CN111343914A - 用于可植入医疗装置的混合信号处理电路和方法 - Google Patents

用于可植入医疗装置的混合信号处理电路和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN111343914A
CN111343914A CN201880061949.9A CN201880061949A CN111343914A CN 111343914 A CN111343914 A CN 111343914A CN 201880061949 A CN201880061949 A CN 201880061949A CN 111343914 A CN111343914 A CN 111343914A
Authority
CN
China
Prior art keywords
filter
filters
frequency response
order
integer
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
CN201880061949.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN111343914B (zh
Inventor
D.安德森
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.)
Pacesetter Inc
Original Assignee
Pacesetter 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 Pacesetter Inc filed Critical Pacesetter Inc
Publication of CN111343914A publication Critical patent/CN111343914A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN111343914B publication Critical patent/CN111343914B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/686—Permanently implanted devices, e.g. pacemakers, other stimulators, biochips
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/363—Detecting tachycardia or bradycardia
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6867—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive specially adapted to be attached or implanted in a specific body part
    • A61B5/6869—Heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/725—Details of waveform analysis using specific filters therefor, e.g. Kalman or adaptive filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/025—Digital circuitry features of electrotherapy devices, e.g. memory, clocks, processors
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • 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
    • G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
    • G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
    • G16H40/63—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for local operation
    • 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
    • G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
    • G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
    • G16H40/67—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for remote operation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0204—Operational features of power management
    • A61B2560/0209—Operational features of power management adapted for power saving
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
    • A61N1/3962—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion in combination with another heart therapy
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R23/00—Arrangements for measuring frequencies; Arrangements for analysing frequency spectra
    • G01R23/16—Spectrum analysis; Fourier analysis
    • G01R23/165—Spectrum analysis; Fourier analysis using filters
    • G01R23/167—Spectrum analysis; Fourier analysis using filters with digital filters
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F1/00—Details not covered by groups G06F3/00 - G06F13/00 and G06F21/00
    • G06F1/26—Power supply means, e.g. regulation thereof
    • G06F1/32—Means for saving power
    • G06F1/3203—Power management, i.e. event-based initiation of a power-saving mode

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • General Business, Economics & Management (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

提供可植入医疗装置和方法包括配置为感测和输出指示病人的生理特性的生理数据的传感电路和至少一个处理器。存储器耦合到至少一个处理器。存储器存储程序指令和已处理的数据。程序指令可由至少一个处理器执行以执行EVID内的一般操作功能。混合信号处理(HSP)电路耦合到至少一个处理器和传感电路。HSP电路适于滤波生理数据。HSP电路包括多个一阶滤波器、多个高阶滤波器和配置为将一阶和高阶滤波器的组合互连以形成混合数字滤波器的开关矩阵，该混合数字滤波器利用不大于选择功率需求且具有选择合成频率响应。

Description

用于可植入医疗装置的混合信号处理电路和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2017年10月12日提交的美国非临时申请No.15/782,496的权益，并将其通过引用完全包括于此。
背景技术
本公开的实施例总的来说涉及利用混合信号处理电路来处理由可植入医疗装置感测到的信号的方法和装置。
可植入医疗装置(IMD)是由电源驱动的、植入病人以监控、检测和可能地改变病人的生物学信号的设备。可植入医疗装置包括但不限于，可植入心节律管理装置、神经刺激装置、可植入压力换能器和可植入药物输送装置。
许多IMD配置为感测各种类型的生理数据。例如，心节律管理装置感测心内心电图(IEGM)，同时神经刺激装置(例如，深脑刺激系统)可以感测脑电图(ECoG)或者本地场电势(LPF)。总的来说，由连接到与身体连接的一组或多组电极的传感电路感测生理数据。其中，传感电路放大和处理感兴趣的信号，同时拒绝或者过滤掉不感兴趣的信号(例如，在感兴趣的频段外的)。然后分析由传感电路输出的已放大和处理的信号，以用于其他感兴趣的特征和/或存储以用于之后调用。传感电路典型地以硬件配置实现(代替在通用装置处理器上的信号处理)，以减小传感操作的功耗。
发明内容
根据在这里的实施例，提供一种可植入医疗装置。该装置包括配置为感测和输出指示病人的生理特性的生理数据的传感电路和至少一个处理器。存储器耦合到至少一个处理器。存储器存储程序指令和已处理的数据。程序指令可由至少一个处理器执行以执行IMD内的一般操作功能。混合信号处理(HSP)电路耦合到至少一个处理器和传感电路。HSP电路适于滤波生理数据。HSP电路包括多个一阶滤波器、多个高阶滤波器和配置为将一阶和高阶滤波器的组合互连以形成混合数字滤波器的开关矩阵，该混合数字滤波器具有选择合成频率响应且利用不大于选择功率需求。
可选地，一阶滤波器可以表示可以利用整数系数编程的数字整数滤波器。高阶滤波器可以表示二阶递归数字滤波器。高阶数字滤波器可以表示双二次数字滤波器，其至少一部分具有不同的相应频率通带。多个一阶滤波器可以包括具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器。开关矩阵可以将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以级联方式互连以形成具有选择合成频率响应的混合滤波器。开关矩阵可以配置为将多个一阶滤波器和多个高阶滤波器的至少一部分以级联方式互连以形成选择合成频率响应。
可选地，开关矩阵可以配置为将多个一阶滤波器和多个高阶滤波器的至少一部分以级联方式互连，以定义利用不大于选择功率需求的混合数字滤波器。开关矩阵可以配置为将至少一个一阶滤波器和至少一个高阶滤波器以相加或者相减的方式互连以形成选择合成频率响应。至少一个高阶滤波器可以配置为宽带低通滤波器。至少一个一阶滤波器可以配置为窄带低通滤波器。窄带低通滤波器可以具有在宽带低通滤波器的截止频率以下的截止频率。至少一个高阶滤波器可以配置为具有在相应的过渡区显示出第一衰减率的频率响应，且其中，至少一个一阶滤波器配置为具有在相应的过渡区显示出第二衰减率的频率响应，第一衰减率大于第二衰减率。
根据在这里的实施例，提供了一种在可植入医疗装置(IMD)中处理数据的方法。该方法利用具有选择合成频率响应且利用不大于选择功率需求的混合信号处理(HSP)电路。HSP电路通过将来自多个一阶滤波器的一个或多个一阶滤波器和来自多个高阶滤波器的一个或多个高阶滤波器的组合互连，来定义选择合成频率响应。该方法在传感电路感测生理数据。生理数据指示病人的生理特性。该方法进一步利用选择合成频率响应在HSP电路滤波生理数据以提供已滤波的生理数据。
可选地，该方法可以包括处理或者存储已滤波的生理数据中的至少一个。该方法可以包括利用整数系数编程整数滤波器以定义HSP电路中的多个一阶滤波器。该方法可以提供二阶递归数字滤波器作为HSP电路中的多个高阶滤波器。该方法可以配置双二次数字滤波器作为高阶滤波器。双二次数字滤波器可以具有不同的相应频率通带或者截止频率。该方法可以配置多个一阶滤波器作为具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和作为具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器，且可以将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以级联方式互连以形成具有选择合成频率响应的混合滤波器。
可选地，该方法可以配置多个一阶滤波器作为具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和作为具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器，且可以将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以相加或者相减的方式互连以形成具有选择合成频率响应的混合滤波器。该方法可以基于多个一阶滤波器中的至少一个的频率响应和多个高阶滤波器中的至少一个的频率响应的卷积定义选择合成频率响应。
可选地，该方法可以配置至少一个高阶滤波器作为宽带低通滤波器和配置至少一个一阶滤波器作为窄带低通滤波器，窄带低通滤波器具有在宽带低通滤波器的截止频率以下的截止频率。该方法可以配置至少一个高阶滤波器以具有在相应的过渡区显示出第一衰减率的频率响应，且配置至少一个一阶滤波器以具有在相应的过渡区显示出第二衰减率的频率响应，第一衰减率大于第二衰减率。
附图说明
图1图示根据这里的实施例的适于传输多腔室刺激和起搏治疗的、通过三条引线与病人的心脏电通信的示例性ICD。
图2A示出了根据这里的实施例的能够以包括心脏复律、除颤和起搏刺激的刺激疗法处理快速和慢速心律不齐两者的IMD的简化框图。
图2B图示根据这里的实施例形成的双二次滤波器。
图2C图示根据这里的实施例设计为一阶高通滤波器的整数滤波器的示例配置。
图2D图示根据这里的实施例设计为一阶低通滤波器的整数滤波器的示例配置。
图2E图示由根据这里的实施例的低通数字滤波器可以呈现的频率幅度响应的示例。
图3图示根据这里的实施例形成的HSP电路。
图4示出了比如由根据这里的实施例的图2D的一阶低通滤波器使用的、用于“a”系数的三个连续值的电势不同的低通滤波器频率响应的示例。
图5图示根据这里的实施例的可以通过将一阶和高阶滤波器的选择组合以级联方式互连而获得的示例混合滤波器的框图。
图6图示根据这里的实施例的可以通过经由在其间的输出信号的相减和/或相加来互连一阶和高阶滤波器的选择组合而获得的示例混合滤波器的框图。
图7图示根据这里的实施例的用于处理感测信号的流程图。
具体实施方式
将容易地理解，除了描述的示例实施例之外，如在这里总地描述和在附图中图示的实施例的组件可以以多种不同配置布置和设计。因此，如在图中表示的示例实施例的以下更具体的描述不意在限制如权利要求所述的实施例的范围，而是仅表示示例实施例。
贯穿该说明书对“一个实施例”或“一实施例”(等)的引用指的是至少一个实施例中包括与实施例关联地描述的特定特征、结构或者特性。因此，贯穿本说明书的各种位置出现的语句“在一个实施例中”或者“在一实施例中”不是必须全部参考同一实施例。
此外，可以在一个或多个实施例中以任何适当的方式组合描述的特征、结构或者特性。在下面描述中，提供许多的特定细节以给出实施例的全面了解。但是，本领域技术人员将认可，可以在没有一个或多个特定细节的情况下，或者以其他方法、组件、材料等实践各种实施例。在其他示例中，未示出或者详细描述公知的结构、材料或操作以避免困惑。以下描述仅意在通过示例的方式，且简单地图示某些示例实施例。
在这里描述的方法和装置采用在这里讨论的各种实施例的结构或者方面(例如，系统和/或方法)。在各个实施例中，可以省略或者添加某些操作，可以组合某些操作，可以同步执行某些操作，可以同时执行某些操作，某些操作可以分为多个操作，可以以不同次序执行某些操作，或者可以以迭代方式重新执行某些操作或者一系列操作。应当注意，根据这里的实施例，可以使用其他方法。另外，如指示的那样，该方法可以由一个或多个装置或者系统的一个或多个处理器完全地或者部分地实现。虽然某些方法的操作可以描述为由一个装置的一个或多个处理器执行，但是附加的、某些或者全部这种操作可以由这里描述的另一装置的一个或多个处理器执行。
术语
术语“整数滤波器”指的是在定义滤波器的Z域转移函数中仅具有整数系数的数字滤波器的类别。
术语“阶滤波器”和“滤波器阶”可互换地使用，是指描述定义数字滤波器的Z域转移函数的分子或者分母中的最高指数的数目。例如，二阶滤波器由对于其二阶指数是分子或者分母中的最高指数的转移函数定义。对于有限脉冲响应(FIR)滤波器，在转移函数中没有分母，且滤波器阶仅是滤波器结构中使用的抽头的数目。对于无限脉冲响应(IIR)滤波器，滤波器阶等于滤波器结构中的延迟元件的数目。
术语“一阶滤波器”指的是由具有一个极点和/或一个零点，且不具有两个或更多极点和/或两个或更多零点的转移函数特性化的数字滤波器。例如，一阶滤波器由对于其一阶指数是分子或者分母中的最高指数的转移函数定义。一阶滤波器的一个示例是整数滤波器。一阶滤波器可以配置为高通滤波器或者低通滤波器。当配置为低通滤波器时，一阶滤波器在截止频率以下呈现出非常小的衰减。
术语“高阶滤波器”包括不是一阶滤波器的所有数字滤波器，包括由具有两个或更多极点和/或两个或更多零点的转移函数特性化的数字滤波器(例如，二阶、三阶或者更高阶)。例如，二阶或者三阶滤波器由对于其二阶或者三阶指数分别是分子或者分母中的最高指数的转移函数定义。高阶数字滤波器的一个示例是双二次或者双二阶滤波器。双二次滤波器可以被称为包括两个极点和两个零点的二阶递归线性滤波器。
术语“衰减”指的是由信号在通过数字滤波器之后导致的幅度损失，通常以分贝(dB)测量。滤波器衰减是在给定频率的滤波器的输出的信号幅度(aoutput)相对滤波器的输入的信号幅度(ainput)的比率，定义为：衰减(dB)＝20log10(aoutput/ainput)。对于给定频率，当滤波器的输出幅度小于输入幅度时，比率aoutput/ainput小于一且衰减变为负数。
术语“级联”和“级联滤波器”可互换地使用，以表示多个单独的数字滤波器串联连接的滤波系统的实现。在级联配置中，一个滤波器的输出驱动后面的滤波器的输入。
术语“截止频率”指的是低通滤波器的高通带频率和高通滤波器的低通带频率。例如，截止频率可以由频率响应呈现出选择量的衰减的点确定，比如滤波器幅度响应相对于峰值通带值的-3dB点。
术语“滤波器系数”指的是用于与数字滤波器结构内的延迟的信号采样值相乘的也称为抽头权重的一组常数。滤波器系数定义期望的滤波器频率响应。对于有限脉冲响应(FIR)滤波器，滤波器系数是滤波器的脉冲响应。
术语“频率响应”和“频率幅度响应”可互换地使用，以表示滤波器怎样与输入信号交互的频域描述。频率响应可以特性化为滤波器衰减(以dB)对频率的曲线。
术语“滚降”指的是从通带到阻带的过渡区中的滤波器响应的陡度或者斜率。例如，特定的数字滤波器可以称为具有12dB/倍频程的滚降，意味着频率f0的第一倍频，或者2f0将比在f0的滤波器衰减多衰减12dB。第二倍频4f0将比在f0的滤波器衰减多衰减24dB，等等。
术语“阻带”指的是由数字滤波器衰减预定量的频带，以使得在阻带内的相应频率的输出信号不减损或者以影响下游处理。举例来说，阻带可以包括对于其输出信号衰减-20dB或更多的所有频率。在峰值通带幅度和最大阻带波瓣幅度之间测量阻带衰减。
实施例可以与一个或多个可植入医疗装置(IMD)结合地实现。IMD的非限定示例包括一个或多个神经刺激器装置、可植入无引线监控和/或治疗装置，和/或可选的可植入医疗装置。例如，IMD可以表示心脏监护装置、起搏器、心电复律器、心律管理装置、除颤器、神经刺激器、无引线监控装置、无引线起搏器等。例如，IMD可以包括在美国专利9,333,351“Neurostimulation Method And System To Treat Apnea”和美国专利9,044,610“SystemAnd Methods For Providing A Distributed Virtual Stimulation Cathode For UseWith An Implantable Neurostimulation System”中描述的一个或多个装置的一个或多个结构和/或功能方面，将上述美国专利通过引用包括于此。另外地或者替代地，IMD可以包括美国专利9,216,285“Leadless Implantable Medical Device Having Removable AndFixed Components”和美国专利8,831,747“Leadless Neurostimulation Device AndMethod Including The Same”中描述的一个或多个装置的一个或多个结构和/或功能方面，上述美国专利通过引用包括于此。另外地或者替代地，IMD可以包括美国专利8,391,980“Method And System For Identifying A Potential Lead Failure In An ImplantableMedical Device”和美国专利9,232,485“System And Method For SelectivelyCommunicating With An Implantable Medical Device”中描述的一个或多个装置的一个或多个结构和/或功能方面，上述美国专利通过引用包括于此。
可植入医疗装置
以下附图的具体描述图示用于有效率的数据处理的可植入医疗装置(IMD)的示例实施例。其他实施例是可能的，且可以在在这里呈现的IMD的精神和范围内对实施例做出修改。因此，以下具体描述不意味着限制IMD。相反，IMD的范围由所附的权利要求定义。
对本领域技术人员很明显如以下描述的包括一个或多个滤波器的IMD可以以硬件、电路、软件、固件和/或在附图中图示的实体的许多不同实施例实现。在这里描述的任何实际的软件和/或硬件不限制在这里呈现的IMD。因此，假设这里呈现的细节的程度，将在理解实施例的修改和变化是可能的情况下描述IMD的操作和行为。
在这里呈现的IMD特别地用于可植入心脏复律器除颤器(ICD)的环境。ICD是植入病人以监控心脏的电动作和传输适当的电治疗的医疗装置；适当的电治疗例如根据需要是起搏脉冲、心脏复律脉冲或者除颤(或者电击)脉冲。术语“可植入心脏复律器除颤器”或者简单地“ICD”在这里用于表示现有技术中已知的任何可植入心脏装置。在下文中，呈现的IMD设备应该在ICD的环境中描述。应当注意，由所附的权利要求定义的IMD不限于在ICD中单独地使用，而是为简单起见在ICD的环境中描述。
图1图示适于传输多腔室刺激和起搏治疗的通过三条引线20、24和30与病人的心脏12电通信的示例性ICD 10。为感测心房信号和提供右心房腔室刺激治疗，ICD 10耦合到可植入的右心房引线20，所述右心房引线20至少具有心房尖端电极22，其典型地植入病人的右心耳。
为感测左心房和心室心脏信号和提供左腔室起搏治疗，ICD 10耦合到“冠状窦”引线24。引线24设计为经由冠状窦放置在“冠状窦区域”，用于定位与左心室相邻的远端电极和/或定位与左心房相邻的一个或多个附加电极。如在此使用的，短语“冠状窦区域”指的是左心室的脉管系统，包括冠状窦、心大静脉、左边缘脉、左后心室静脉、心中静脉和/或心小静脉或者可由冠状窦到达的任何其他心静脉的任何部分。因此，示例性冠状窦引线24设计用于接收心房和心室心脏信号和传输至少使用左心室尖端电极26的左心室起搏治疗、至少使用左心房环形电极27的左心房起搏治疗和至少使用左心房线圈电极28的电击治疗。
还示出ICD 10通过可植入的右心室(RV)引线30与病人的心脏12电通信，在本实施例中，右心室(RV)引线30具有RV尖端电极32、RV环形电极34、RV线圈电极36和上腔静脉(SVC)线圈电极38。典型地，RV引线30经静脉插入到心脏12中，从而将RV尖端电极32置于右心室顶点，以使得RV线圈电极36将位于右心室中且SVC线圈电极38将位于上腔静脉中。因此，RV引线30能够接收心脏信号，并将以起搏和电击治疗的形式的刺激传送到右心室。ICD10的其他实施例可以包括单个电极和引线，或者上述电极和引线配置的一个或多个可选组合。
其中，引线20、24和30中的任何一个或者任何组合用作传感电路，以从心脏12感测电图(EGM)信号。然后如以下讨论的那样，在ICD 10内处理EGM信号。具有各个电极的传感电路由此用作用于从病人的心脏12感测一个或多个电信号的装置。另外，引线20、24和30中的任何一个或者任何组合部分地用作治疗电路，以将所选的电治疗传输到心脏12。具有各个电极的治疗电路由此用作用于将电治疗传输到心脏12的装置。
所选的电治疗可以是，但不限于反心动过速起搏(ATP)治疗或者电击治疗。如果选择ATP治疗，则将预先编程的一系列脉冲串通过引线20、24和30中的任何一个或者任何组合发送到心脏。存在已经提出以用于终止心动过速的几个不同的ATP形态。讨论ATP治疗的专利文件的某些示例是美国专利号6,731,982、美国专利号4,408,606、美国专利号4,398,536、美国专利号4,488,553、美国专利号4,488,554、美国专利号4,390,021、美国专利号4,181,133和美国专利号4,280,502，其公开通过引用整体地包括于此。
图2A示出了能够以包括心脏复律、除颤和起搏刺激的刺激疗法处理快速和慢速心律不齐两者的IMD 10的简化框图。虽然示出了特定的多腔室装置，但是仅为了说明目的示出，且本领域技术人员可以容易地以任何期望的组合复制、去除或者禁用适当的电路，以提供能够以期望的心脏复律、除颤和起搏刺激来处理一个或多个适当的腔室的装置。
图2中示意性地示出的ICD 10的壳体40通常被称为“筒”、“外壳”或者“外壳电极”，且可以可编程地选择以作为用于所有“单极”模式的返回电极。壳体40可以进一步单独地或者与用于电击目的的一个或多个线圈电极28、36和38结合地用作返回电极。壳体40进一步包括具有多个端子42、44、46、48、52、54、56和58的连接器(未示出)。这些端子示意性地示出，且为了方便，它们连接到的电极的名称挨着端子示出。例如，为实现右心房传感和起搏，连接器包括适于连接到心房尖端电极22的右心房尖端端子(AR TIP)42。
为实现左腔室传感、起搏和电击，连接器包括适于分别连接到左心室尖端电极26、左心房环形电极27和左心房线圈电极28的左心室尖端端子(VL TIP)44、左心房环形端子(ALRING)46和左心房电击端子(AL COIL)48。
为支持右腔室传感、起搏和电击，连接器还包括配置用于分别连接到右心室尖端电极32、右心室环形电极34、RV线圈电极36和SVC线圈电极38的右心室尖端端子(VR TIP)52、右心室环形端子(VR RING)54、右心室电击端子(RV COIL)56和SVC电击端子(SVC COIL)58。
可编程的微控制器60控制刺激治疗的各种模式。微控制器60典型地包括特别地设计用于控制刺激治疗的传输的微处理器或等效的控制电路系统，且可以进一步包括RAM或者ROM存储器、逻辑和定时电路、状态机电路和I/O电路。微控制器60的设计的细节对于本发明来说并非关键。相反，任何适当的微控制器60可以用于执行这里描述的功能。
可以用于本发明的控制电路的代表类型包括美国专利号4,940,052(Mann等人)的基于微处理器的控制系统和美国专利号4,712,555(Thornander等人)和4,944,298(Sholder)的状态机。对于ICD内使用的各种定时间隔和它们的相互关系的更具体的描述，参见美国专利号4,788,980(Mann等人)。'052、'555、'298和'980专利通过引用整体地包括于此。
微控制器60包括定时控制电路79，其用于控制起搏参数(例如，刺激脉冲的定时、突发起搏参数等)以及保持跟踪现有技术中公知的不应期的定时、后心室心房不应期间隔、噪声检测窗口、诱发反应窗口、报警间隔、标记信道定时等。起搏参数的示例包括但不限于，心房-心室延迟、室间延迟、心房互导延迟、心室互导延迟和起搏速率。
微控制器60还包括治疗选择单元201，其用作用于选择用于传输到心脏的适当的电治疗的装置。适当的治疗可以从多个治疗中选出。例如，可以使用ATP治疗。可选的治疗包括电击治疗，或者现有技术中已知的任何其他电治疗。
如图2所示，心房脉冲发生器70和心室脉冲发生器72生成用于经由电极配置开关模块74由右心房引线20、右心室引线30和/或冠状窦引线24传输的起搏刺激脉冲。应当理解，为了在心脏的四个腔室中的每一个中提供刺激治疗，心房和心室脉冲发生器70和72可以包括专用的独立脉冲发生器、多路复用的脉冲发生器或者共享的脉冲发生器。脉冲发生器70和72分别经由适当的控制信号76和78由微控制器60控制，以触发或者禁止刺激脉冲。
开关模块74包括用于将期望的电极连接到适当的I/O电路，由此提供完全的电极可编程性的多个开关。因此，开关模块74响应于来自微控制器60的控制信号80，如在现有技术中已知的那样，通过选择性地闭合开关(未示出)的适当组合，来确定刺激脉冲的极性(例如，单极、双极、组合极(combipolar)等)。
心房传感电路82和心室传感电路84也可以通过开关模块74选择性地耦合到右心房引线20、冠状窦引线24和右心室引线30，以检测心脏的四个腔室的每一个中的心搏动的存在。因此，心房(ATR.SENSE)和心室(VTR.SENSE)传感电路82和84可以包括专用的传感放大器、多路复用的放大器或者共享的放大器。也如现有技术中已知的，开关模块74通过选择性地闭合适当的开关，确定心脏信号的“传感极性”。以这种方式，临床医生可以独立于刺激极性地编程传感极性。
如现有技术中已知的，每个传感电路82和84优选地采用具有可编程的增益和/或自动增益控制、带通滤波和阈值检测电路的一个或多个低功率的精度放大器，以选择性地感测感兴趣的心脏信号。自动增益控制使ICD 10能够有效地应对感测心房或者心室纤维性颤动的低幅度信号特性的难题。这种传感电路82和84可以用于确定本发明中使用的心脏性能值。
心房和心室传感电路82和84的输出连接到微控制器60，微控制器60继而能够响应于适当的心脏腔室中的心搏动的不存在或者存在，以需要的方式分别触发或者禁止心房和心室脉冲发生器70和72。传感电路82和84继而从微控制器60经信号线86和88接收控制信号，以用于在适当的时间测量心脏性能，和用于控制增益、阈值、偏振电荷排除电路(未示出)和耦合到传感电路82和84的输入的任何阻塞电路(未示出)的定时。
对于心律不齐检测，ICD 10利用心房和心室传感电路82和84以从心脏获取EGM信号。然后在微控制器60的心律不齐检测单元202中分析EGM信号。如果检测到心律不齐(典型地基于心率)，则心律不齐可以由形态检测器单元204分类。
心脏信号还应用于模拟-数字(A/D)数据获取系统90的输入。数据获取系统90配置为获取心内电图信号，将原始模拟数据转换为数字信号，并存储数字信号以用于微控制器60中的后续处理，和/或到外部装置102的遥测传输。数据获取系统90通过开关模块74耦合到右心房引线20、冠状窦引线24和右心室引线30，以跨任何一对期望电极采样心脏信号。
有益地，数据获取系统90可以耦合到微控制器60、HSP电路120或者其他检测单元，以用于从心脏12检测响应于施加的刺激的诱发反应，由此有助于“捕获(capture)”的检测。当施加到心脏的电刺激具有足够能量以去极化心脏组织由此导致心肌收缩时，捕获发生。微控制器60在刺激脉冲之后的窗口期间检测去极化信号，去极化信号的存在指示捕获已经出现。微控制器60通过触发心室脉冲发生器72生成刺激脉冲，使用微控制器60内的定时控制电路79开始捕获检测窗口，并经由控制信号92使数据获取系统90能够采样落入捕获检测窗口的心脏信号，来使能捕获检测，并基于幅度确定捕获是否已经出现。
IMD 10包括耦合到微控制器60的混合信号处理(HSP)电路120和感测电路。HSP电路120适于滤波由感测电路感测到的生理数据。如以下解释的那样，HSP电路包括多个一阶滤波器、多个高阶滤波器和开关矩阵，该开关矩阵配置为将一阶和高阶滤波器的组合互连，以形成仅利用不大于选择功率需求的具有选择合成频率响应的混合数字滤波器。一阶滤波器可以表示利用整数系数编程的数字整数滤波器。高阶滤波器可以表示二阶递归数字滤波器。作为另一示例，高阶数字滤波器可以表示双二次数字滤波器，其至少一部分具有不同的相应频率通带。根据在这里的实施例，多个一阶滤波器包括具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器。
捕获检测电路的实现和算法是熟知的。例如，参见美国专利号4,729,376(Decote，Jr.)；美国专利号4,708,142(Decote，Jr.)；美国专利号4,686,988(Sholder)；美国专利号4,969,467(Callaghan等)；和美国专利号5,350,410(Mann等)，上述专利通过引用整体地包括于此。使用的捕获检测系统的类型对于本发明来说并非关键。
微控制器60进一步通过适当的数据/地址总线96耦合到存储器单元94，其中，根据需要存储和修改由微控制器60使用的可编程操作参数，以定制ICD 10的操作适合特定病人的需要。这种操作参数例如定义起搏脉冲幅度、脉冲持续时间、电极极性、速率、灵敏度、自动特征、心律不齐检测准则、和在治疗的每层内要传输到心脏12的每个电击脉冲的幅度、波形和矢量。存储器单元94因此用作用于“学习”在一定条件下哪个治疗最有效的装置。因而，当条件重复时，存储器可以识别该条件和采用所选的治疗以匹配先前使用的成功的治疗。
有益地，ICD 10的操作参数可以以与外部装置102，比如编程器、对讲机收发器或者诊断系统分析器的遥测通信，通过遥测电路100非侵入式地编程到存储器单元94中。遥测电路100由微控制器60通过控制信号106激活。遥测电路100有益地允许将关于ICD 10(如微控制器60或者存储器单元94中包括的)的操作的心内电图和状态信息通过建立的通信链路104发送到外部装置102。遥测电路100还用作用于从外部编程器接收参数的装置，由此经由微控制器60的操作来编程HSP电路120。
对于外部装置的示例，比如外部装置102，参见美国专利号4,809,697(Causey，III等)；美国专利号4,944,299(Silvian)；和美国专利号6,275,734(McClure等)；所有专利通过引用整体地包括于此。
存储器单元94还耦合到HSP电路120。因而，HSP电路120适于从存储器单元94接收数据，关于数据执行信号处理功能，并将已处理的数据返回到存储器单元94。这种操作总地通过微控制器60的操作而编程和监控。换句话说，微控制器60可以重新配置HSP电路120的内部参数，由此修改HSP电路120的处理功能。因而，微控制器60用作用于执行总的操作功能的总的处理装置，而HSP电路120用作可重新配置的信号处理电路。
ICD 10进一步包括可以用于检测心脏性能的改变或者心脏的生理情况的改变的生理传感器108。因此，微控制器60可以通过调整各种起搏参数(比如幅度、速率、AV延迟、RV-LV延迟、V-V延迟等)来响应。微控制器60例如通过控制由心房和心室脉冲发生器70和72生成的刺激脉冲来控制起搏参数的调整。虽然示为包括在ICD 10内，但是将理解，生理传感器108也可以在ICD 10外部，而仍然植入病人内或者由病人携带。更具体地，传感器108可以位于ICD 10内部，在ICD 10的表面上，在ICD 10的头部，或者在引线上(可以位于血流内部或者外部)。
ICD 10可以进一步包括耦合到微控制器60的磁检测电路(未示出)。磁检测电路检测何时磁体位于ICD 10上。临床医生可以使用磁体执行ICD 10的各种测试功能和/或通知微控制器60外部装置102(例如，编程器)就位以通过遥测电路100接收或者发送数据到微控制器60。
如图2中进一步示出的，ICD 10示为具有由微控制器60经由控制信号114使能的阻抗测量电路112。阻抗测量电路112的已知的使用包括但不限于，用于适当的引线定位或者移位的急性和慢性阶段期间的引线阻抗监视，检测可操作的电极并且如果发生移位则自动切换到可操作的电极对，测量呼吸或者每分通气量，测量用于确定电击阈值的胸廓阻抗，检测何时已经植入装置，测量心搏量和检测心瓣膜的打开。阻抗测量电路112有益地耦合到开关模块74，以使得可以使用任何期望的电极。阻抗测量电路112还耦合到HSP电路120，其中，来自阻抗测量电路112的输出可以被处理和存储在存储器单元94中。阻抗测量电路112对于本发明来说并非关键，且仅为了完整性示出。
在ICD 10意在操作为心电复律器、起搏器或者除颤器的情况下，必须检测心律不齐的发生，并且将适当的电治疗自动地施加到心脏，以终止检测到的心律不齐。为此，微控制器60进一步通过控制信号118来控制电击电路116。电击电路116如由微控制器60控制的那样，生成低能量(直到大约0.5焦耳)、中等能量(大约0.5-10焦耳)或者高能量(大约11到40焦耳)的电击脉冲。这种电击脉冲通过(例如，从左心房线圈电极28、RV线圈电极36和SVC线圈电极38中选出的)至少两个电击电极，施加到病人的心脏12。如上所述，壳体40可以与RV线圈电极36结合地用作有效电极，或者使用SVC线圈电极38或者左心房线圈电极28(即，使用RV电极作为公共电极)作为拆分电矢量的一部分。
心脏复律电击一般考虑为低到中等能量级别(从而最小化病人感到的疼痛)，和/或与R-波同步和/或与心动过速的治疗有关。除颤电击一般是中等到高能量级别(即，与在大约5-40焦耳范围内的阈值对应)，异步地传输(因为R-波可能过于杂乱而不能被识别)，且专门用于除颤的治疗。因此，微控制器60能够控制电击脉冲的同步或者异步传输。
ICD 10另外包括电池110，电池110向包括图2A示出的所有电路的负载提供操作功率。
混合信号处理电路
在这里的实施例克服了利用模拟滤波电路来滤波感测到的数据的IMD所经历的某些缺点。虽然模拟滤波电路利用非常低的功率，但是模拟滤波基于集成到定制的集成电路(IC)中的电阻器和电容器的有限集合。模拟滤波器的可编程的频率响应通过选择最紧密地匹配期望的频率响应的电阻器和电容器的集合而实现。当定制IC调谐到具有特定频率响应，然后需要改变响应频率时，必须在IC电路上修改电阻器和电容器的配置，这表示对IC或者有关电路系统的昂贵的修订。在这里的实施例利用具有确定滤波器的频率响应的可编程系数的数字滤波。可以基于应用来对系数进行编程，由此适应期望的频率响应的更大的变化。
在这里的实施例克服了利用现有的数字滤波电路滤波感测到的数据的IMD所经历的某些缺点。数字滤波电路不能实现任意的频率响应。数字滤波电路的频率响应由用于定义要滤波的每个数据值的数字位的数目确定(和限制)。由滤波器处理的数字位的数目越大，滤波的数据的数值精度就越大。当滤波器的数字位的数目(和精度)增大时，由于滤波器中的数值表示(例如，8位、16位、32位字)，数字滤波器结构在尺寸上变得更大。此外，数字滤波电路的频率响应由滤波器结构的类型或者类别确定(和限制)。各种类别的滤波器结构是可用的。
根据这里的实施例，从两个主要类别，即一阶滤波器和高阶滤波器(例如，大于一的任何滤波器阶)组合滤波器(也可以被称为滤波器)以形成适于滤波生理数据的混合信号处理(HSP)电路。HSP电路包括多个一阶滤波器、多个高阶滤波器和开关矩阵，开关矩阵配置为互连一阶和高阶滤波器的组合以形成混合数字滤波器。形成混合数字滤波器以在利用不大于选择功率需求的同时提供选择合成频率响应。
向高阶滤波器提供一个或多个选择阶的数字滤波器。例如，高阶数字滤波器可以包括作为二阶递归滤波器，也称为双二次或者双二阶滤波器的数字滤波器架构。可选地，可以使用大于二阶的高阶滤波器。另外地或者替代地，大于二阶的高阶滤波器可以通过将多个二阶双二次滤波器级联在一起而形成。另外地或者替代地，双二元滤波器可以级联在一起以创建低通、高通、带通和带阻频率响应。取决于怎样实现双二阶滤波器，每个双二阶滤波器可以具有4个、5个或者更多乘法器和4个或更多加法器。根据在这里的实施例，对于至少一些IMD应用，可以利用8-16位的数据信道宽度实现足够的数值精度和信号分辨率。当利用8到16位数据信道宽度时，双二阶滤波器可以变为相对大的结构。结构越大，消耗功率就越高，因为功率与操作期间滤波器内切换/翻转的节点的数目成正比。
图2B图示根据在这里的实施例形成的双二阶滤波器200。图2B的滤波器200包括将输入信号乘以相应的系数(S0、B1、B2、A1、A2)的一组乘法器202-206。系数可以是整数或者非整数。滤波器200还包括一组加法器210-213和存储单元215-218。图2B的滤波器200对应于数据信道的单个位，因此对于数据信道的每个附加位重复。滤波器200具有取决于用于形成滤波器的逻辑门的数目的二维(2D)表面面积。2D表面面积可以由计算双二阶滤波器中的基本逻辑门的数目的以下公式定义，其中w表示数据信道宽度(例如，8位、16位、32位)：
A(w)＝25w^2+20(w+1)+24w(等式1)
第一项系数(25)表示对于数据信道的一位，可归因于双二阶滤波器中的乘法器202-206的面积分量。在本示例中，可以使用对于每个全加器具有5个乘法器逻辑组件乘以5个逻辑门(例如，5x5)的进位传送乘法器(carry-ripple multiplier)结构。第二项系数(20)表示对于一个数据信道可归因于来自加法器210-213的逻辑门的面积分量。例如，对于每个全加器，双二阶滤波器将包括4个加法器×5个逻辑门。最后一项系数(24)表示可归因于存储单元215-218的面积分量。在本示例中，对于一位数据信道，每个存储单元215-218提供6个逻辑元件。
数字滤波器200的功率需求与数字滤波器的尺寸成正比。例如，功率需求与翻转状态的节点的数目，和数字滤波器200翻转节点状态的频率直接成正比。在IMD中，当数字滤波器200的电路增大逻辑门的数目时，功耗类似地增大，这将减小IMD的寿命。因此，在滤波器复杂性和功率需求/消耗之间做出折衷。
根据在这里的实施例，取决于应用，可以提供利用8-12位的数据信道宽度和具有250和5000Hz之间的典型节点状态切换频率的传感电路。可选地，数据信道宽度可以利用滤波器内的多于8-12位以适应额外的信号净空。以下表1提供了基于双二阶滤波器的标注的数据信道宽度和状态切换频率的面积和功率需求/消耗的一些非限定示例。在表1中，功耗估计基于以下假定：滤波电路内的逻辑门的50％以标注的频率翻转。另外，表1假定每兆赫每个逻辑门的确定功耗(例如，20nW/MHz)。认识到，可以使用每个门的其他功耗量。
表1
Figure BDA0002423236160000161
根据这里的实施例，多个双二阶滤波器可以连接在一起以创建选择合成频率响应。当信道的数目增大时，类似地，滤波器的物理尺寸和功率需求增长。举例来说，对于典型的心律管理应用，每个传感信道可以利用3个双二阶滤波器。因此，双腔室IMD可以利用以250Hz运行的总共6个双二阶滤波器。
如上述面积公式(等式#1)所示，最大尺寸因数是乘法分量。如果减小或者消除乘法分量，则面积和功率需求将实质上降低。根据在这里的实施例，使用不需要明确的乘法器的一阶滤波器的类别。例如，实施例可以利用整数滤波器作为一阶滤波器。整数滤波器与比如双二阶数字滤波器的高阶滤波器相比物理地小得多，且需求更低功率。整数滤波器的缺点在于整数滤波器通常设计为专用于低通或者高通频率范围，且不易于可编程为具有相对严格的衰减容差的频率响应。在整数滤波器中，不是明确地以乘法分量，而是利用数据移位执行乘法操作。结果，整数滤波器的系数限于2的幂或者2的幂的相加/相减。
图2C图示根据在这里的实施例设计作为一阶高通滤波器的整数滤波器230的示例配置。图2D图示根据在这里的实施例设计作为一阶低通滤波器的整数滤波器250的示例配置。整数滤波器230包括移位组件232-233、加法器240-242和存储单元245。整数滤波器250包括移位组件252-255、加法器260-263和存储单元265。虽然图2C和图2D包括指示乘法器的逻辑符号，但是认识到，由移位组件252-255执行代表性的乘法操作，作为由相应系数系数(-a，-b，-(a+1))定义的量的二进制点的算术移位。例如，当系数是-1时，相应的移位组件将二进制点向左移一位，对应于除以二的操作。当系数是2时，相应的移位组件将二进制点向右移位两个二进制位置，对应于乘以四的操作。滤波器230和250对应于数据信道的单个位，因此对于数据信道宽度内的每个附加位重复。
对于比如图2C和图2D中图示的整数滤波器配置，可以使用等式2中的以下公式以估计高通和低通整数滤波器的二维面积。为了比较滤波器的等效的阶，等式#2中的公式假定两个级联的滤波器：
A(w)＝40(w+1)+12w(等式2)
在前述等式中，没有可归因于乘法器逻辑元件，比如在双二阶或者更高阶滤波器中的系数。第一项系数(40)表示可归因于来自一个数据信道的加法器(240-242或者260-263)的逻辑门的面积分量。最后一项系数(12)表示可归因于存储单元(245或者265)的面积分量。
表2提供基于标注的数据信道宽度和状态切换频率的整数滤波器的面积和功耗的非限定示例。在表2中，功耗估计基于滤波电路内的50％的逻辑门以标注的频率翻转的假定。另外，表2假定每兆赫每个逻辑门的确定功耗(例如，20nW/MHz)。认识到，可以使用每个门的其他功耗量。
表2
Figure BDA0002423236160000171
认识到，在表1和表2中的数值是近似示例且不以任何方式限制。当比较表1和表2时，可以看出当利用整数滤波器(在可能时)代替双二阶滤波器时存在实质的功率节省。例如，如果16位整数滤波器可以用于代替在250Hz操作的等效的双二阶滤波器，则产生的滤波器将呈现超过90％的功率减小(2nW对20nW)。例如，如果12位整数滤波器可以用于代替在1000Hz操作的等效的双二阶滤波器，则产生的滤波器将呈现超过85％的功率减小(6nW对40nW)。
图2E图示由低通数字滤波器显示出的频率幅度响应280的示例。频率响应280沿着纵轴绘出衰减(从零降至-20dB)且沿着横轴绘出频率。频率响应280包括通带282，对于通带282，输入信号在被输出之前经历滤波器的非常小的衰减。频率响应280具有过渡区284，在过渡区284上，滤波器在依次更高的频率逐步地衰减输入信号直到达到阻带286。在通带282和过渡区284之间的转换处，标注截止频率fc。阻带286中的频率衰减预定量(例如，-20dB)。
图4示出了对于“a”系数的三个连续值(例如，1、2、3)的潜在不同的低通滤波器频率响应401-403的示例，比如由图2D的一阶低通滤波器250使用的低通滤波器频率响应。在图4的示例中，提供非常小的通带410(例如，1-3Hz)，之后是相对长的过渡区412(例如，3-120Hz)，之后是阻带414(例如，大于120Hz)。如图4所示，过渡区延伸相对长的频率范围且以相对慢的衰减率过渡。在过渡区412内，频率响应401的衰减率与频率响应402、403的衰减率相比实质上更陡(具有更大的负斜率)。例如，频率响应401在3Hz到55Hz的频率范围上显示出0到-16dB的衰减。在3Hz到55Hz的相同频率范围内，频率响应402和403分别显示出近似-13dB和-9dB的衰减。另外，频率响应402和403不实现-20dB的衰减，直到实质上在120Hz频率之后。在120Hz，频率响应401-403分别显示出实质上不同的衰减级别，即近似-20dB、-17dB和-13dB。通过将滤波器转移函数的“a”系数递增单个整数值，改变频率响应401-403的特性(例如，衰减率、过渡区的长度、阻带的截止频率)。如图4所示，低通截止频率、衰减率、过渡区的长度、阻带的截止频率及其他特性是可编程的，但是与由高阶数字滤波器显示出的频率响应特性相比以稍微粗略的方式。
假定整数滤波器在定义频率响应的特性时仅利用整数系数，那么整数滤波器不易于可编程为显示出具有窄容差的两个展示频率响应特性。通过限制滤波器使用整数系数，限制频率响应的可用特性。
根据在这里的实施例，将高阶滤波器与一阶滤波器级联来形成混合信号处理电路，以形成由单独的滤波器系数的卷积确定的合成频率响应。卷积移动各个滤波器的高通和低通截止频率，以形成合成高通截止频率和合成低通截止频率。这里的混合信号处理电路使用粗略的整数滤波器用于宽范围滤波并使用高阶滤波器用于精细的频率调谐，由此从整数和高阶滤波器的组合创建合成频率响应，其中与仅使用高阶滤波器的滤波系统实现的功率需求相比，所述组合呈现更低的功率需求。
图3图示根据在这里的实施例形成的HSP电路300。HSP电路300包括多个一阶滤波器302和304，和多个高阶滤波器306。例如，一阶滤波器302配置为具有不同的相应低通滤波器频率范围(如由LPF1-LPFn表示的那样)。一阶滤波器304配置为具有不同的相应高通频率范围(如由HPF1-HPFn表示的那样)。高阶滤波器306配置为具有不同的相应通带(如在biquad1到biquad3表示的那样)。
HSP电路300包括选择性地且可重新配置地互连一阶和高阶滤波器302-306的各种组合的开关矩阵308。开关矩阵308包括数据输入310和数据输出312。数据输入310从各种源接收数字化的生理数据，比如直接从A/D转换器、传感电路和/或存储器接收。数据输出312将已处理的(例如，已滤波的)生理数据提供到IMD内的各种其他电路，比如主处理器、存储器和收发器等。
开关矩阵308包括配置为下采样或者上采样从数据输入310接收到的生理数据的采样率转换器。例如，可以期望下采样进入的数据以减小数据速率，比如与存储与心律不齐急性发作相关联的生理数据的连续记录相结合。作为另一示例，可以期望上采样输入数据以增大数据速率，比如与生理数据内感兴趣的特性的分析(例如，分析数据中的分段的形状或者形态，分析数据的峰值或者谷值等)相结合。
如在这里描述的那样，HSP电路300提供可重新配置的网络，其中可以互连各种滤波器以实现选择频率响应，但是与标准滤波器架构相比，功率低得多。开关矩阵308允许生理数据直接引导到任意数目的可用的一阶和/或高阶滤波器302-306中，并将一阶和/或高阶滤波器302-306的输出引导到其他一阶和/或高阶滤波器302-306的输入或者到矩阵数据输出312。
根据在这里的实施例，开关矩阵308可以以级联次序互连普通类型的一阶和/或高阶滤波器302-306的组合。未使用的一阶和/或高阶滤波器302-306不进行状态切换且因此不消耗功率。一旦使用一阶和/或高阶滤波器302-306的选择组合来滤波生理数据。一阶滤波器302，304可以配置为低功率粗滤波器(低通或者高通)，同时高阶滤波器306可以配置为高功率精调双二阶滤波器。认识到，每个类型的滤波器302-306的数目可以取决于应用和IMD内的可用面积而改变。
开关矩阵308将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以级联方式互连，以形成具有选择合成频率响应的混合滤波器。开关矩阵308配置为将多个一阶滤波器302、304和多个高阶滤波器306的至少一部分以级联方式链接以形成选择合成频率响应。开关矩阵308配置为将多个一阶滤波器302、304和多个高阶滤波器306的至少一部分以级联方式链接，以定义利用不大于选择功率需求的混合数字滤波器。开关矩阵308配置为以相加或者相减的方式之一将一阶滤波器302、304的至少一个和高阶滤波器306的至少一个互连以形成选择合成频率响应，其中，高阶滤波器的至少一个配置为宽带低通滤波器，且其中，一阶滤波器的至少一个配置为窄带低通滤波器，窄带低通滤波器具有在宽带低通滤波器的截止频率以下的截止频率。
图5图示可以通过将一阶和高阶滤波器的选择组合以级联方式互连而获得的示例混合滤波器的框图。在图5中，将输入信号X(n)提供给低通滤波器502。低通滤波器502具有基于转移函数LPF(n)而定义的频率响应。图506图示具有直到截止频率510的通带508的转移函数LPF(n)的示例。过渡区512跟随截止频率510直到到达阻带514。频率响应显示出以预定速率增大的衰减，其沿着过渡区512显示出相对紧的公差和相对快速/陡的斜率。举例来说，低通滤波器502可以由高阶滤波器(例如，图3中的306)和/或高阶滤波器的级联组合实现。当感兴趣的衰减特性显示出相对紧的公差，比如不能由一阶滤波器定义的相对快速/陡的斜率时，可以期望利用高阶滤波器来定义低通滤波器502的频率响应。
将低通滤波器502的输出作为输入提供到具有基于转移函数HPF(n)定义的频率响应的高通滤波器504。图516图示在更低的截止频率520之后具有通带518的转移函数HPF(n)的示例。过渡区522在截止频率520之前，阻带524在过渡区522之前。频率响应显示出以衰减率增大的衰减，所述衰减率沿着过渡区522显示出相对宽的容差和相对慢/平坦的斜率。与高通滤波器504相关联的过渡区522内的衰减率比与低通滤波器502相关联的过渡区512内的衰减率更低/更慢。举例来说，高通滤波器504可以由一阶滤波器(例如，图3中的304)和/或一阶滤波器的级联组合实现。当感兴趣的衰减特性显示出相对宽的容差，比如可以由一个或多个一阶滤波器定义的相对慢的斜率时，可以期望利用一阶滤波器定义高通滤波器504的频率响应。
高通滤波器504的输出Y(n)具有与带通滤光器对应的合成频率响应。图526图示具有在下过渡区530和上过渡区532之间的通带528的转移函数Y(n)的示例。下过渡区530之前是阻带534，而上过渡区532之后是阻带538。通带528由下和上截止频率540和542定边界。下过渡区530内的衰减具有由图516中的高通滤波器的过渡区522内的衰减率定义(例如，实质上类似)的衰减率。上过渡区532内的衰减具有由图506中的低通滤波器的过渡区512内的衰减率定义(例如，实质上类似)的衰减率。认识到，部分地由于低通和高通滤波器502、504的卷积，合成频率响应的过渡区530和532内的衰减的形状可以不同于过渡区512和522内的衰减的形状。另外地或者替代地，虽然本示例图示图506、516、526内的每一个分段的频率响应为相对线性的，但是认识到，每一个相应分段中的频率响应可以遵循替代的非线性形状。
前述示例描述以级联方式互连一阶和高阶滤波器的开关矩阵(例如，图3中的308)。另外地或者替代地，开关矩阵可以通过来自对应的一阶和高阶滤波器的输出信号的彼此的相减和/或相加来互连一阶和高阶滤波器。低通滤波器502可以由一个或多个一阶滤波器形成，而高通滤波器504可以由一个或多个高阶滤波器形成。另外地或者替代地，一个或多个高低通滤波器502、504可以由一阶和高阶滤波器的组合形成。
图6图示可以通过经由在其间的输出信号的相减和/或相加来互连一阶和高阶滤波器的选择组合而获得的示例混合滤波器的框图。在图6中，将输入信号X(n)并行地提供到窄带低通滤波器602和宽带低通滤波器604。窄带低通滤波器602具有基于转移函数LPFN(n)定义的频率响应，而宽带低通滤波器604具有基于转移函数LPFW(n)定义的频率响应。
图606图示转移函数LPFN(n)的示例，而图616图示转移函数LPFW(n)的示例。图606具有相对于图616的宽通带618而言的窄通带608。与图616中的过渡区622上的频率响应的第二衰减特性相比，图606具有显示出第一衰减特性(例如，第一相对慢的速率)的过渡区612上的频率响应。过渡区622上的第二衰减特性具有第二相对快的衰减率。
将来自窄带低通滤波器602的输出信号从宽带低通滤波器604的输出信号减去，以形成具有如图626所示的感兴趣的合成频率响应的输出信号。图626显示出在628的通带，其之前和之后是下和上过渡区630、632。通带627具有通常对应于图606、616的截止频率610、620的截止频率640和642。图626的合成频率响应显示出在上和下过渡区630、632中的衰减特性，其实质上分别对应于窄带和宽带低通滤波器602、604的过渡区612、622内的衰减特性。
窄带低通滤波器602可以由一个或多个一阶滤波器形成，而宽带低通滤波器604可以由一个或多个高阶滤波器形成。另外地或者替代地，一个或多个窄带和宽带低通滤波器602、604可以由一阶和高阶滤波器的组合形成。
根据在这里的实施例，HSP电路相比现有的系统提供各种优势。作为一个示例，HSP电路的至少一些实施例不通过将HSP电路300限于一个特定类别/阶的滤波器而牺牲性能。例如，仅使用一个类别的滤波器(例如，双二阶滤波器)可以提供期望的滤波器性能，但是可能超过滤波器功率因数。相反地，仅使用一阶整数滤波器可以提供期望的滤波器功率因数，但是将限制频率响应可编程性。取决于总体的期望滤波器特性(例如，频率响应和功率因数)，在这里的实施例提供高分辨率滤波器、低分辨率滤波器、低功率滤波器和高功率滤波器的混合。高分辨率-高功率滤波器提供细粒度的滤波以实现期望通带，而低分辨率-低功率滤波器以非常低的功率成本提供粗粒度的阻带滤波。
根据在这里的实施例，HSP电路支持用于从特定网络选择功率和性能的多个实现选择，因此减少集成电路中的昂贵的改变的需要，所述集成电路仅以其中的一个类别的滤波器而形成。
图7图示根据在这里的实施例的用于处理感测信号的流程图。在702，在可植入医疗装置的电极和如上所述的传感电路处感测生理数据。在702，生理数据被引导到HSP电路，比如HSP电路120以执行信号处理操作。另外地或者替代地，可以从存储器单元94、微控制器60、遥测电路或者以其他方式接收生理数据。
在704，该方法定义选择合成频率响应和不应该由HSP电路超过的选择功率需求。选择合成频率响应和/或功率需求可以自动地或者手动地确定。例如，该定义操作可以包括利用整数系数来编程整数滤波器，以定义HSP电路中的多个一阶滤波器。
另外地或者替代地，该定义操作可以包括提供二阶递归数字滤波器作为HSP电路中的多个高阶滤波器。另外地或者替代地，该定义操作可以配置双二次数字滤波器作为高阶滤波器，该双二次数字滤波器具有不同的相应频率通带或者截止频率。另外地或者替代地，该定义操作可以包括配置多个一阶滤波器作为具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和作为具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器；和将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以级联方式互连以形成具有选择合成频率响应的混合滤波器。可选地，该定义操作可以包括配置多个一阶滤波器作为具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和作为具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器；和将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以相加或者相减方式互连以形成具有选择合成频率响应的混合滤波器。可选地，该定义操作可以包括基于多个一阶滤波器中的至少一个的频率响应和多个高阶滤波器中的至少一个的频率响应的卷积来定义选择合成频率响应。可选地，该定义操作可以包括配置至少一个高阶滤波器作为宽带低通滤波器和配置至少一个一阶滤波器作为窄带低通滤波器，窄带低通滤波器具有在宽带低通滤波器的截止频率以下的截止频率。可选地，该定义操作可以包括配置至少一个高阶滤波器以具有在相应的过渡区显示出第一衰减率的频率响应，和配置至少一个一阶滤波器以具有在相应的过渡区显示出第二衰减率的频率响应，该第一衰减率大于第二衰减率。
在706，如在这里描述的一个或多个处理器将配置指令提供给混合信号处理(HSP)电路以具有选择合成频率响应并利用不大于选择功率需求。例如，HSP电路可以基于来自微控制器60的配置指令而配置。另外地或者替代地，HSP电路可以基于在遥测电路100从外部装置102无线地接收的远程配置指令而配置。例如，远程配置指令可以由医生或者其他管理人员确定并无线地发送到IMD。
在708，HSP电路基于接收到的配置指令重新配置互连的一阶和高阶滤波器的组合。HSP电路将来自多个一阶滤波器的一个或多个一阶滤波器和来自多个高阶滤波器的一个或多个高阶滤波器的组合互连。
在710，HSP电路利用选择合成频率响应来滤波生理数据以提供滤波的生理数据。在712，IMD在IMD中的存储器中存储滤波的生理数据。在714，IMD为了感兴趣的生理特性处理滤波的生理数据。在716，遥测电路将滤波的生理数据无线地发送到外部装置。
最后陈述
应该清楚地理解关于附图广泛地描述和图示的各种布置和处理，和/或这种布置的一个或多个独立的组件或者元件和/或这种处理关联的一个或多个处理操作可以独立地采用或者与在这里描述和图示的一个或多个其它组件、元件和/或处理操作一起采用。因此，虽然在这里广泛地考虑、描述和图示各种布置和处理，但是，应当理解，仅以说明性和非限制性的方式提供它们，此外可以认为仅是其中一个或多个布置或者处理可以作用或者操作的可能工作环境的示例。
如本领域技术人员将理解的，各种方面可以具体实现为系统、方法或者计算机(装置)程序产品。因此，各方面可以以完全硬件实施例或者包括硬件和软件的实施例的形式，其通常全部在这里称为“电路”、“模块”或者“系统”。此外，各方面可以以计算机(装置)程序产品的形式，该计算机(装置)程序产品具体表现为具有在其上实现的计算机(装置)可读取程序代码的一个或多个计算机(装置)可读取存储介质。
在这里的单元/模块/应用可以包括任何基于处理器或者基于微处理器的系统，包括使用微控制器、精简指令集计算机(RISC)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、逻辑电路和能够执行在这里描述的功能的任何其他电路或者处理器的系统。另外地或者替代地，在这里的模块/控制器可以表示可以实现为具有执行在这里描述的操作的关联指令(例如，在有形的和非瞬时计算机可读存储介质，比如计算机硬盘驱动器、ROM、RAM等上存储的软件)的硬件的电路模块。上述示例仅是示例性，且因此不意在以任何方式限制术语“控制器”的定义和/或含义。在这里的单元/模块/应用可以执行一个或多个存储元件中存储的指令集以处理数据。存储元件也可以依照要求或者需要存储数据或者其他信息。存储元件可以以在这里的模块/控制器内的信息源或者物理存储元件的形式。指令集可以包括指示在这里的模块/应用执行特定操作的各种命令，特定操作比如在这里描述的主题的各种实施例的方法和处理。指令集可以以软件程序的形式。软件可以以比如系统软件或者应用软件的各种形式。另外，软件可以以单独的程序或者模块的集合，大程序内的程序模块或者程序模块的一部分的形式。软件也可以包括以面向对象编程的形式的模块编程。由处理机的输入数据的处理可以响应于用户命令，或者响应于先前处理的结果，或者响应于由另一处理机做出的请求。
将要理解，在这里描述的主题不将其应用限于在这里的说明书中提出或者在这里的附图中图示的组件的结构和布置的细节。在这里描述的主题能够是其他实施例且以各种方式实践或者进行。此外，将要理解在这里使用的措辞和术语用于说明的用途且不应该被认为是限制。在这里的“包括”、“包含”或者“具有”及其变型的使用意在包括其后列出的项及其等效以及附加项。
将要理解上述说明意在是说明性的，而不是限制性的。例如，上述实施例(和/或其方面)可以彼此组合地使用。另外，可以做出许多修改以采用在这里的教导的特定情形或者材料而不脱离其范围。虽然在这里描述的材料和涂层的维度、类型意在定义各种参数，它们绝不是限制性的，且本质上是说明性的。在浏览上述说明时许多其他实施例对本领域技术人员是显而易见的。因此，实施例的范围应该参考所附权利要求以及这种权利要求赋予的等效的完全范围确定。在所附的权利要求中，术语“包括”和“其中”用作各个术语“包括”和“其中”的普通词语等效。此外，在下面的权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标签，且不意在关于它们的对象施加数字要求或者关于它们的动作施加执行次序。

Claims (20)

1.一种可植入医疗装置(IMD)，包括：
传感电路，配置为感测和输出指示病人的生理特性的生理数据；
至少一个处理器；
耦合到至少一个处理器的存储器，所述存储器存储程序指令和已处理的数据，其中，所述程序指令可由所述至少一个处理器执行以执行IMD内的整体操作功能；和
混合信号处理(HSP)电路，耦合到所述至少一个处理器和所述传感电路，所述HSP电路适配为滤波所述生理数据；
所述HSP电路包括：
多个一阶滤波器，
多个高阶滤波器，和
开关矩阵，配置为将一阶和高阶滤波器的组合互连，以形成利用不大于选择功率需求的具有选择合成频率响应的混合数字滤波器。
2.如权利要求1所述的IMD，其中，所述一阶滤波器表示利用整数系数编程的数字整数滤波器。
3.如权利要求1或者2所述的IMD，其中，所述高阶滤波器表示二阶递归数字滤波器。
4.如权利要求1-3中任意一项所述的IMD，其中，所述高阶滤波器表示双二次数字滤波器，其至少一部分具有不同的相应频率通带。
5.如权利要求4所述的IMD，其中，所述多个一阶滤波器包括具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器，所述开关矩阵将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以级联方式互连，以形成具有选择合成频率响应的混合数字滤波器。
6.如权利要求1-5中任意一项所述的IMD，其中，所述开关矩阵配置为将多个一阶滤波器和多个高阶滤波器的至少一部分以级联方式互连，以形成选择合成频率响应。
7.如权利要求1-6中任意一项所述的IMD，其中，所述开关矩阵配置为将多个一阶滤波器和多个高阶滤波器的至少一部分以级联方式互连，以定义利用不大于选择功率需求的混合数字滤波器。
8.如权利要求1-7中任意一项所述的IMD，其中，所述开关矩阵配置为将至少一个一阶滤波器和至少一个高阶滤波器以相加或者相减之一的方式互连，以形成选择合成频率响应。
9.如权利要求8所述的IMD，其中，所述至少一个高阶滤波器配置为宽带低通滤波器，且其中，至少一个一阶滤波器配置为窄带低通滤波器，所述窄带低通滤波器具有在宽带低通滤波器的截止频率以下的截止频率。
10.如权利要求1-9中任意一项所述的IMD，其中，所述至少一个高阶滤波器配置为具有在相应过渡区显示出第一衰减率的频率响应，且其中，所述至少一个一阶滤波器配置为具有在相应过渡区显示出第二衰减率的频率响应，所述第一衰减率大于所述第二衰减率。
11.一种在可植入医疗装置(IMD)中处理数据的方法，包括：
利用混合信号处理(HSP)电路，所述HSP电路利用不大于选择功率需求且具有选择合成频率响应，所述HSP电路通过将来自多个一阶滤波器的一个或多个一阶滤波器和来自多个高阶滤波器的一个或多个高阶滤波器的组合互连来定义所述选择合成频率响应；
在传感电路感测生理数据，所述生理数据指示病人的生理特性；和
利用所述选择合成频率响应在HSP电路滤波生理数据以提供已滤波的生理数据。
12.如权利要求11所述的方法，进一步包括处理或者存储已滤波的生理数据中的至少一个。
13.如权利要求11或者12所述的方法，进一步包括编程利用整数系数的整数滤波器，以定义HSP电路中的多个一阶滤波器。
14.如权利要求11-13中的任意一项所述的方法，进一步包括提供二阶递归数字滤波器作为HSP电路中的多个高阶滤波器。
15.如权利要求11-14中的任意一项所述的方法，进一步包括配置双二次数字滤波器作为高阶滤波器，所述双二次数字滤波器具有不同的相应频率通带或者截止频率。
16.如权利要求15所述的方法，进一步包括配置多个一阶滤波器作为具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和作为具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器；和将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以级联方式互连，以形成具有所述选择合成频率响应的混合滤波器。
17.如权利要求15所述的方法，进一步包括配置多个一阶滤波器作为具有不同的相应低通频率范围的低通整数滤波器和作为具有不同的相应高通频率范围的高通整数滤波器；和将低通整数滤波器、高通整数滤波器和双二次滤波器的至少一部分以相加或者相减方式互连，以形成具有所述选择合成频率响应的混合滤波器。
18.如权利要求11-17中的任意一项所述的方法，进一步包括基于多个一阶滤波器中的至少一个的频率响应与多个高阶滤波器中的至少一个的频率响应的卷积来定义所述选择合成频率响应。
19.如权利要求11-18中的任意一项所述的方法，进一步包括配置至少一个高阶滤波器作为宽带低通滤波器和配置至少一个一阶滤波器作为窄带低通滤波器，所述窄带低通滤波器具有在所述宽带低通滤波器的截止频率以下的截止频率。
20.如权利要求11-19中任意一项所述的方法，进一步包括配置所述至少一个高阶滤波器以具有在相应过渡区显示出第一衰减率的频率响应，和配置所述至少一个一阶滤波器以具有在相应过渡区显示出第二衰减率的频率响应，所述第一衰减率大于所述第二衰减率。
CN201880061949.9A 2017-10-12 2018-10-10 用于可植入医疗装置的混合信号处理电路和方法 Active CN111343914B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/782,496 US10783223B2 (en) 2017-10-12 2017-10-12 Hybrid signal processing circuit for implantable medical devices and methods
US15/782,496 2017-10-12
PCT/US2018/055210 WO2019075059A1 (en) 2017-10-12 2018-10-10 HYBRID SIGNAL PROCESSING CIRCUIT FOR IMPLANTABLE MEDICAL DEVICES AND METHODS

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN111343914A true CN111343914A (zh) 2020-06-26
CN111343914B CN111343914B (zh) 2023-04-18

Family

ID=64110073

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880061949.9A Active CN111343914B (zh) 2017-10-12 2018-10-10 用于可植入医疗装置的混合信号处理电路和方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10783223B2 (zh)
EP (1) EP3641642B1 (zh)
JP (1) JP7189210B2 (zh)
CN (1) CN111343914B (zh)
WO (1) WO2019075059A1 (zh)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11317803B2 (en) 2020-07-21 2022-05-03 Pacesetter, Inc. System and method for managing Bluetooth low energy advertising
US20220117560A1 (en) * 2020-10-21 2022-04-21 Pacesetter, Inc. Method and system for filtering noise of an implantable medical device
US20220409143A1 (en) * 2021-06-28 2022-12-29 Pacesetter, Inc. Method and system for optimizing filter settings of an implantable medical device

Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3898592A (en) * 1974-05-08 1975-08-05 Sperry Rand Corp Acoustic surface wave signal processors
US4809697A (en) * 1987-10-14 1989-03-07 Siemens-Pacesetter, Inc. Interactive programming and diagnostic system for use with implantable pacemaker
US5269313A (en) * 1991-09-09 1993-12-14 Sherwood Medical Company Filter and method for filtering baseline wander
US20030135125A1 (en) * 2002-01-14 2003-07-17 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for filtering EGM signals detected by an implantable medical device
US20070265537A1 (en) * 2006-05-15 2007-11-15 Samuel Lee Method and system for real-time digital filtering for electrophysiological and hemodynamic amplifers
US20080033499A1 (en) * 2001-09-25 2008-02-07 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation device, system and method which provides an electrogram signal facilitating measurement of slow-changing electrogram features
US20080152253A1 (en) * 2006-12-20 2008-06-26 Thompson Laurence A Noise cancellation
US7623914B1 (en) * 2005-04-11 2009-11-24 Pacesetter, Inc. Reconfigurable digital network for processing data in an implantable medical device
US20110009918A1 (en) * 2009-07-07 2011-01-13 Pacesetter, Inc. Method and system for identifying a potential lead failure in an implantable medical device
CN104661702A (zh) * 2012-09-26 2015-05-27 美敦力公司 可植入医疗设备的治疗递送方法和系统
CN205215213U (zh) * 2015-11-30 2016-05-11 常熟理工学院 一种新型心电监护装置
US20160287870A1 (en) * 2013-11-25 2016-10-06 Massachusetts Eye Ear Infirmary Low power cochlear implants
WO2017089803A1 (en) * 2015-11-23 2017-06-01 Anlotek Limited Variable filter
CN107148751A (zh) * 2014-08-20 2017-09-08 美国莱特州立大学 分数标度数字信号处理

Family Cites Families (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4181133A (en) 1978-05-22 1980-01-01 Arco Medical Products Company Programmable tachycardia pacer
US4280502A (en) 1979-08-08 1981-07-28 Intermedics, Inc. Tachycardia arrester
DE3110014A1 (de) 1980-05-19 1982-03-25 Telectronics Pty. Ltd., Lane Cove, New South Wales Aeusserlich rueckstellbarer tachykardie-regelschrittmacher
US4488553A (en) 1981-03-19 1984-12-18 Telectronics Pty. Ltd. Externally controlled tachycardia control pacer
US4390021A (en) 1981-03-23 1983-06-28 Telectronics Pty. Ltd. Two pulse tachycardia control pacer
US4488554A (en) 1981-03-19 1984-12-18 Telectronics Pty. Ltd. Externally-inhibited tachycardia control pacer
US4398536A (en) 1981-07-17 1983-08-16 Telectronics Pty. Ltd. Scanning burst tachycardia control pacer
US4686988A (en) 1984-10-19 1987-08-18 Sholder Jason A Pacemaker system and method for measuring and monitoring cardiac activity and for determining and maintaining capture
US4729376A (en) 1985-05-28 1988-03-08 Cordis Corporation Cardiac pacer and method providing means for periodically determining capture threshold and adjusting pulse output level accordingly
US4708142A (en) 1985-05-28 1987-11-24 Cordis Corporation Automatic cardiac capture threshold determination system and method
US4788980A (en) 1986-07-18 1988-12-06 Siemens-Pacesetter, Inc. Pacemaker having PVC response and PMT terminating features
US4969467A (en) 1988-03-25 1990-11-13 Telectronics N.V. Pacemaker with improved automatic output regulation
US4940052A (en) 1989-01-25 1990-07-10 Siemens-Pacesetter, Inc. Microprocessor controlled rate-responsive pacemaker having automatic rate response threshold adjustment
US4944298A (en) 1989-05-23 1990-07-31 Siemens-Pacesetter, Inc. Atrial rate based programmable pacemaker with automatic mode switching means
US4944299A (en) 1989-08-08 1990-07-31 Siemens-Pacesetter, Inc. High speed digital telemetry system for implantable device
US5350410A (en) 1992-11-23 1994-09-27 Siemens Pacesetter, Inc. Autocapture system for implantable pulse generator
US6275734B1 (en) 1998-12-30 2001-08-14 Pacesetter, Inc. Efficient generation of sensing signals in an implantable medical device such as a pacemaker or ICD
JP2001321353A (ja) 2000-05-16 2001-11-20 Sekisui Chem Co Ltd 電気特性測定装置
DK1284587T3 (da) 2001-08-15 2011-10-31 Sound Design Technologies Ltd Rekonfigurerbar lavenergi-høreindretning
US6731982B1 (en) 2001-10-19 2004-05-04 Pacesetter, Inc. Anti-tachycardia pacing methods and devices
JP5410600B2 (ja) 2009-05-27 2014-02-05 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 横隔神経活性化の検知
US9044610B2 (en) 2013-03-15 2015-06-02 Pacesetter, Inc. Systems and methods for providing a distributed virtual stimulation cathode for use with an implantable neurostimulation system
US9232485B2 (en) 2013-08-23 2016-01-05 Pacesetter, Inc. System and method for selectively communicating with an implantable medical device
US8831747B1 (en) 2013-11-19 2014-09-09 Pacesetter, Inc. Leadless neurostimulation device and method including the same
US9333351B2 (en) 2013-12-16 2016-05-10 Pacesetter, Inc. Neurostimulation method and system to treat apnea
US9468385B2 (en) 2014-08-22 2016-10-18 Medtronic, Inc. Visual representation of a cardiac signal sensing test
US9216285B1 (en) 2014-12-18 2015-12-22 Pacesetter, Inc. Leadless implantable medical device having removable and fixed components

Patent Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3898592A (en) * 1974-05-08 1975-08-05 Sperry Rand Corp Acoustic surface wave signal processors
US4809697A (en) * 1987-10-14 1989-03-07 Siemens-Pacesetter, Inc. Interactive programming and diagnostic system for use with implantable pacemaker
US5269313A (en) * 1991-09-09 1993-12-14 Sherwood Medical Company Filter and method for filtering baseline wander
US20080033499A1 (en) * 2001-09-25 2008-02-07 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac stimulation device, system and method which provides an electrogram signal facilitating measurement of slow-changing electrogram features
US20030135125A1 (en) * 2002-01-14 2003-07-17 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for filtering EGM signals detected by an implantable medical device
US7623914B1 (en) * 2005-04-11 2009-11-24 Pacesetter, Inc. Reconfigurable digital network for processing data in an implantable medical device
US20070265537A1 (en) * 2006-05-15 2007-11-15 Samuel Lee Method and system for real-time digital filtering for electrophysiological and hemodynamic amplifers
US20080152253A1 (en) * 2006-12-20 2008-06-26 Thompson Laurence A Noise cancellation
US20110009918A1 (en) * 2009-07-07 2011-01-13 Pacesetter, Inc. Method and system for identifying a potential lead failure in an implantable medical device
CN104661702A (zh) * 2012-09-26 2015-05-27 美敦力公司 可植入医疗设备的治疗递送方法和系统
US20160287870A1 (en) * 2013-11-25 2016-10-06 Massachusetts Eye Ear Infirmary Low power cochlear implants
CN107148751A (zh) * 2014-08-20 2017-09-08 美国莱特州立大学 分数标度数字信号处理
WO2017089803A1 (en) * 2015-11-23 2017-06-01 Anlotek Limited Variable filter
CN205215213U (zh) * 2015-11-30 2016-05-11 常熟理工学院 一种新型心电监护装置

Also Published As

Publication number Publication date
WO2019075059A1 (en) 2019-04-18
JP2020536652A (ja) 2020-12-17
EP3641642A1 (en) 2020-04-29
CN111343914B (zh) 2023-04-18
US10783223B2 (en) 2020-09-22
EP3641642B1 (en) 2020-12-09
JP7189210B2 (ja) 2022-12-13
US20190114393A1 (en) 2019-04-18

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP3364873B1 (en) Multi-vector sensing in cardiac devices using a hybrid approach
US10888238B2 (en) Automatic determination and selection of filtering in a cardiac rhythm management device
US6275734B1 (en) Efficient generation of sensing signals in an implantable medical device such as a pacemaker or ICD
US8548573B2 (en) Dynamically filtered beat detection in an implantable cardiac device
US8965491B2 (en) Adaptive waveform appraisal in an implantable cardiac system
US7289847B1 (en) Implantable cardiac device and method of treating atrial fibrillation
US6658283B1 (en) Implantable cardiac stimulation device, system and method which provides an electrogram signal having the appearance of a surface electrocardiogram
CN105208928B (zh) 实施心律失常检测双重标准的设备
EP2014228B1 (en) System for employing multiple filters to detect t-wave oversensing and to improve tachyarrhythmia detection within an implantable medical device
CN111343914B (zh) 用于可植入医疗装置的混合信号处理电路和方法
US20080103535A1 (en) Implantable Medical Devices Including Selectable Notch Filter Circuits
US7024241B1 (en) Pacing pulse waveforms that support simultaneous intracardiac signal sensing and analysis
US10357159B2 (en) Systems and methods for communication between medical devices
EP1758647A1 (en) Passive switched capacitor high-pass filtre for implantable medical device
US7364550B1 (en) Method and device for motion and noise immunity in hemodynamic measurement
US8419645B2 (en) Respiration measurement by means of morphological operators
EP2371280B1 (en) Arrhythmia classification
US9119545B2 (en) Arrhythmia classification
US7697983B1 (en) Implantable cardiac device and method of optimizing storage of electrophysiological data
US7988634B1 (en) Adaptive cancellation of a signal component
US7613508B2 (en) Implantable cardiac stimulation device, system and method which provides an electrogram signal facilitating measurement of slow-changing electrogram features
US20230121674A1 (en) Implantable medical devices, systems and methods for reducing t-wave oversensing and arrhythmia undersensing
US20220354410A1 (en) Device and method for detecting ventricular arrhythmias based on duty cycle characteristics
EP4419006A1 (en) Implantable medical devices, systems and methods for reducing t-wave oversensing and arrhythmia undersensing
US20040073261A1 (en) Methods and systems for treating ventricular fibrillation

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