏信号的采样电压值的均值(mean value)。
方法230进一步包括计算装置20设置第二检测窗口(框238)。设置第二检测窗口可包括设置第二检测窗口以使得第二检测窗口叠加在表示接收到的心脏信号的波形之上，第二检测窗口具有在时间跨度中延伸的宽度，该时间跨度在用于设置对应的第一检测窗口的采样时间处开始，并且在该采样时间之后延伸达预先确定的时间跨度。被包括在第二检测窗口内的时间跨度的时间宽度不限于时间跨度的任何特定值，并且在一些示例中，该时间宽度在0.5秒到5秒的范围中。在一些示例中，第二检测窗口的时间跨度的宽度与针对第一检测窗口设置的时间跨度的宽度相同，并且在其他示例中，第二检测窗口的时间跨度的宽度与针对第一检测窗口设置的时间跨度的宽度不同。
在设置了第二检测窗口之后，方法230包括计算装置20确定心脏信号中落入第二检测窗口内的一部分心脏信号的曲线下面积值(框240)。确定曲线下面积值可包括计算心脏信号中落入第二检测窗口内并且也在基线幅度值上方的一部分心脏信号下方的面积，该基线幅度值是基于心脏信号中落入对应的第一检测窗口内的一部分心脏信号的电压值计算的。曲线下面积值的计算不限于进行该计算的任何特定技术，并且可包括用于计算如本文描述的波形的一部分下方的面积的任何技术，和/或本领域普通技术人员中的一员将理解的用于计算曲线下面积的任何技术。
在计算与第二检测窗口相关联的曲线下面积值之后，方法230包括计算装置20响应于曲线下面积值超过噪声信号阈值的确定而确定心脏信号包括噪声信号。在各种示例中，噪声信号阈值是可被存储在计算装置20的存储器内的可编程值。如果方法230包括在被分析的心脏信号中检测到噪声信号，则一些示例中计算装置20生成可向设备(诸如，图形显示设备)输出以提供检测到噪声信号的指示的警报输出信号。在各种示例中，警报输出信号可包括对应波形的图像显示，该对应波形包括波形中包括噪声信号的一部分波形；并且警报输出信号可包括表示在波形的图形描绘之上叠加的第一检测窗口和第二检测窗口的图形指示。与在被分析的心脏信号中检测到噪声信号相关的额外信息可包括着色，或某其他形式的图形描绘，诸如表示包括检测到的噪声信号的显示的波形的图形部分的闪烁图形指示。
检测到噪声信号的图形指示可包括文本信息的显示，诸如与被确定为是检测到的噪声信号的电压尖峰的幅度和/或曲线下面积值的计算值相关联的数字信息的显示。此外，在框242处检测到噪声信号时，方法230可包括计算装置20或其他设备(诸如，本公开中描述并且与感知到的心脏信号相同的患者相关联的植入的医疗设备)拒绝由提供噪声信号在其中发生的感知到的心脏信号的感测通道(例如，特定电极16)感知的一个或多个信号。在方法230的一些示例中，警报输出信号的生成可由一个或多个设备进一步处理，以重新配置当前或潜在地可被用于向使用接收到的心脏信号而被监测的患者提供刺激治疗的电极，由此使得提供噪声信号在其中被检测到的心脏信号的电极可临时或永久地不被用于治疗的应用。
使用方法230在被分析的一个或多个心脏信号中检测到噪声信号可包括拒绝(多个)心脏信号中包括检测到的一个或多个低频率噪声信号的一部分或多个部分心脏信号。拒绝被确定包括低频率噪声信号的一个或多个信号可防止对被监测的信号中的R波的错误计数，并且可防止对被监测的患者发生的心脏事件(诸如，心搏停止)的假阳性指示。检测到一个或多个噪声信号也可允许系统10被重新配置为停止使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对，以用于患者的进一步监测。检测到一个或多个噪声信号也可允许系统10被重新配置为：出于向患者提供治疗(诸如，电刺激治疗)的目的，停止使用或不使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对。
方法230可包括重复地执行下述过程：接收心脏信号；设置第一检测窗口；确定与第一检测窗口相关联的基线幅度值；设置第二检测窗口；确定心脏信号中落入第二检测窗口内的一部分心脏信号的曲线下面积；以及将计算的曲线下面积与噪声信号阈值相比较，以使用如上文描述的移动或滑动检测窗口组来确定心脏信号中被分析的一部分是否包括噪声信号。可通过如由图12中从框242延伸至框232的箭头244说明性地表示地在框232处重复地接收感知到的心脏信号的更多部分，并且在心脏信号的新接收到的部分上执行方法230，来连续地重复方法230。可基于不同的采样时间和相关联的第一检测窗口和第二检测窗口来执行方法230的每一次迭代，该不同的采样时间和相关联的第一检测窗口和第二检测窗口是相对于可例如在某时间段中持续地接收到的心脏信号的接收到的部分被设置的。方法230可在心脏信号的各个部分上被执行的次数不限于任何特定的次数，并且例如可以在心脏信号的监测是作为临床访视或医生预约的一部分被执行的示例中，在若干分钟的时段中被重复。在一些示例中，可在延长的时间段(诸如，数小时或数天)中执行方法230，例如当由患者穿戴的设备(诸如，电极装置14)执行时，和/或当例如由可已被植入至被监测的患者体内的植入设备(诸如，本文描述的IMD)执行时。
图13示出了流程图，该流程图示出了根据本公开中描述的各种示例的另一方法250。尽管相对于设备和系统(相对于图1-图3的系统10示出的)描述了方法250，但是方法250并不限于由系统10的示例执行，并且可全部地或部分地由本公开中描述的示例设备和/或系统中的任一个执行，诸如图1-图4的系统10、图5-图8的IMD 52、54和56、图9的系统120及其等效物。方法250包括方法，该方法用于接收如使用系统10的电极16感知的与患者12的心脏活动相关联的一个或多个心脏信号，以及用于执行对感知到的一个或多个心脏信号的分析以确定感知到的心脏信号中的任一个是否包括噪声信号。
方法250包括系统10的计算装置20接收由电极16感知的心脏信号(框252)。接收心脏信号可包括接收由电极16的特定对感知的单个心脏信号，和/或接收可由多个电极16感知的多个心脏信号。在一些示例中，接收一个或多个心脏信号包括当一个或多个心脏信号由电极16感知到时实时地接收(多个)心脏信号。在其他示例中，接收(多个)心脏信号可包括检取与一个或多个感知到的心脏信号对应的数据(诸如，存储在存储器中的数据)，以及在(多个)心脏信号已被感知并且数据已被存储进存储器中之后的一些时间处在检取的数据上执行由方法250提供的分析。
方法250包括计算装置20确定心脏信号内R波的位置(框254)。在心脏信号内检测到R波不限于用于检测到R波的任何特定技术，并且可包括例如基于接收到的心脏信号的电压值超过R波阈值而检测到R波。一旦在接收到的心脏信号内检测到了R波，确定检测到的R波的位置可包括在R波在其中发生的心脏信号的位置(相对于时间的位置)处设置采样时间。
方法250包括计算装置20设置检测窗口，该检测窗口具有预先限定的时间跨度以及在采样时间之后的消隐期之后的开始时间(框256)。设置检测窗口可包括设置消隐期，该消隐期在采样时间处开始并且具有从采样时间延伸至采样时间之后的预先限定的时间跨度的宽度。消隐期的宽度不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中可介于0.01秒到0.5秒的范围中。方法250进一步包括设置检测窗口的位置，由此使得检测窗口在消隐期结束的时间处开始，并且在消隐期之后具有预先限定的时间跨度的时间宽度中延伸。检测窗口的宽度不限于任何特定的宽度，并且在一些示例中可介于0.5秒到5秒的范围中。
一旦设置了检测窗口，方法250包括计算装置20确定心脏信号中落入检测窗口内的一部分心脏信号的曲线下面积值(框258)。确定曲线下面积值可包括计算心脏信号中落入检测窗口内并且也在基线幅度值上方的一部分心脏信号下方的面积。在一些示例中基线幅度值可以是由用户(诸如，医师)设置的可编程值。在一些示例中，基线幅度值基于消隐期期间从心脏信号采样的电压值。曲线下面积值的计算不限于进行该计算的任何特定技术，并且可包括用于计算如本文描述的波形的一部分下方的面积的任何技术，和/或本领域普通技术人员中的一员将理解的用于计算曲线下方的面积的任何技术。
在计算与检测窗口相关联的曲线下面积值之后，方法250包括计算装置20响应于确定曲线下面积值超过噪声信号阈值而确定心脏信号包括噪声信号。在各种示例中，噪声信号阈值是可由用户(例如，医师)设置的可编程值，并且可被存储在计算装置20内。如果方法250导致在被分析的心脏信号中检测到噪声信号，则一些示例中计算装置20生成可向设备(诸如，图形显示设备)输出以提供检测到噪声信号的指示的警报输出信号。警报信号的输出可包括如上文相对于方法230描述的进一步过程和如公开全篇以其他方式描述的与在感知到的心脏信号中检测到噪声信号相关联的进一步过程的任何组合。
使用方法250在被分析的一个或多个心脏信号中检测到噪声信号可包括拒绝(多个)心脏信号中包括检测到的一个或多个低频率噪声信号的一部分或多个部分心脏信号。拒绝被确定包括低频率噪声信号的一个或多个信号可防止对被监测的信号中的R波的错误计数，并且可防止对被监测的患者发生的心脏事件(诸如，心搏停止)的假阳性指示。检测到一个或多个噪声信号也可允许系统10被重新配置为停止使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对，以用于患者的进一步监测。检测到一个或多个噪声信号也可允许系统10被重新配置为：出于向患者提供治疗(诸如，电刺激治疗)的目的，停止使用或不使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对。
方法250可包括重复地执行下述过程：接收心脏信号；确定心脏信号内R波的位置；设置在消隐期之后具有预先限定的时间跨度的检测窗口；确定心脏信号中落入检测窗口内的一部分心脏信号的曲线下面积；以及将计算的曲线下面积与噪声信号阈值相比较，以使用移动或滑动检测窗口来确定心脏信号中被分析的一部分心脏信号是否包括噪声信号。可通过如由图13中从框260延伸至框252的箭头262说明性地表示地在框252处重复地接收感知到的心脏信号的更多部分，并且在心脏信号的新接收到的部分上执行方法250，来连续地重复方法250。可基于不同的采样时间和相关联的不同的检测窗口来执行方法250的每一次迭代，该不同的采样时间和相关联的不同的检测窗口是相对于可例如在某时间段中持续地接收到的心脏信号的接收到的部分被设置的。可基于检测到R波而设置每一个采样时间，或例如基于检测到某“N”数量个感知到的R波而设置每一个采样时间，如上文先前描述的。方法250可在心脏信号的各个部分上被执行的次数不限于任何特定的次数，并且例如在心脏信号的监测是作为临床访视或医生预约的一部分被执行的示例中，可在若干分钟的时段中被重复。在一些示例中，可在延长的时间段(诸如，数小时或数天)中执行方法250，例如当由患者穿戴的设备(诸如，电极装置14)执行时，和/或当例如由可已被植入至被监测的患者体内的植入设备(诸如，本文描述的IMD)执行时。
图14示出了流程图，该流程图示出了根据本公开中描述的各种示例的方法270。尽管相对于设备和系统(相对于图1-图3的系统10示出的)描述了方法270，但是方法270并不限于由系统10的示例执行，并且可全部地或部分地由本公开中描述的示例设备和/或系统中的任一个执行，诸如图1-图4的系统10、图5-图8的IMD 52、54和56、图9的系统120及其等效物。方法230包括方法，该方法用于接收如使用系统10的电极16感知的与患者12的心脏活动相关联的心脏信号，以及用于执行对感知到的心脏信号的分析，以确定感知到的心脏信号中的任一个是否包括噪声信号。
方法270包括系统10的计算装置20接收由电极16感知的心脏信号(框272)。接收心脏信号可包括接收由电极16的特定对感知的单个心脏信号，和/或接收可由多个电极16感知的多个心脏信号。在一些示例中，接收一个或多个心脏信号包括当一个或多个心脏信号由电极16感知到时实时地接收(多个)心脏信号。在其他示例中，接收(多个)心脏信号可包括检取与一个或多个感知到的心脏信号对应的数据(诸如，存储在存储器中的数据)，以及在(多个)心脏信号已被感知并且数据已被存储进存储器中之后的一些时间处在检取的数据上执行由方法270提供的分析。
方法270包括计算装置20基于接收到的心脏信号确定差分信号(框274)。差分信号可包括通过计算时间“Y(n)”(其中“Y(n)”表示心脏信号的电压值被确定的采样时间)处的心脏信号的值与时间“Y(n-1)”(其中Y(n-1)是时间Y(n)之前某预先限定的时间处的时间值)处的心脏信号的电压值之间的差异，来确定一组值。
在确定了差分信号的值之后，方法270包括计算装置20设置在消隐期之后具有预先限定的时间跨度的检测窗口(框276)。作为设置检测窗口的一部分，方法270可包括计算装置20检测表示被分析的心脏信号的差分信号内R波的位置。在心脏信号内检测到R波不限于用于检测到R波的任何特定技术，并且可包括例如基于接收到的心脏信号的电压值超过R波阈值而检测到R波。一旦在接收到的心脏信号内检测到了R波，确定检测到的R波的位置可包括在R波在其中发生的心脏信号的位置(相对于时间的位置)处设置采样时间。基于采样时间的设置，方法250进一步包括计算装置20设置检测窗口，该检测窗口具有预先限定的时间跨度以及在采样时间之后的消隐期之后的开始时间。设置检测窗口可包括设置消隐期，该消隐期在采样时间处开始并且具有从采样时间延伸至采样时间之后的预先限定的时间跨度的宽度。消隐期的宽度不限于任何特定的时间跨度，并且在一些示例中可介于0.01秒到0.5秒的范围中。方法270进一步包括计算装置20设置检测窗口的位置，由此使得检测窗口被叠加在差分信号之上，在消隐期结束的时间处开始，并且在消隐期之后具有预先限定的时间跨度的宽度中延伸。检测窗口的宽度不限于任何特定的宽度，并且在一些示例中可介于0.5秒到5秒的范围中。
一旦设置了检测窗口，方法270包括计算装置20确定检测窗口内发生的差分信号的负号的数量(框278)。如上文描述的，差分信号内的负号可以某预先限定的采样时间间期存在于差分信号中差分信号的值为负(例如，小于零)的地方。
方法270包括计算装置20响应于确定检测窗口内的负号的数量超过一个或多个阈值而确定差分信号包括噪声信号并且因此对应的心脏信号包括噪声信号(框280)。方法270包括使得计算装置20将落入检测窗口内的差分信号的负号的所确定的数量或例如检测窗口内导致差分信号的负值的采样时间的百分比或比率与一个或多个阈值相比较。阈值可以是可编程值，该可编程值例如由用户(诸如，医师)编程到计算装置20中，并且被存储在计算装置20内的存储器中。如上文描述的，在替代示例中，与被包括在检测窗口内的波形的一部分相关联的量化值可基于除了落入检测窗口内的负号的数量之外的特定标准或标准组。可在框279处将量化值与一个或多个阈值相比较，以确定心脏信号是否包括噪声信号。
在一些示例中，如果在落入检测窗口内的采样时间处采样的负号的百分比(或被用于计算量化值的其他一个/多个标准)超过最大百分比阈值，或如果在落入检测窗口内的采样时间处采样的负号的百分比低于最小百分比阈值，则差分信号的被分析的部分被确定包括噪声信号。换言之，如果在落入检测窗口内的采样时间处采样的负号的百分比没有落入高于最小阈值并且低于最大阈值的范围内，则信号中发生在检测窗口内一部分信号被视为噪声信号。如果方法270导致在被分析的心脏信号中检测到噪声信号，则一些示例中计算装置20生成可向设备(诸如，图形显示设备)输出以提供检测到噪声信号的指示的警报输出信号。警报信号的输出可包括如上文相对于方法230描述的进一步过程和如公开全篇以其他方式描述的与在感知到的心脏信号中检测到噪声信号相关联的进一步过程的任何组合。
使用方法270在被分析的一个或多个心脏信号中检测到噪声信号可包括拒绝(多个)心脏信号中包括检测到的一个或多个低频率噪声信号的一部分或多个部分心脏信号。拒绝被确定包括低频率噪声信号的一个或多个信号可防止对被监测的信号中的R波的错误计数，并且可防止对被监测的患者发生的心脏事件(诸如，心搏停止)的假阳性指示。检测到一个或多个噪声信号也可允许系统10被重新配置为停止使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对，以用于患者的进一步监测。检测到一个或多个噪声信号也可允许系统10被重新配置为：出于向患者提供治疗(诸如，电刺激治疗)的目的，停止使用或不使用受到影响的提供包括检测到的噪声信号的心脏信号的引线和/或电极对。
方法270可包括重复地执行下述过程：接收心脏信号；从心脏信号确定差分信号；设置在消隐期之后具有预先限定的时间跨度的检测窗口；确定检测窗口内发生的差分信号的负号的数量(或基于特定标准或标准组计算量化值)；以及将负号的数量(或负号的百分比或比率，或计算的量化值)与一个或多个阈值相比较，以如上文描述的使用移动或滑动检测窗口确定差分信号的一部分是否包括噪声信号并且因此确定心脏信号中被分析的对应部分是否包括噪声信号。可通过如由图14中从框280延伸至框272的箭头282说明性地表示地在框272处重复地接收感知到的心脏信号的更多部分，并且在心脏信号的新接收到的部分上执行方法270，来连续地重复方法270。可基于不同的采样时间和相关联的不同的检测窗口来执行方法270的每一次迭代，该不同的采样时间和相关联的不同的检测窗口是相对于可例如在某时间段中持续地接收到的心脏信号的接收到的部分被设置的。可基于检测到R波而设置每一个采样时间，或例如基于检测到某“N”数量个感知到的R波而设置每一个采样时间，如上文先前描述的。方法270可在心脏信号的各个部分上被执行的次数不限于任何特定的次数，并且例如在心脏信号的监测是作为临床访视或医生预约的一部分被执行的示例中，可在若干分钟的时段中被重复。在一些示例中，可在延长的时间段(诸如，数小时或数天)中执行方法270，例如当由患者穿戴的设备(诸如，电极装置14)执行时，和/或当例如由可已被植入至被监测的患者体内的植入设备(诸如，本文描述的IMD)执行时。
本公开的技术可在各种计算设备、医疗设备或其任何组合中被实现。描述的单元、模块或组件中的任一个可以一起被实现，或者分开地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同特征描绘为模块、单元、电路(circuit/circuitry)旨在突显不同的功能方面，并且并不一定暗示何种模块、单元、电路必须通过单独的硬件或软件组件来实现。而是，与一个或多个模块、单元、电路相关联的功能可由分开的硬件或软件组件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件组件内。
本公开内容中所描述的技术可至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合来实现。例如，这些技术的不同方面可以在一个或多个微处理器中、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或任何其他等效集成或离散逻辑电路，以及此类组件的任何组合内实现，这些技术的不同方面体现在编程器中，诸如医师或患者编程器、刺激器、或其他设备。术语“处理器”、“处理电路”、“控制器”或“控制模块”一般可指独立的或结合其他逻辑电路的任何前述逻辑电路、或独立或结合其他数字或模拟电路的任何其他等效电路。
对于在软件中所实现的各方面来说，归属于本公开中描述的系统和设备的功能中的至少一些可以体现为计算机可读存储介质上的指令，该计算机可读存储介质诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性随机存取存储器(NVRAM)、电可擦写可编程只读存储器(EEPROM)、闪速存储器、磁性介质、光学介质、或其他有形的计算机可读存储介质。计算机可读存储介质可被称为非瞬态的。服务器、客户端计算设备或其他任何计算设备也可包含更多的便携式可移除存储器类型，以实现简单的数据传输或离线数据分析。可执行该指令以支持本公开内容中描述的功能的一个或多个方面。
在一些示例中，计算机可读存储介质包括非瞬态介质。术语“非瞬态”可指示存储介质没有被实现在载波或传播信号中。在某些示例中，非瞬态存储介质可存储可以随时间变化的数据(例如，在RAM或高速缓存中)。
本公开的进一步实施例包括：
E1.一种医疗设备系统，包括：
多个电极，该多个电极被配置为感测患者心脏的电活动；以及
处理电路，该处理电路被配置为：
接收响应于使用多个电极监测患者心脏的电活动而生成的心脏信号；
从心脏信号确定差分信号，该差分信号包括一组幅度值，该一组幅度值是通过计算时间y(n)处的心脏信号的电压值与时间y(n-1)处的心脏信号的电压值之间的差异确定的，其中y(n-1)是时间y(n)之前的某预先限定的时间处的时间值；
设置第一检测窗口和第二检测窗口，该第一检测窗口具有在采样时间之后延伸达预先限定的时间量的第一时间段，该第二检测窗口具有在第一检测窗口的期满处开始并且在第一检测窗口的期满之后延伸达预先限定的时间量的第二时间段；
确定在第二检测窗口内发生的差分信号的量化值；
将量化值与一个或多个阈值相比较；以及
响应于确定量化值超过一个或多个阈值，而确定心脏信号包括噪声信号。
E2.根据实施例E1的医疗设备系统，其中，多个电极被包括在电极装置中，该电极装置被配置为由患者穿戴并且布置以使得当电极装置由患者穿戴时多个电极被放置成与患者的皮肤表面接触。
E3.根据实施例E1或E2的医疗设备系统，其中，多个电极被电耦合至被植入患者体内的植入式医疗设备(IMD)。
E4.根据实施例E1、E2或E3的医疗设备系统，
其中，第一检测窗口包括具有介于从0.01秒到5秒的范围中的宽度的第一时间段，并且
其中，第二检测窗口包括具有介于从0.5秒到5秒的范围中的宽度的第二时间段。
E5.根据实施例E1、E2、E3或E4的医疗设备系统，其中，确定心脏信号包括噪声信号进一步包括通过处理电路输出指令，该指令用于在感测患者的心脏的电活动中使用的一个或多个感测通道的重新配置，以排除多个电极中的在一个或多个感测通道中利用的、已提供了检测到噪声信号的心脏信号的一个或多个电极的使用。
E6.根据实施例E1、E2、E3、E4或E5的医疗设备系统，其中，确定心脏信号包括噪声信号进一步包括通过处理电路输出指令，该指令用于被用于或被配置为向患者应用刺激治疗的一个或多个治疗参数的重新配置，以排除多个电极中的在一个或多个感测通道中利用的、已提供了检测到噪声信号的心脏信号的一个或多个电极的使用。
E7.根据E1、E2、E3、E4、E5或E6的医疗设备系统，其中，接收响应于患者的心脏的电活动而生成的心脏信号包括接收响应于患者的心脏的电活动而生成的多个心脏信号，并且
对于多个心脏信号中的每一个，处理电路被进一步配置为：
从心脏信号确定差分信号，该差分信号包括一组幅度值，该一组幅度值是通过计算时间y(n)处的心脏信号的电压值与时间y(n-1)处的心脏信号的电压值之间的差异确定的，其中y(n-1)是时间y(n)之前的某预先限定的时间处的时间值；
设置第一检测窗口和第二检测窗口，该第一检测窗口在采样时间之后具有延伸达预先限定的时间量的第一时间段，该第二检测窗口具有在第一检测窗口的期满处开始并且在第一检测窗口的期满之后延伸达预先限定的时间量的第二时间段；
确定在第二检测窗口内发生的差分信号的量化值；
将量化值与一个或多个阈值相比较；以及
响应于确定量化值超过一个或多个阈值，而确定心脏信号包括噪声信号。
已经描述了本公开的各个方面。这些方面和其他方面落在所附权利要求的范围内。

Claims (12)

1.一种医疗设备系统，包括：
多个电极，所述多个电极被配置为感测患者的心脏的电活动；以及
处理电路，所述处理电路被配置为：
接收响应于使用所述多个电极监测患者的心脏的所述电活动而生成的心脏信号；
确定第一检测窗口内的所述心脏信号的基线幅度值，所述第一检测窗口包括自采样时间延伸达预先限定的时间量的第一时间段；
确定第二检测窗口内的所述心脏信号的多个幅度值，所述第二检测窗口包括在所述采样时间之后延伸达预先限定的时间量的第二时间段；
基于所述第二检测窗口内的所述多个幅度水平值和所述基线幅度值来计算曲线下面积值；
将所述曲线下面积值与噪声信号阈值相比较；并且
响应于确定所述曲线下面积值超过所述噪声信号阈值，而确定所述心脏信号包括噪声信号。
2.根据权利要求1所述的医疗设备系统，其特征在于，所述多个电极被包括在电极装置中，所述电极装置被配置为由所述患者穿戴并且被布置成使得当所述电极装置由所述患者穿戴时所述多个电极被放置成与所述患者的皮肤表面接触。
3.根据权利要求1或2所述的医疗设备系统，其特征在于，所述多个电极被电耦合至被植入所述患者体内的植入式医疗设备(IMD)。
4.根据权利要求1、2或3中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，所述第一检测窗口包括具有介于从0.01秒到5秒的范围中的宽度的所述第一时间段，并且
其中，所述第二检测窗口包括具有介于从0.5秒到5秒的范围中的宽度的所述第二时间段。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，所述采样时间是基于在所述心脏信号中检测到R波而被设置的。
6.根据权利要求1-5中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，所述采样时间是基于用于设置所述心脏信号的多个采样时间的预先限定的采样速率来被设置的。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，进一步包括通过所述处理电路响应于确定所述心脏信号包括噪声信号而输出警报输出信号。
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，进一步包括通过所述处理电路输出指令，所述指令用于在感测所述患者的所述心脏的所述电活动中使用的一个或多个感测通道的重新配置，以排除所述多个电极中的在所述一个或多个感测通道中利用的、已提供了基于确定所述曲线下面积值超过所述噪声信号阈值而检测到所述噪声信号的所述心脏信号的一个或多个电极的使用。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，进一步包括通过所述处理电路输出指令，所述指令用于被用于或被配置为向所述患者应用刺激治疗的一个或多个治疗参数的重新配置，以排除所述多个电极中的在一个或多个感测通道中利用的、已提供了基于确定所述曲线下面积值超过所述噪声信号阈值而检测到所述噪声信号的所述心脏信号的一个或多个电极的使用。
10.根据权利要求1-9中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，进一步包括通过所述处理电路拒绝所述心脏信号中被确定为包括所述噪声信号的至少一部分心脏信号，以防止基于所述心脏信号中基于确定所述曲线下面积值超过所述噪声信号阈值而被确定为包括所述噪声信号的所述一部分心脏信号的对所述患者体内的心搏停止的假阳性指示。
11.根据权利要求1-10中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，所述第二时间段在所述采样时间处开始，并且自所述采样时间延伸达与所述第二检测窗口相关联的所述预先限定的时间量。
12.根据权利要求1-11中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，所述处理系统被进一步配置为：
接收响应于使用所述多个电极监测所述患者的所述心脏的所述电活动而生成的多个心脏信号；并且
对于所述多个心脏信号中的每一个：
确定第一检测窗口内的所述心脏信号的基线幅度值，所述第一检测窗口包括自采样时间延伸达预先限定的时间量的第一时间段；
确定第二检测窗口内的所述心脏信号的多个幅度值，所述第二检测窗口包括在所述采样时间之后延伸达预先限定的时间量的第二时间段；
基于所述第二检测窗口内的所述多个幅度水平值和所述基线幅度值来计算曲线下面积值；
将所述曲线下面积值与噪声信号阈值相比较；并且
响应于确定所述曲线下面积值超过所述噪声信号阈值，而确定所述心脏信号包括噪声信号。
CN201880071871.9A 2017-03-15 2018-10-29 心脏信号中噪声信号的检测 Active CN111315281B (zh)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201762471938P 2017-03-15 2017-03-15
US15/802,615 2017-11-03
US15/802,615 US10987517B2 (en) 2017-03-15 2017-11-03 Detection of noise signals in cardiac signals
PCT/US2018/057989 WO2019089453A1 (en) 2017-03-15 2018-10-29 Detection of noise signals in cardiac signals

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN111315281A true CN111315281A (zh) 2020-06-19
CN111315281B CN111315281B (zh) 2023-11-28

Family

ID=63520593

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880018488.7A Active CN110446461B (zh) 2017-03-15 2018-03-13 Qrs偏移和起始确定
CN201880071871.9A Active CN111315281B (zh) 2017-03-15 2018-10-29 心脏信号中噪声信号的检测

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880018488.7A Active CN110446461B (zh) 2017-03-15 2018-03-13 Qrs偏移和起始确定

Country Status (4)

Country Link
US (3) US10987517B2 (zh)
EP (2) EP3595522B1 (zh)
CN (2) CN110446461B (zh)
WO (2) WO2018169925A1 (zh)

Families Citing this family (47)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9510763B2 (en) 2011-05-03 2016-12-06 Medtronic, Inc. Assessing intra-cardiac activation patterns and electrical dyssynchrony
US10624551B2 (en) 2013-09-25 2020-04-21 Bardy Diagnostics, Inc. Insertable cardiac monitor for use in performing long term electrocardiographic monitoring
US10799137B2 (en) 2013-09-25 2020-10-13 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis with the aid of a digital computer
US10806360B2 (en) 2013-09-25 2020-10-20 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear ambulatory electrocardiography and physiological sensor monitor
US20190167139A1 (en) 2017-12-05 2019-06-06 Gust H. Bardy Subcutaneous P-Wave Centric Insertable Cardiac Monitor For Long Term Electrocardiographic Monitoring
US10736531B2 (en) 2013-09-25 2020-08-11 Bardy Diagnostics, Inc. Subcutaneous insertable cardiac monitor optimized for long term, low amplitude electrocardiographic data collection
US10463269B2 (en) 2013-09-25 2019-11-05 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for machine-learning-based atrial fibrillation detection
US10820801B2 (en) 2013-09-25 2020-11-03 Bardy Diagnostics, Inc. Electrocardiography monitor configured for self-optimizing ECG data compression
US10433748B2 (en) 2013-09-25 2019-10-08 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear electrocardiography and physiological sensor monitor
US10433751B2 (en) 2013-09-25 2019-10-08 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis based on subcutaneous cardiac monitoring data
US9993172B2 (en) 2013-12-09 2018-06-12 Medtronic, Inc. Noninvasive cardiac therapy evaluation
US10532213B2 (en) 2017-03-03 2020-01-14 Medtronic, Inc. Criteria for determination of local tissue latency near pacing electrode
US10987517B2 (en) * 2017-03-15 2021-04-27 Medtronic, Inc. Detection of noise signals in cardiac signals
CN110996784B (zh) 2017-07-28 2023-05-30 美敦力公司 生成激动时间
EP3658227B1 (en) 2017-07-28 2021-05-12 Medtronic, Inc. Cardiac cycle selection
JP6885545B2 (ja) * 2018-01-13 2021-06-16 株式会社デルタツーリング 血圧推定装置、血圧推定方法、コンピュータプログラム及び記録媒体
EP3773187A1 (en) 2018-03-29 2021-02-17 Medtronic, Inc. Left ventricular assist device adjustment and evaluation
US11951313B2 (en) 2018-11-17 2024-04-09 Medtronic, Inc. VFA delivery systems and methods
US11707242B2 (en) * 2019-01-11 2023-07-25 Pie Medical Imaging B.V. Methods and systems for dynamic coronary roadmapping
US11291845B2 (en) 2019-02-18 2022-04-05 Medtronic, Inc. Medical device system and method for determining His bundle pacing capture
US11547858B2 (en) 2019-03-29 2023-01-10 Medtronic, Inc. Systems, methods, and devices for adaptive cardiac therapy
US11697025B2 (en) * 2019-03-29 2023-07-11 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system capture
US11071500B2 (en) * 2019-05-02 2021-07-27 Medtronic, Inc. Identification of false asystole detection
US11696681B2 (en) 2019-07-03 2023-07-11 Bardy Diagnostics Inc. Configurable hardware platform for physiological monitoring of a living body
US11116451B2 (en) 2019-07-03 2021-09-14 Bardy Diagnostics, Inc. Subcutaneous P-wave centric insertable cardiac monitor with energy harvesting capabilities
US11096579B2 (en) 2019-07-03 2021-08-24 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for remote ECG data streaming in real-time
EP3760277B1 (fr) 2019-07-05 2022-09-21 Sorin CRM SAS Système de défibrillation cardiaque implantable sous cutane
EP3760114B1 (fr) * 2019-07-05 2024-01-24 Sorin CRM SAS Dispositif medical implantable sous cutane pour traiter des signaux d'un dispositif medical implantable sous cutane
EP3777657A1 (en) * 2019-07-15 2021-02-17 Bardy Diagnostics, Inc. Implantable medical device with a configurable hardware platform
US11497431B2 (en) 2019-10-09 2022-11-15 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuring cardiac therapy
US11974852B2 (en) * 2019-10-11 2024-05-07 Physio-Control, Inc. Devices and methods for analyzing electrocardiogram (ECG) signals for artifact and notification of culprit electrode
CN114746008A (zh) 2019-12-02 2022-07-12 美敦力公司 生成代表性心脏信息
US20210236038A1 (en) * 2020-01-30 2021-08-05 Medtronic, Inc. Disturbance detection and removal in cardiac signals
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
US20210298658A1 (en) 2020-03-30 2021-09-30 Medtronic, Inc. Pacing efficacy determination using a representative morphology of external cardiac signals
US11911168B2 (en) * 2020-04-03 2024-02-27 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system therapy benefit determination
US20210361219A1 (en) * 2020-05-21 2021-11-25 Medtronic, Inc. Qrs detection and bracketing
US11766207B2 (en) 2020-06-01 2023-09-26 Pacesetter, Inc. Methods, devices and systems for improving R-wave detection and arrhtymia detection accuracy
US11964160B2 (en) 2020-07-27 2024-04-23 Medtronic, Inc. Method and apparatus for delivering bundle branch pacing
US12023503B2 (en) 2020-07-30 2024-07-02 Medtronic, Inc. ECG belt systems to interoperate with IMDs
US20220031222A1 (en) 2020-07-31 2022-02-03 Medtronic, Inc. Stable cardiac signal identification
US11813464B2 (en) 2020-07-31 2023-11-14 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system evaluation
CN115067967B (zh) * 2021-03-10 2024-10-18 广州视源电子科技股份有限公司 心拍信号基准点确定方法、心拍类型识别方法及装置
US20230062753A1 (en) * 2021-08-30 2023-03-02 Drägerwerk AG & Co. KGaA Apparatus and method for electrocardiogram ("ecg") signal analysis and artifact detection
US20230309853A1 (en) * 2022-03-31 2023-10-05 Biosense Webster (Israel) Ltd. Noise in electro-anatomic signals
WO2024020340A1 (en) * 2022-07-19 2024-01-25 Cardioinsight Technologies Inc. Removal of far-field signals from electrophysiology information
CN116070094B (zh) * 2023-03-14 2023-06-27 青岛科技大学 一种基于自适应小波阈值函数的水声信号处理方法

Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050119708A1 (en) * 2003-04-11 2005-06-02 Paul Haefner Subcutaneous cardiac signal discrimination employing non-electrophysiologic signal
US7676264B1 (en) * 2007-04-13 2010-03-09 Pacesetter, Inc. Systems and methods for use by an implantable medical device for evaluating ventricular dyssynchrony based on T-wave morphology
US20110066203A1 (en) * 2009-09-17 2011-03-17 Pacesetter, Inc. Electrode and lead stability indexes and stability maps based on localization system data
CN102038497A (zh) * 2010-12-02 2011-05-04 广东宝莱特医用科技股份有限公司 一种心电信号噪声分析方法
US20110184297A1 (en) * 2010-01-26 2011-07-28 Stmicroelectronics S.R.L. Method and device for estimating morphological features of heart beats
US20120203123A1 (en) * 2011-02-04 2012-08-09 Deepa Mahajan Noise detection in implantable medical devices
JP2012170721A (ja) * 2011-02-23 2012-09-10 Fukuda Denshi Co Ltd 生体情報分析装置、生体情報分析方法及び生体情報分析プログラム
CN103442633A (zh) * 2011-03-17 2013-12-11 美敦力公司 用于在房性心律不齐检测中进行噪声抑制的方法与装置
CN103857330A (zh) * 2011-10-12 2014-06-11 皇家飞利浦有限公司 在实时ecg监测中全自动测量心电图的st-段水平的方法和系统
US20160051159A1 (en) * 2014-08-22 2016-02-25 Medtronic, Inc. Visual representation of a cardiac signal sensing test
CN106456031A (zh) * 2014-04-24 2017-02-22 美敦力公司 用于在医疗设备中调整消隐期以选择感测向量配置的方法和装置
CN106659888A (zh) * 2014-06-30 2017-05-10 美敦力公司 使用电描记图来识别绝缘破坏

Family Cites Families (330)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4233987A (en) 1978-08-18 1980-11-18 Alfred Feingold Curvilinear electrocardiograph electrode strip
US4674511A (en) 1979-04-30 1987-06-23 American Hospital Supply Corporation Medical electrode
US4497326A (en) 1981-04-06 1985-02-05 Curry Paul V L Heart pacing lead
US4402323A (en) 1981-05-12 1983-09-06 Medtronic, Inc. Disposable electrophysiological exploring electrode needle
PL133646B1 (en) 1981-10-22 1985-06-29 Os Bad Rozwojowy Tech Medyc Non-invasive method of measuring activation of hearth stimuli conducting system between successive stimulations
US4428378A (en) 1981-11-19 1984-01-31 Medtronic, Inc. Rate adaptive pacer
US4566456A (en) 1984-10-18 1986-01-28 Cordis Corporation Apparatus and method for adjusting heart/pacer rate relative to right ventricular systolic pressure to obtain a required cardiac output
US4763660A (en) 1985-12-10 1988-08-16 Cherne Industries, Inc. Flexible and disposable electrode belt device
US4787389A (en) 1987-07-16 1988-11-29 Tnc Medical Devices Pte. Ltd. Using an implantable antitachycardia defibrillator circuit
US4777955A (en) 1987-11-02 1988-10-18 Cordis Corporation Left ventricle mapping probe
US4974598A (en) * 1988-04-22 1990-12-04 Heart Map, Inc. EKG system and method using statistical analysis of heartbeats and topographic mapping of body surface potentials
DE3816042A1 (de) 1988-05-10 1989-11-23 Alt Eckhard Energiesparender herzschrittmacher
US5054496A (en) 1988-07-15 1991-10-08 China-Japan Friendship Hospital Method and apparatus for recording and analyzing body surface electrocardiographic peak maps
CN1030597C (zh) 1988-12-30 1996-01-03 中日友好医院 体表心电峰值记录分析方法及其标测图装置
US5052388A (en) 1989-12-22 1991-10-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator
US5117824A (en) 1990-11-14 1992-06-02 Medtronic, Inc. Apparatus for monitoring electrical physiologic signals
DE4131103C1 (en) 1991-09-16 1993-04-01 Medizinische Fakultaet (Charite) Der Humboldt-Universitaet Zu Berlin, O-1040 Berlin, De Evaluation of ECG maps, e.g in cardiography - using electrodes placed near patient thorax to measure electrical field of heart, and projecting voltages to form spherical image of heart with iso-intensity lines on surface
US5311873A (en) 1992-08-28 1994-05-17 Ecole Polytechnique Comparative analysis of body surface potential distribution during cardiac pacing
US5687737A (en) 1992-10-09 1997-11-18 Washington University Computerized three-dimensional cardiac mapping with interactive visual displays
US5334220A (en) 1992-11-13 1994-08-02 Siemens Pacesetter, Inc. Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same
US5485849A (en) 1994-01-31 1996-01-23 Ep Technologies, Inc. System and methods for matching electrical characteristics and propagation velocities in cardiac tissue
US5443492A (en) 1994-02-02 1995-08-22 Medtronic, Inc. Medical electrical lead and introducer system for implantable pulse generator
US5552645A (en) 1994-06-08 1996-09-03 Siemens Medical Systems, Inc. Automatic probe activation
US5876336A (en) 1994-10-11 1999-03-02 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for guiding movable electrode elements within multiple-electrode structure
US6055448A (en) 1994-11-07 2000-04-25 Anderson; John Mccune Sensor device
US5628778A (en) 1994-11-21 1997-05-13 Medtronic Inc. Single pass medical electrical lead
US5514163A (en) 1995-02-21 1996-05-07 Medtronic, Inc. Dual chamber pacing system and method with optimized adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy
US6246898B1 (en) 1995-03-28 2001-06-12 Sonometrics Corporation Method for carrying out a medical procedure using a three-dimensional tracking and imaging system
US5671752A (en) 1995-03-31 1997-09-30 Universite De Montreal/The Royal Insitution For The Advancement Of Learning (Mcgill University) Diaphragm electromyography analysis method and system
US6532379B2 (en) 1995-05-04 2003-03-11 Robert A. Stratbucker Bio-electic interface adapter with twelve-lead ECG capability and provision for defibrillation
WO1997017893A1 (en) 1995-11-13 1997-05-22 Heart Rhythm Technologies, Inc. System and method for analyzing electrogram waveforms
IL148948A0 (en) 1996-01-08 2002-11-10 Impulse Dynamics Nv Electrical muscle controller
US6915149B2 (en) 1996-01-08 2005-07-05 Biosense, Inc. Method of pacing a heart using implantable device
US5683432A (en) 1996-01-11 1997-11-04 Medtronic, Inc. Adaptive, performance-optimizing communication system for communicating with an implanted medical device
US5683429A (en) 1996-04-30 1997-11-04 Medtronic, Inc. Method and apparatus for cardiac pacing to prevent atrial fibrillation
US6311089B1 (en) 1996-05-14 2001-10-30 Pacesetter, Inc. Implantable stimulation device and method for determining ventricular and atrial sensitivity thresholds
WO1998002090A1 (en) 1996-07-17 1998-01-22 Cambridge Heart, Inc. Generation of localized cardiac measures
WO1998026712A1 (en) 1996-12-18 1998-06-25 John Mccune Anderson Apparatus for body surface mapping
US6625482B1 (en) 1998-03-06 2003-09-23 Ep Technologies, Inc. Graphical user interface for use with multiple electrode catheters
US6975900B2 (en) 1997-07-31 2005-12-13 Case Western Reserve University Systems and methods for determining a surface geometry
AU8677098A (en) 1997-07-31 1999-02-22 Case Western Reserve University A system and method for non-invasive electrocardiographic imaging
US5922014A (en) 1997-09-02 1999-07-13 Medtronic, Inc. Single pass lead and method of use
JP4208275B2 (ja) 1997-10-30 2009-01-14 株式会社東芝 心臓内電気現象の診断装置およびその現象の表示方法
US6128535A (en) 1997-12-05 2000-10-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic capture verification in multisite cardiac pacing
US6301496B1 (en) 1998-07-24 2001-10-09 Biosense, Inc. Vector mapping of three-dimensionally reconstructed intrabody organs and method of display
US6141588A (en) 1998-07-24 2000-10-31 Intermedics Inc. Cardiac simulation system having multiple stimulators for anti-arrhythmia therapy
US6226542B1 (en) 1998-07-24 2001-05-01 Biosense, Inc. Three-dimensional reconstruction of intrabody organs
US6358214B1 (en) 1998-08-19 2002-03-19 Misha Tereschouk ECG scanner
US6243603B1 (en) 1998-09-15 2001-06-05 Uab Research Foundation Methods and apparatus for detecting medical conditions of the heart
US7313444B2 (en) 1998-11-20 2007-12-25 Pacesetter, Inc. Self-anchoring coronary sinus lead
US6205357B1 (en) 1998-12-04 2001-03-20 Uab Research Foundation Methods and apparatus for detecting and treating medical conditions of the heart
US6236883B1 (en) 1999-02-03 2001-05-22 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Methods and systems for localizing reentrant circuits from electrogram features
US6115628A (en) 1999-03-29 2000-09-05 Medtronic, Inc. Method and apparatus for filtering electrocardiogram (ECG) signals to remove bad cycle information and for use of physiologic signals determined from said filtered ECG signals
DE60029776T2 (de) 1999-05-12 2007-08-02 Medtronic, Inc., Minneapolis Überwachungsvorrichtung mit anwendung von wavelettransformationen zur herzrrhythmusanalyse
US6377856B1 (en) 1999-06-14 2002-04-23 Pacesetter, Inc. Device and method for implanting medical leads
US6539259B1 (en) 1999-07-15 2003-03-25 Pacesetter, Inc. System and method of automatically adjusting sensitivity in an implantable cardiac stimulation device
CN1124824C (zh) 1999-09-27 2003-10-22 复旦大学 动态心电标测方法及其装置
US6442433B1 (en) 1999-10-26 2002-08-27 Medtronic, Inc. Apparatus and method for remote troubleshooting, maintenance and upgrade of implantable device systems
US6418346B1 (en) 1999-12-14 2002-07-09 Medtronic, Inc. Apparatus and method for remote therapy and diagnosis in medical devices via interface systems
US6480745B2 (en) 1999-12-24 2002-11-12 Medtronic, Inc. Information network interrogation of an implanted device
US6473638B2 (en) 1999-12-24 2002-10-29 Medtronic, Inc. Medical device GUI for cardiac electrophysiology display and data communication
US6584343B1 (en) 2000-03-15 2003-06-24 Resolution Medical, Inc. Multi-electrode panel system for sensing electrical activity of the heart
US6556860B1 (en) 2000-03-15 2003-04-29 The Regents Of The University Of California System and method for developing a database of body surface ECG flutter wave data maps for classification of atrial flutter
WO2001070103A2 (en) 2000-03-17 2001-09-27 Medtronic, Inc. Heart failure monitor quick look summary for patient management systems
US6507756B1 (en) 2000-04-03 2003-01-14 Medtronic, Inc. Dual chamber pacing system having time-adaptive AV delay
EP1280459B1 (en) 2000-05-09 2008-05-28 Paieon Inc. System and method for three-dimensional reconstruction of an artery
US7349734B2 (en) 2000-05-15 2008-03-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for delivering defibrillation shock therapy while reducing electrical dispersion due to ventricular conduction disorder
AU7596501A (en) 2000-07-18 2002-01-30 Motorola Inc Wireless electrocardiograph system and method
US6484118B1 (en) 2000-07-20 2002-11-19 Biosense, Inc. Electromagnetic position single axis system
US6650927B1 (en) 2000-08-18 2003-11-18 Biosense, Inc. Rendering of diagnostic imaging data on a three-dimensional map
US6980675B2 (en) 2000-10-18 2005-12-27 Paieon, Inc. Method for processing images of coronary arteries
EP1341443B1 (en) 2000-10-18 2010-12-29 Paieon Inc. System for positioning a device in a tubular organ
US7062315B2 (en) 2000-11-28 2006-06-13 Medtronic, Inc. Automated template generation algorithm for implantable device
WO2002064205A2 (en) 2001-02-13 2002-08-22 Quetzal Biomedical, Inc. Multi-electrode apparatus and method for treatment of congestive heart failure
US6993389B2 (en) 2001-03-30 2006-01-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Identifying heart failure patients suitable for resynchronization therapy using QRS complex width from an intracardiac electrogram
US6766189B2 (en) 2001-03-30 2004-07-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for predicting acute response to cardiac resynchronization therapy
JP4718033B2 (ja) * 2001-04-10 2011-07-06 フクダ電子株式会社 心電図情報処理装置及び心電図情報処理方法
US7058443B2 (en) 2001-04-26 2006-06-06 Medtronic, Inc. Diagnostic features in biatrial and biventricular pacing systems
US7697977B2 (en) 2002-11-27 2010-04-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for determining relative depolarization at multiple cardiac sensing sites
US6804555B2 (en) 2001-06-29 2004-10-12 Medtronic, Inc. Multi-site ventricular pacing system measuring QRS duration
US7113820B2 (en) 2001-07-12 2006-09-26 The United States Of America As Represented By The Administration Of The National Aeronautics And Space Administration Real-time, high frequency QRS electrocardiograph
US6856830B2 (en) 2001-07-19 2005-02-15 Bin He Method and apparatus of three dimension electrocardiographic imaging
US9326695B1 (en) 2004-11-12 2016-05-03 Orbital Research Inc Electrode harness and method of taking biopotential measurements
US6640136B1 (en) 2001-09-12 2003-10-28 Pacesetters, Inc. Implantable cardiac stimulation device with automatic electrode selection for avoiding cross-chamber stimulation
US6701186B2 (en) 2001-09-13 2004-03-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Atrial pacing and sensing in cardiac resynchronization therapy
AU2002362438A1 (en) 2001-10-04 2003-04-14 Case Western Reserve University Systems and methods for noninvasive electrocardiographic imaging (ecgi) using generalized minimum residual (gmres)
US7113823B2 (en) 2001-10-26 2006-09-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Morphology-based optimization of cardiac resynchronization therapy
US7286866B2 (en) 2001-11-05 2007-10-23 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method, system and computer product for cardiac interventional procedure planning
US6980866B2 (en) 2001-12-05 2005-12-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus for sensing cardiac contractile function
US6847836B1 (en) 2002-02-08 2005-01-25 Lenny Sujdak Emergency ECG electrode chest pad
IL148299A (en) 2002-02-21 2014-04-30 Technion Res & Dev Foundation Ultrasonic to the heart
US7499743B2 (en) 2002-03-15 2009-03-03 General Electric Company Method and system for registration of 3D images within an interventional system
US7346381B2 (en) 2002-11-01 2008-03-18 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Method and apparatus for medical intervention procedure planning
US6882882B2 (en) 2002-04-22 2005-04-19 Medtronic, Inc. Atrioventricular delay adjustment
US6968237B2 (en) 2002-05-22 2005-11-22 Pacesetter, Inc. Implantable coronary sinus lead and lead system
US7778686B2 (en) 2002-06-04 2010-08-17 General Electric Company Method and apparatus for medical intervention procedure planning and location and navigation of an intervention tool
US7043292B2 (en) 2002-06-21 2006-05-09 Tarjan Peter P Single or multi-mode cardiac activity data collection, processing and display obtained in a non-invasive manner
US7041061B2 (en) 2002-07-19 2006-05-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for quantification of cardiac wall motion asynchrony
US6978184B1 (en) 2002-07-29 2005-12-20 Marcus Frank I Optimization method for cardiac resynchronization therapy
US7027858B2 (en) 2002-09-11 2006-04-11 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for cardiac R-wave sensing in a subcutaneous ECG waveform
US7123954B2 (en) 2002-09-19 2006-10-17 Sanjiv Mathur Narayan Method for classifying and localizing heart arrhythmias
US7031777B2 (en) 2002-09-27 2006-04-18 Medtronic, Inc. Cardiac vein lead with flexible anode and method for forming same
US7599730B2 (en) 2002-11-19 2009-10-06 Medtronic Navigation, Inc. Navigation system for cardiac therapies
US7697972B2 (en) 2002-11-19 2010-04-13 Medtronic Navigation, Inc. Navigation system for cardiac therapies
US7142922B2 (en) 2002-12-20 2006-11-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for predicting acute response to cardiac resynchronization therapy at a given stimulation site
US7215998B2 (en) 2003-01-06 2007-05-08 Medtronic, Inc. Synchronous pacemaker with AV interval optimization
US7013176B2 (en) 2003-01-28 2006-03-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for setting pacing parameters in cardiac resynchronization therapy
US6885889B2 (en) 2003-02-28 2005-04-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy based on left ventricular acceleration
US7610088B2 (en) 2003-02-28 2009-10-27 Medtronic, Inc. Method and apparatus for assessing left ventricular function and optimizing cardiac pacing intervals based on left ventricular wall motion
US7079895B2 (en) 2003-04-25 2006-07-18 Medtronic, Inc. Cardiac pacing for optimal intra-left ventricular resynchronization
US7107093B2 (en) 2003-04-29 2006-09-12 Medtronic, Inc. Use of activation and recovery times and dispersions to monitor heart failure status and arrhythmia risk
US7747047B2 (en) 2003-05-07 2010-06-29 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac CT system and method for planning left atrial appendage isolation
US7565190B2 (en) 2003-05-09 2009-07-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac CT system and method for planning atrial fibrillation intervention
US7142911B2 (en) 2003-06-26 2006-11-28 Pacesetter, Inc. Method and apparatus for monitoring drug effects on cardiac electrical signals using an implantable cardiac stimulation device
US7813785B2 (en) 2003-07-01 2010-10-12 General Electric Company Cardiac imaging system and method for planning minimally invasive direct coronary artery bypass surgery
JP4489770B2 (ja) 2003-07-21 2010-06-23 パイエオン インコーポレイテッド 動く臓器を描出した画像シリーズ内の最適画像を識別する方法及びシステム
US7092759B2 (en) 2003-07-30 2006-08-15 Medtronic, Inc. Method of optimizing cardiac resynchronization therapy using sensor signals of septal wall motion
US7398116B2 (en) 2003-08-11 2008-07-08 Veran Medical Technologies, Inc. Methods, apparatuses, and systems useful in conducting image guided interventions
US7818040B2 (en) 2003-09-05 2010-10-19 Medtronic, Inc. Deflectable medical therapy delivery device having common lumen profile
US7742629B2 (en) 2003-09-25 2010-06-22 Paieon Inc. System and method for three-dimensional reconstruction of a tubular organ
US7233824B2 (en) 2003-10-07 2007-06-19 Medtronic, Inc. Secure and efficacious therapy delivery for an extra-systolic stimulation pacing engine
US7308299B2 (en) 2003-10-22 2007-12-11 General Electric Company Method, apparatus and product for acquiring cardiac images
US7142919B2 (en) 2003-10-24 2006-11-28 Medtronic, Inc. Reconfigurable, fault tolerant multiple-electrode cardiac lead systems
US7003350B2 (en) 2003-11-03 2006-02-21 Kenergy, Inc. Intravenous cardiac pacing system with wireless power supply
US7308297B2 (en) 2003-11-05 2007-12-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac imaging system and method for quantification of desynchrony of ventricles for biventricular pacing
US7684861B2 (en) 2003-11-13 2010-03-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable cardiac monitor upgradeable to pacemaker or cardiac resynchronization device
EP1703946A2 (en) 2003-12-03 2006-09-27 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining an efficacious atrioventricular delay interval
US7184835B2 (en) 2003-12-12 2007-02-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for adjustable AVD programming using a table
US20050149138A1 (en) 2003-12-24 2005-07-07 Xiaoyi Min System and method for determining optimal pacing sites based on myocardial activation times
US7787951B1 (en) 2003-12-24 2010-08-31 Pacesetter, Inc. System and method for determining optimal stimulation sites based on ECG information
US7486991B2 (en) 2003-12-24 2009-02-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Baroreflex modulation to gradually decrease blood pressure
RS49856B (sr) 2004-01-16 2008-08-07 Boško Bojović Uređaj i postupak za vizuelnu trodimenzionalnu prezentaciju ecg podataka
US7454248B2 (en) 2004-01-30 2008-11-18 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Method, apparatus and product for acquiring cardiac images
CA2555201A1 (en) 2004-02-09 2005-08-18 Institut De Cardiologie De Montreal Computation of a geometric parameter of a cardiac chamber from a cardiac tomography data set
US7299086B2 (en) * 2004-03-05 2007-11-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Wireless ECG in implantable devices
US7792572B1 (en) 2004-05-17 2010-09-07 Pacesetter, Inc. Ischemia detection using intra-cardiac signals
US7765001B2 (en) 2005-08-31 2010-07-27 Ebr Systems, Inc. Methods and systems for heart failure prevention and treatments using ultrasound and leadless implantable devices
CA2481631A1 (en) 2004-09-15 2006-03-15 Dspfactory Ltd. Method and system for physiological signal processing
US20060074285A1 (en) 2004-09-24 2006-04-06 Paieon Inc. Apparatus and method for fusion and in-operating-room presentation of volumetric data and 3-D angiographic data
US7509170B2 (en) 2005-05-09 2009-03-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic capture verification using electrocardiograms sensed from multiple implanted electrodes
US7457664B2 (en) 2005-05-09 2008-11-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Closed loop cardiac resynchronization therapy using cardiac activation sequence information
US20080058656A1 (en) 2004-10-08 2008-03-06 Costello Benedict J Electric tomography
US7426412B1 (en) 2004-10-13 2008-09-16 Pacesetter, Inc. Evoked potential and impedance based determination of diaphragmatic stimulation
US7664550B2 (en) 2004-11-30 2010-02-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting left ventricular lead displacement based upon EGM change
US7684863B2 (en) 2004-12-20 2010-03-23 Medtronic, Inc. LV threshold measurement and capture management
US8050756B2 (en) 2004-12-20 2011-11-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Circuit-based devices and methods for pulse control of endocardial pacing in cardiac rhythm management
JP2008523929A (ja) 2004-12-21 2008-07-10 シドニー ウエスト エリア ヘルス サービス 電気生理学データの自動処理
WO2006069215A2 (en) 2004-12-21 2006-06-29 Ebr Systems, Inc. Leadless cardiac system for pacing and arrhythmia treatment
US20080021336A1 (en) 2006-04-24 2008-01-24 Dobak John D Iii Devices and methods for accelerometer-based characterization of cardiac synchrony and dyssynchrony
US20060178586A1 (en) 2005-02-07 2006-08-10 Dobak John D Iii Devices and methods for accelerometer-based characterization of cardiac function and identification of LV target pacing zones
US8036743B2 (en) 2005-03-31 2011-10-11 Proteus Biomedical, Inc. Automated optimization of multi-electrode pacing for cardiac resynchronization
US7515959B2 (en) 2005-03-31 2009-04-07 Medtronic, Inc. Delivery of CRT therapy during AT/AF termination
US7555340B2 (en) 2005-04-01 2009-06-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrogram morphology-based CRT optimization
US8214041B2 (en) 2005-04-19 2012-07-03 Medtronic, Inc. Optimization of AV intervals in single ventricle fusion pacing through electrogram morphology
US8412314B2 (en) 2005-04-25 2013-04-02 Charles Olson Location and displaying an ischemic region for ECG diagnostics
US8332030B2 (en) 2005-04-27 2012-12-11 Medtronic, Inc. Device and method for providing atrial-synchronized ventricular pacing with selective atrial tracking
US7769451B2 (en) 2005-04-28 2010-08-03 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy
EP1899007A1 (en) 2005-05-03 2008-03-19 Paieon Inc. Method and apparatus for positioning a biventrivular pacemaker lead and electrode
US7983743B2 (en) 2005-07-22 2011-07-19 Case Western Reserve University System and method for noninvasive electrocardiographic imaging (ECGI)
US10406366B2 (en) 2006-11-17 2019-09-10 Respicardia, Inc. Transvenous phrenic nerve stimulation system
US7570999B2 (en) 2005-12-20 2009-08-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable device for treating epilepsy and cardiac rhythm disorders
US7751882B1 (en) 2005-12-21 2010-07-06 Pacesetter, Inc. Method and system for determining lead position for optimized cardiac resynchronization therapy hemodynamics
US7848807B2 (en) 2005-12-30 2010-12-07 Medtronic, Inc. Closed loop optimization of A-V and V-V timing
US8175703B2 (en) 2006-01-25 2012-05-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization therapy parameter optimization
US7567836B2 (en) 2006-01-30 2009-07-28 Cardiac Pacemakers, Inc. ECG signal power vector detection of ischemia or infarction
US7860580B2 (en) 2006-04-24 2010-12-28 Medtronic, Inc. Active fixation medical electrical lead
US7792584B2 (en) 2006-04-25 2010-09-07 Medtronic, Inc. System and method for characterization of atrial wall using digital signal processing
US8075486B2 (en) 2006-05-03 2011-12-13 Biosense Webster, Inc. Enhanced ultrasound image display
US20090187426A1 (en) 2006-05-31 2009-07-23 Kerstna Juergen Implantable medical device system and method for adapting functions of the clinician's workstation thereof
US7505810B2 (en) 2006-06-13 2009-03-17 Rhythmia Medical, Inc. Non-contact cardiac mapping, including preprocessing
US8725255B2 (en) 2006-11-17 2014-05-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using cardiac activation sequence information
US7616993B2 (en) 2006-11-27 2009-11-10 Biotronik Crm Patent Ag Heart stimulator using a Bezier function to define AV-delay values
US7765002B2 (en) 2006-12-08 2010-07-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Rate aberrant beat selection and template formation
US7941213B2 (en) 2006-12-28 2011-05-10 Medtronic, Inc. System and method to evaluate electrode position and spacing
US8155756B2 (en) 2007-02-16 2012-04-10 Pacesetter, Inc. Motion-based optimization for placement of cardiac stimulation electrodes
US8195292B2 (en) 2007-02-16 2012-06-05 Pacestter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using parameter estimation from realtime electrode motion tracking
CN101248989B (zh) * 2007-02-25 2011-10-12 香港中文大学 一种生理参数的监测系统
US20080242976A1 (en) 2007-03-30 2008-10-02 Proteus Biomedical, Inc. Electric field tomography
US7912544B1 (en) 2007-04-20 2011-03-22 Pacesetter, Inc. CRT responder model using EGM information
US7904153B2 (en) 2007-04-27 2011-03-08 Medtronic, Inc. Method and apparatus for subcutaneous ECG vector acceptability and selection
US7957799B2 (en) 2007-04-30 2011-06-07 Medtronic, Inc. Non-invasive cardiac potentiation therapy
US7706879B2 (en) 2007-04-30 2010-04-27 Medtronic, Inc. Apparatus and methods for automatic determination of a fusion pacing pre-excitation interval
US7769464B2 (en) 2007-04-30 2010-08-03 Medtronic, Inc. Therapy adjustment
US20080281195A1 (en) 2007-05-09 2008-11-13 General Electric Company System and method for planning LV lead placement for cardiac resynchronization therapy
US8213693B1 (en) 2007-05-16 2012-07-03 General Electric Company System and method to track and navigate a tool through an imaged subject
US8160700B1 (en) 2007-05-16 2012-04-17 Pacesetter, Inc. Adaptive single site and multi-site ventricular pacing
WO2008151077A2 (en) 2007-06-01 2008-12-11 Cdl Nuclear Technologies, Inc. Method, apparatus and protocol for screening appropriate patient candidates and for cardiac resychronization therapy (crt), determining cardiac functional response to adjustments of ventricular pacing devices and follow-up of crt patient outcomes
US8301246B2 (en) 2007-06-07 2012-10-30 Pacesetter, Inc. System and method for improving CRT response and identifying potential non-responders to CRT therapy
US9037239B2 (en) 2007-08-07 2015-05-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus to perform electrode combination selection
US20090048528A1 (en) 2007-08-16 2009-02-19 Bruce Hopenfeld System and methods for detecting ischemia with a limited extracardiac lead set
US8326418B2 (en) 2007-08-20 2012-12-04 Medtronic, Inc. Evaluating therapeutic stimulation electrode configurations based on physiological responses
EP2190522A1 (en) 2007-08-20 2010-06-02 Medtronic, Inc. Stimulation field management
EP2195078B1 (en) 2007-08-20 2013-10-09 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with biased electrode
US20090112109A1 (en) 2007-08-31 2009-04-30 Pawel Kuklik Reconstruction of geometry of a body component and analysis of spatial distribution of electrophysiological values
US7917214B1 (en) 2007-09-06 2011-03-29 Pacesetter, Inc. Methods and systems for identifying a preferred pacing configuration for a multi-electrode implantable cardiac electrotherapy device
US8527036B2 (en) 2007-09-28 2013-09-03 Maquet Critical Care Ab Catheter positioning method and computerized control unit for implementing the method
US8180428B2 (en) 2007-10-03 2012-05-15 Medtronic, Inc. Methods and systems for use in selecting cardiac pacing sites
US20090099469A1 (en) 2007-10-11 2009-04-16 Flores Pamela A Wireless ECG/EKG patient telemetry monitoring system
US8145306B2 (en) 2007-10-15 2012-03-27 Lessmeier Timothy J Method for optimizing CRT therapy
DE102007054178A1 (de) 2007-11-14 2009-05-20 Biotronik Crm Patent Ag Biventrikulärer Herzstimulator
DE602008004206D1 (de) 2007-12-13 2011-02-10 Ela Medical Sa Medizinische Vorrichtung zur Bestimmung des Herzzustands eines Patienten, dem ein aktives Implantat zur biventrikulären Stimulation eingesetzt wurde
US20100280355A1 (en) 2007-12-14 2010-11-04 Grimm Richard A System and method to characterize cardiac function
CN101903909B (zh) 2007-12-18 2013-05-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于基于解剖学统计模型多模态融合成像数据的系统
US20090234414A1 (en) 2008-03-13 2009-09-17 Sambelashvili Aleksandre T Apparatus and methods of optimizing atrioventricular pacing delay intervals
US20090232448A1 (en) 2008-03-14 2009-09-17 Eci Technology, Inc. Fiber optic multiplexer
US7996070B2 (en) 2008-04-24 2011-08-09 Medtronic, Inc. Template matching method for monitoring of ECG morphology changes
US8814798B2 (en) 2008-04-25 2014-08-26 Medtronic, Inc. Implantable device and method for monitoring venous diameter
EP2296542A4 (en) 2008-05-16 2013-06-05 Heartscape Technologies Inc ELECTRODE PADS MONITOR
US9037240B2 (en) 2008-06-02 2015-05-19 Medtronic, Inc. Electrode lead integrity reports
EP2303403B1 (en) 2008-06-02 2016-09-14 Medtronic, Inc. Electrogram storage for suspected non-physiological episodes
US20090299423A1 (en) 2008-06-03 2009-12-03 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining inter-atrial conduction delays using multi-pole left ventricular pacing/sensing leads
US8379539B2 (en) 2008-06-03 2013-02-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for providing multiple access within a network
US8019409B2 (en) 2008-06-09 2011-09-13 Pacesetter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using electromechanical delay from realtime electrode motion tracking
US8155739B2 (en) 2008-06-20 2012-04-10 Pacesetter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using mechanical dyssynchrony and shortening parameters from realtime electrode motion tracking
EP2317915A4 (en) 2008-08-11 2013-01-16 Univ St Louis SYSTEMS AND METHODS FOR IN-SITU AND REAL-TIME ELECTROCARDIOGRAPHY IMAGING (ECGI)
US20100094149A1 (en) 2008-09-12 2010-04-15 Philadelphia Health & Education Corporation, D/B/A Drexel University College Of Medicine Noninvasive Ultrasound Cardiac Pacemaker and Defibrillator
US8090443B2 (en) 2008-09-15 2012-01-03 Xiaoyi Min Monitoring HF exacerbation and cardiac resynchronization therapy performance
US8467871B2 (en) 2008-10-03 2013-06-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and apparatuses for cardiac resynchronization therapy mode selection based on intrinsic conduction
EP2346398B1 (en) 2008-10-23 2013-08-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Cardiac- and/or respiratory-gated image acquisition system for virtual anatomy enriched real-time 2d imaging in interventional radiofrequency ablation or pacemaker placement procedures
US8554314B2 (en) 2008-10-31 2013-10-08 Medtronic, Inc. Device and method to detect the severity of ischemia and heart attack risk
US9446246B2 (en) 2008-11-07 2016-09-20 Pacesetter, Inc. Identification of electro-mechanical dysynchrony with a non-cardiac resynchronization therapeutic device
JP5911726B2 (ja) 2008-11-10 2016-04-27 カーディオインサイト テクノロジーズ インコーポレイテッド 電気生理学データの視覚化
US8442634B2 (en) 2008-12-04 2013-05-14 Pacesetter, Inc. Systems and methods for controlling ventricular pacing in patients with long inter-atrial conduction delays
WO2010071520A1 (en) 2008-12-18 2010-06-24 Maquet Critical Care Ab A method of determining a position of an oesophageal catheter, a control unit and a computer program product
US20100174137A1 (en) 2009-01-06 2010-07-08 Youngtack Shim Adaptive stimulation systems and methods
US8204590B2 (en) 2009-01-30 2012-06-19 Medtronic, Inc. Fusion pacing interval determination
US20100198292A1 (en) 2009-01-30 2010-08-05 Medtronic, Inc. Evaluating electrode configurations for delivering cardiac pacing therapy
US8755881B2 (en) 2009-01-30 2014-06-17 Medtronic, Inc. Pacing therapy adjustment based on ventriculo-atrial delay
US8219186B2 (en) 2009-03-05 2012-07-10 Chen Guangren Non-invasive system and method for scanning the heart
MY161215A (en) * 2009-03-09 2017-04-14 Council Scient Ind Res Ecg device with impulse and channel switching adc noise filter and error corrector for derived leads
US20100234916A1 (en) 2009-03-11 2010-09-16 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University System and method for ventricular pace timing based on isochrones
US8010194B2 (en) 2009-04-01 2011-08-30 David Muller Determining site-to-site pacing delay for multi-site anti-tachycardia pacing
US8478388B2 (en) 2009-04-07 2013-07-02 Pacesetter, Inc. Cardiac coordinate system for motion analysis
EP2435132B1 (en) 2009-05-27 2013-08-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Phrenic nerve activation detection
US8886313B2 (en) 2009-07-02 2014-11-11 Cardiac Pacemakers Inc. Systems and methods for ranking and selection of pacing vectors
US8391980B2 (en) 2009-07-07 2013-03-05 Pacesetter, Inc. Method and system for identifying a potential lead failure in an implantable medical device
US9387329B2 (en) 2009-07-22 2016-07-12 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining ventricular pacing sites for use with multi-pole leads
US8626260B2 (en) 2009-08-27 2014-01-07 William Crosby Expandable electrode pad
US20110054560A1 (en) 2009-09-03 2011-03-03 Pacesetter, Inc. Pacing, sensing and other parameter maps based on localization system data
US8285377B2 (en) 2009-09-03 2012-10-09 Pacesetter, Inc. Pacing, sensing and other parameter maps based on localization system data
US20110075896A1 (en) 2009-09-25 2011-03-31 Kazuhiko Matsumoto Computer readable medium, systems and methods for medical image analysis using motion information
US9408549B2 (en) 2009-11-03 2016-08-09 Vivaquant Llc Detecting fiducial points in physiological signals
US8731642B2 (en) 2009-11-08 2014-05-20 Paieon Inc. Apparatus and method for locating a device tip within a volume
US8412327B2 (en) 2009-11-18 2013-04-02 Pacesetter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using vector measurements obtained from realtime electrode position tracking
US9381363B2 (en) 2009-12-07 2016-07-05 Pacesetter, Inc. Optimal pacing configuration via ventricular conduction delays
SE534636C2 (sv) 2009-12-12 2011-11-01 Anna Bjaellmark Ett system för kvantifiering och visualisering av hjärtats rotationsmönster
US20110144510A1 (en) 2009-12-16 2011-06-16 Pacesetter, Inc. Methods to identify damaged or scarred tissue based on position information and physiological information
US8983619B2 (en) 2009-12-30 2015-03-17 Medtronic, Inc. Testing communication during implantation
WO2011099986A1 (en) * 2010-02-11 2011-08-18 Medtronic, Inc. Rejecting oversensing due to noise
WO2011099992A1 (en) 2010-02-12 2011-08-18 Brigham And Women's Hospital, Inc. System and method for automated adjustment of cardiac resynchronization therapy control parameters
US20110213260A1 (en) 2010-02-26 2011-09-01 Pacesetter, Inc. Crt lead placement based on optimal branch selection and optimal site selection
US20110319954A1 (en) 2010-06-28 2011-12-29 Pacesetter, Inc. Metrics and techniques for optimization of cardiac therapies
JP2013535236A (ja) 2010-07-01 2013-09-12 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 律動相関診断測定
US8831713B2 (en) * 2010-07-29 2014-09-09 Medtronic, Inc. Prevention of false asystole or bradycardia detection
WO2012037471A2 (en) 2010-09-17 2012-03-22 Cardioinsight Technologies, Inc. System and methods for computing activation maps
US8718770B2 (en) 2010-10-21 2014-05-06 Medtronic, Inc. Capture threshold measurement for selection of pacing vector
US8401646B2 (en) 2010-10-21 2013-03-19 Medtronic, Inc. Method and apparatus to determine the relative energy expenditure for a plurality of pacing vectors
US8583230B2 (en) 2011-01-19 2013-11-12 Pacesetter, Inc. Systems and methods for selectively limiting multi-site ventricular pacing delays during optimization of cardiac resynchronization therapy parameters
EP2670480A4 (en) 2011-02-01 2015-09-02 Brigham & Womens Hospital SYSTEM AND METHOD FOR GENERATING CONTROL PARAMETERS FOR CARDIAL RESYNCHRONIZATION THERAPY USING VENTRICULAR ACTIVATION SIMULATION AND SURFACE ECG REGISTRATION
US10016607B2 (en) 2011-02-08 2018-07-10 Pacesetter, Inc. Systems and methods for tracking stroke volume using hybrid impedance configurations employing a multi-pole implantable cardiac lead
EP2672889B1 (en) 2011-02-11 2021-04-07 The Johns Hopkins University System and method for planning a patient-specific cardiac procedure
WO2012110942A1 (en) 2011-02-17 2012-08-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. System for providing an electrical activity map using optical shape sensing
US8977350B2 (en) 2011-03-17 2015-03-10 Medtronic, Inc. Methods for ectopy rejection for atrial fibrillation detection based on ventricular cycle lengths
US8380308B2 (en) 2011-03-29 2013-02-19 Pacesetter, Inc. Systems and methods for optimizing ventricular pacing based on left atrial electromechanical activation detected by an AV groove electrode
US9510763B2 (en) 2011-05-03 2016-12-06 Medtronic, Inc. Assessing intra-cardiac activation patterns and electrical dyssynchrony
US8876727B2 (en) 2011-05-19 2014-11-04 Medtronic, Inc. Phrenic nerve stimulation detection using heart sounds
US8617082B2 (en) 2011-05-19 2013-12-31 Medtronic, Inc. Heart sounds-based pacing optimization
US8718750B2 (en) 2011-05-26 2014-05-06 Biotronik Se & Co. Kg Heart stimulator and method for A-V delay optimization
US20120330179A1 (en) 2011-06-24 2012-12-27 Verathon, Inc. Electrode contact-quality evaluation
CA2841381C (en) 2011-07-05 2016-12-06 Cardioinsight Technologies, Inc. System and methods to facilitate providing therapy to a patient
WO2013010165A1 (en) 2011-07-14 2013-01-17 Brigham And Women's Hospital, Inc. System and method for automated adjustment of cardiac resynchronization therapy control parameters
US8897851B2 (en) 2011-07-14 2014-11-25 Verathon Inc. Releasable liner for sensor device
US9615790B2 (en) 2011-07-14 2017-04-11 Verathon Inc. Sensor device with flexible joints
US8527050B2 (en) 2011-07-28 2013-09-03 Medtronic, Inc. Method for discriminating anodal and cathodal capture
US8744576B2 (en) 2011-07-29 2014-06-03 Medtronic, Inc. Sampling intrinsic AV conduction time
US8954160B2 (en) 2011-09-02 2015-02-10 Medtronic, Inc. Detection of extracardiac stimulation by a cardiac rhythm management device
US20130072790A1 (en) 2011-09-19 2013-03-21 University Of Pittsburgh-Of The Commonwealth System Of Higher Education Selection and optimization for cardiac resynchronization therapy
CA2754429A1 (en) 2011-10-05 2013-04-05 Kingston General Hospital Method and system for differentiating between supraventricular tachyarrhythmia and ventricular tachyarrhythmia
WO2013056050A1 (en) 2011-10-12 2013-04-18 Cardioinsight Technologies, Inc. Sensing zone for spatially relevant electrical information
US8861830B2 (en) 2011-11-07 2014-10-14 Paieon Inc. Method and system for detecting and analyzing heart mechanics
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
US8682433B2 (en) 2011-11-21 2014-03-25 Medtronic, Inc. Method for efficient delivery of dual site pacing
US9037238B2 (en) 2011-11-21 2015-05-19 Michael C. Soldner Method for efficient delivery of dual site pacing
US9956416B2 (en) 2011-12-22 2018-05-01 Medtronic, Inc. Monitoring activation times for use in determining pacing effectiveness
US8886315B2 (en) 2011-12-23 2014-11-11 Medtronic, Inc. Effectiveness of ventricular sense response in CRT
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
US10413203B2 (en) 2012-03-27 2019-09-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Baseline determination for phrenic nerve stimulation detection
US8958876B2 (en) 2012-03-27 2015-02-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Determination of phrenic nerve stimulation threshold
US20130289640A1 (en) 2012-04-27 2013-10-31 Medtronic, Inc. Heart sound-based pacing vector selection system and method
US9155897B2 (en) 2012-05-04 2015-10-13 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during biventricular pacing
US9204815B2 (en) 2012-05-04 2015-12-08 The Cleveland Clinic Foundation Frequency analysis tool for cardiac resynchronization
EP2846684B1 (en) 2012-05-09 2021-11-03 CardioInsight Technologies, Inc. Channel integrity detection
JP2013252180A (ja) 2012-06-05 2013-12-19 Nippon Koden Corp 生体電極および生体電極ロール
US8527051B1 (en) 2012-07-10 2013-09-03 St. Jude Medical Ab Detection and reduction of phrenic nerve stimulation
US9272151B2 (en) 2012-07-12 2016-03-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Adaptive phrenic nerve stimulation detection
US9572505B2 (en) 2012-10-11 2017-02-21 Medtronic, Inc. Determining onsets and offsets of cardiac depolarization and repolarization waves
US8781584B2 (en) 2012-11-15 2014-07-15 Medtronic, Inc. Capture threshold measurement for selection of pacing vector
US9320905B2 (en) 2012-12-06 2016-04-26 Medtronic, Inc. Effective capture test
US8738132B1 (en) 2012-12-06 2014-05-27 Medtronic, Inc. Effective capture test
US9604064B2 (en) 2013-02-21 2017-03-28 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during fusion pacing
US9179846B2 (en) 2013-03-15 2015-11-10 Pacesetter, Inc. Method and system for characterizing cardiac function based on dynamic impedance
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
US10064567B2 (en) 2013-04-30 2018-09-04 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for identifying optimal electrical vectors
US9924884B2 (en) 2013-04-30 2018-03-27 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for identifying effective electrodes
US9486151B2 (en) 2013-06-12 2016-11-08 Medtronic, Inc. Metrics of electrical dyssynchrony and electrical activation patterns from surface ECG electrodes
US10251555B2 (en) 2013-06-12 2019-04-09 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
US9877789B2 (en) 2013-06-12 2018-01-30 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
US9282907B2 (en) 2013-07-23 2016-03-15 Medtronic, Inc. Identification of healthy versus unhealthy substrate for pacing from a multipolar lead
US9278220B2 (en) 2013-07-23 2016-03-08 Medtronic, Inc. Identification of healthy versus unhealthy substrate for pacing from a multipolar lead
US9265955B2 (en) 2013-07-26 2016-02-23 Medtronic, Inc. Method and system for improved estimation of time of left ventricular pacing with respect to intrinsic right ventricular activation in cardiac resynchronization therapy
US9265954B2 (en) 2013-07-26 2016-02-23 Medtronic, Inc. Method and system for improved estimation of time of left ventricular pacing with respect to intrinsic right ventricular activation in cardiac resynchronization therapy
WO2015066113A1 (en) * 2013-10-30 2015-05-07 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Cardiac mapping system and method for bi-directional activation detection of electrograms
US9511233B2 (en) 2013-11-21 2016-12-06 Medtronic, Inc. Systems and methods for leadless cardiac resynchronization therapy
US9993172B2 (en) 2013-12-09 2018-06-12 Medtronic, Inc. Noninvasive cardiac therapy evaluation
US9320446B2 (en) 2013-12-09 2016-04-26 Medtronic, Inc. Bioelectric sensor device and methods
US9776009B2 (en) 2014-03-20 2017-10-03 Medtronic, Inc. Non-invasive detection of phrenic nerve stimulation
US9707401B2 (en) 2014-07-30 2017-07-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Pacing site and configuration optimization using a combination of electrical and mechanical information
US9591982B2 (en) 2014-07-31 2017-03-14 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy
US9586052B2 (en) 2014-08-15 2017-03-07 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy
US9586050B2 (en) 2014-08-15 2017-03-07 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuration of atrioventricular interval
US9764143B2 (en) 2014-08-15 2017-09-19 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuration of interventricular interval
US9901276B2 (en) 2015-02-18 2018-02-27 Medtronic, Inc. Method and apparatus for identifying sick sinus syndrome in an implantable cardiac monitoring device
US9962102B2 (en) 2015-02-18 2018-05-08 Medtronic, Inc. Method and apparatus for atrial arrhythmia episode detection
US10413207B2 (en) 2016-03-25 2019-09-17 Medtronic, Inc. Method and apparatus for verifying bradycardia/asystole episodes via detection of under-sensed events
US10470681B2 (en) * 2016-07-27 2019-11-12 Medtronic, Inc. Cardiac electrical signal noise detection for tachyarrhythmia episode rejection
US10368769B2 (en) 2016-07-27 2019-08-06 Medtronic, Inc. Automatic thresholds for atrial tachyarrhythmia detection in an implantable medical device
US10987517B2 (en) * 2017-03-15 2021-04-27 Medtronic, Inc. Detection of noise signals in cardiac signals
US11071500B2 (en) 2019-05-02 2021-07-27 Medtronic, Inc. Identification of false asystole detection

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050119708A1 (en) * 2003-04-11 2005-06-02 Paul Haefner Subcutaneous cardiac signal discrimination employing non-electrophysiologic signal
US7676264B1 (en) * 2007-04-13 2010-03-09 Pacesetter, Inc. Systems and methods for use by an implantable medical device for evaluating ventricular dyssynchrony based on T-wave morphology
US20110066203A1 (en) * 2009-09-17 2011-03-17 Pacesetter, Inc. Electrode and lead stability indexes and stability maps based on localization system data
US20110184297A1 (en) * 2010-01-26 2011-07-28 Stmicroelectronics S.R.L. Method and device for estimating morphological features of heart beats
CN102038497A (zh) * 2010-12-02 2011-05-04 广东宝莱特医用科技股份有限公司 一种心电信号噪声分析方法
US20120203123A1 (en) * 2011-02-04 2012-08-09 Deepa Mahajan Noise detection in implantable medical devices
JP2012170721A (ja) * 2011-02-23 2012-09-10 Fukuda Denshi Co Ltd 生体情報分析装置、生体情報分析方法及び生体情報分析プログラム
CN103442633A (zh) * 2011-03-17 2013-12-11 美敦力公司 用于在房性心律不齐检测中进行噪声抑制的方法与装置
CN103857330A (zh) * 2011-10-12 2014-06-11 皇家飞利浦有限公司 在实时ecg监测中全自动测量心电图的st-段水平的方法和系统
CN106456031A (zh) * 2014-04-24 2017-02-22 美敦力公司 用于在医疗设备中调整消隐期以选择感测向量配置的方法和装置
CN106659888A (zh) * 2014-06-30 2017-05-10 美敦力公司 使用电描记图来识别绝缘破坏
US20160051159A1 (en) * 2014-08-22 2016-02-25 Medtronic, Inc. Visual representation of a cardiac signal sensing test

Also Published As

Publication number Publication date
WO2018169925A1 (en) 2018-09-20
US11701062B2 (en) 2023-07-18
EP3595522B1 (en) 2024-07-03
CN110446461A (zh) 2019-11-12
EP3595522A1 (en) 2020-01-22
CN111315281B (zh) 2023-11-28
US10773085B2 (en) 2020-09-15
CN110446461B (zh) 2022-05-27
WO2019089453A1 (en) 2019-05-09
US10987517B2 (en) 2021-04-27
US20180264258A1 (en) 2018-09-20
EP3703555A1 (en) 2020-09-09
US20210236063A1 (en) 2021-08-05
US20180263522A1 (en) 2018-09-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN111315281B (zh) 心脏信号中噪声信号的检测
US20220409064A1 (en) Change in physiological parameter in response to exertion event
CN109310871B (zh) 对急性心脏病发作和发病的多参数预测
CN109561826B (zh) 用作患者功能状态的量度的加速度计信号变化
CN109561854B (zh) 使用加速度计轴的步伐检测
EP2493562B1 (en) Detecting worsening heart failure
US20210169428A1 (en) Mobile application to prompt physical action to measure physiologic response in implantable device
US8396543B2 (en) Storage of data for evaluation of lead integrity
US20160310031A1 (en) Method and apparatus for determining a premature ventricular contraction in a medical monitoring device
US11969233B2 (en) Measuring cardiovascular pressure based on patient state
US10143847B1 (en) Determining a position for an implantable medical device
US10335047B2 (en) Automatic heart rate diagnostics
US20210153751A1 (en) Performing one or more pulse transit time measurements based on an electrogram signal and a photoplethysmography signal
US20210106253A1 (en) Detecting one or more patient coughs based on an electrogram signal and an accelerometer signal
EP4021296B1 (en) Body stability measurement
US8634903B2 (en) Measuring T-Wave alternans
WO2023203414A1 (en) Exercise tolerance using an implantable or wearable heart monitor
EP2954841A1 (en) Detection and monitoring using high frequency electrogram analysis

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