CN117679648A - 植入式心脏医疗系统及其放电控制方法 - Google Patents

Abstract

本申请提供了一种植入式心脏医疗系统及其放电控制方法，所述系统包括三个感知除颤电极和控制器，三个感知除颤电极之间形成第一向量和第二向量；其中，控制器配置为：在阻抗确定阶段，基于预设的胸阻抗值选择策略从等效胸阻抗值中选择指定胸阻抗值；在除颤控制阶段，控制器根据指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制第一向量和第二向量的除颤能量。本申请减少了植入式心脏医疗系统的电极数量及种类，降低系统内部布线复杂度和系统成本，并且通过对两个向量的除颤能量分配，实现更灵活的除颤方式。

Description

植入式心脏医疗系统及其放电控制方法

技术领域

本申请涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种植入式心脏医疗系统及其放电控制方法。

背景技术

对于心脏骤停高危人群，尤其是对发生过室速或室颤等恶性心律事件的患者，植入式心律转复除颤器是其最佳防治手段之一。带有心律转复功能的植入式医疗器械设备主要包括传统的植入式心律转复除颤器(ICD)、新型的全皮下植入式心律转复除颤器(SICD)，植入式血管外心律转复除颤器(EV-ICD)以及带有起搏功能的植入式心脏再同步治疗心律转复除颤器(CRT-D)。以上各类植入式心律转复除颤器通过对患者心律的24小时不间断监控，能够在发生恶性心率事件的第一时间，自动对其进行电除颤以转复正常心律，及时挽救患者生命。

全皮下植入式心律转复除颤器作为最新的治疗方案，相比于其它经血管内植入式心律转复除颤器有着显著的优势。首先，由于其导线完全植入于皮下而非血管，使得其彻底摆脱了传统经血管植入式ICD常见的手术风险及并发症(例如：血管损伤、气胸、感染等)。其次，与传统的ICD相比，其术式更加简单，无需进入导管室，患者与医护无需暴露于X光射线下进行手术。而且，SICD对于年轻患者更为友好，其电极以及主机的更换更加便捷。因此，SICD的出现，对于那些年轻的无起搏需求的患者来说，无疑是一种更好的选择。

如图1所示，现有的SICD的植入部分主要由除颤器主机104以及电极导线所构成。电极导线通过接插件的形式与除颤主机104相连接。其除颤主机104植入位置位于左侧第六肋上方、腋前线与腋中线之间，左腋下前锯肌与背阔肌之间；电极导线则植入于胸前皮下，置于与胸骨中线平行的胸骨左缘或右缘处，近端感知电极102位于剑突附近，远端感知电极101置于胸骨柄旁边，除颤电极103设于远端感知电极101和近端感知电极102之间。该种除颤器一共有三个心电感知电极，即远端感知电极101、近端感知电极102和主机104壳体。三个电极两两组成三个心电感知向量，即导联。除颤电极103和主机104壳体构成两个除颤电极，用于电除颤治疗中释放能量。SICD的远端感知电极101和近端感知电极102通常采用短小的金属环状结构，除颤电极103常采用较长金属线圈的形式(通常为3～15cm)。整个电极直径最大在3mm左右。由于需要将不同形式的电极集成于同一导线，其加工工艺较为复杂，且整个电极导线粗细不均，从而导致在植入过程中只能按照其最大直径建立隧道。同时，复杂的工艺势必降低其结构强度和可靠性，增加其制造加工难度与成本。如图2所示，阴影部分表示除颤经心电流覆盖区域，此部分区域受限于除颤电极103的尺寸，使得经心电流覆盖面狭窄，经心电流覆盖面无法覆盖更多的心肌细胞，影响最终除颤效果。

发明内容

针对现有技术中的问题，本申请的目的在于提供一种植入式心脏医疗系统及其放电控制方法，减少了植入式心脏医疗系统的电极数量及种类，降低系统内部布线复杂度和系统成本，并且通过对两个向量的除颤能量分配，实现更灵活的除颤方式。

本申请实施例提供一种植入式心脏医疗系统，包括三个感知除颤电极和控制器，所述三个感知除颤电极之间形成第一向量和第二向量；

其中，所述控制器配置为：

在阻抗确定阶段，所述控制器基于预设的胸阻抗值选择策略从等效胸阻抗值中选取指定胸阻抗值；其中，所述等效胸阻抗值的确定方式为：所述控制器分别获取所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值；

在除颤控制阶段，所述控制器根据所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量。

在一些实施例中，包括金属壳体、第一电极导线和第二电极导线；所述三个感知除颤电极包括第一感知除颤电极、第二感知除颤电极和第三感知除颤电极，所述第一感知除颤电极为集成于所述第一电极导线的电极，所述第二感知除颤电极为集成于所述第二电极导线的电极，所述第三感知除颤电极形成于所述金属壳体，所述第一感知除颤电极和所述第三感知除颤电极之间形成所述第一向量，所述第二感知除颤电极和所述第三感知除颤电极之间形成所述第二向量。

在一些实施例中，所述除颤能量分配策略包括所述第一向量和所述第二向量对应的除颤能量关系；

所述等效胸阻抗值算法包括对应于所述除颤能量关系的所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值的计算关系。

在一些实施例中，所述预设的胸阻抗值选择策略包括从多个所述等效胸阻抗值中选择最小的等效胸阻抗值作为指定胸阻抗值。

在一些实施例中，所述预设的胸阻抗值选择策略包括从多个所述等效胸阻抗值中选择与预设标准胸阻抗范围最接近的等效胸阻抗值作为指定胸阻抗值。

在一些实施例中，所述多种除颤能量分配策略包括多种所述第一向量与所述第二向量的除颤能量配比；

所述多种除颤能量分配策略中，相邻两组所述除颤能量配比的间隔相同。

在一些实施例中，所述控制器配置为根据预存的除颤能量波形和所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量施加的除颤能量方向和除颤电流值。

在一些实施例中，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，所述阻抗感测包括所述控制器分别测量所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值。

在一些实施例中，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，包括：所述控制器配置为每隔预设间隔时间执行一次所述阻抗感测；

所述控制器配置为在所述阻抗确定阶段，根据最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

在一些实施例中，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，包括：所述控制器配置为从所述感知除颤电极获取心电信号，根据所述心电信号判断当前满足除颤条件时，执行所述阻抗感测，并在所述阻抗确定阶段根据执行的所述阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

在一些实施例中，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，包括：

所述控制器配置为从所述感知除颤电极获取心电信号，根据所述心电信号判断当前满足除颤条件时，进一步判断当前是否满足阻抗测量启动条件；

如果满足阻抗测量启动条件，则执行所述阻抗感测，并在所述阻抗确定阶段根据执行的所述阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值；如果不满足阻抗测量启动条件，则所述控制器不执行所述阻抗感测，并在所述阻抗确定阶段，根据最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

本申请实施例还提供一种植入式心脏医疗系统的放电控制方法，采用所述的植入式心脏医疗系统，所述方法包括如下步骤：

在阻抗确定阶段，基于预设的胸阻抗值选择策略从等效胸阻抗值中选取指定胸阻抗值；其中，所述等效胸阻抗值的确定方式为：分别获取所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值；

在除颤控制阶段，根据所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量。

本申请所提供的植入式心脏医疗系统及其放电控制方法具有如下优点：

本申请将现有技术中的四个或以上电极的数量减少为三个，减少了植入式心脏医疗系统的电极数量，并且三个电极均为感知除颤电极，减少了电极的种类，降低系统内部布线复杂度和系统成本，并且在三个电极之间可形成第一向量和第二向量，通过在等效胸阻抗值中选择指定胸阻抗值，并基于指定胸阻抗值与除颤能量分配策略的关系分配除颤时第一向量和第二向量的除颤能量，提供了更多除颤电流方向的选择，实现更灵活的除颤方式，通过根据选择的最合适的指定胸阻抗值来调整除颤能量分配，可以选择胸阻抗值更佳的位置进行除颤刺激治疗，使对患者的电除颤治疗更加有效。

附图说明

通过阅读参照以下附图对非限制性实施例所作的详细描述，本申请的其它特征、目的和优点将会变得更明显。

图1是现有技术中的一种植入式心脏医疗系统设于人体的示意图；

图2是现有技术中除颤电流覆盖的区域示意图；

图3是本申请一实施例的植入式心脏医疗系统的框图；

图4是本申请一实施例的植入式心脏医疗系统设于人体的示意图；

图5是本申请一实施例的除颤能量覆盖的区域示意图；

图6是本申请一实施例的一种放电方式示意图；

图7是本申请一实施例的另一种放电方式示意图；

图8是本申请一实施例的再一种放电方式示意图；

图9是本申请一实施例的植入式心脏医疗系统的放电控制方法的流程图。

具体实施方式

现在将参考附图更全面地描述示例实施方式。然而，示例实施方式能够以多种形式实施，且不应被理解为限于在此阐述的实施方式；相反，提供这些实施方式使得本申请将全面和完整，并将示例实施方式的构思全面地传达给本领域的技术人员。在图中相同的附图标记表示相同或类似的结构，因而将省略对它们的重复描述。说明书中的“或”、“或者”均可能表示“和”或者“或”。虽然本说明书中可使用术语“上”、“下”、“之间”等来描述本申请的不同示例性特征和元件，但是这些术语用于本文中仅出于方便，例如根据附图中所述的示例的方向。本说明书中的任何内容都不应理解为需要结构的特定三维方向才落入本申请的范围内。本说明书中虽然采用“第一”或“第二”等来表示某些特征，但其仅为表示作用，而不作为具体特征的数量和重要性的限制。

如图3所示，本申请一实施例提供了一种植入式心脏医疗系统，包括三个感知除颤电极和控制器M400，所述三个感知除颤电极包括第一感知除颤电极M100、第二感知除颤电极M200和第三感知除颤电极M300。该三个感知除颤电极之间形成第一向量和第二向量。此处向量指的是连接在两个感知除颤电极之间的向量，在对应的两个感知除颤电极之间施加电压时，可沿相应向量的方向形成电流。所述三个感知除颤电极用于感测心电信号，感测人体的胸阻抗值，并且用于在需要除颤时释放除颤电流，对人体进行除颤电击治疗。所述控制器M400配置为：在阻抗确定阶段，所述控制器M400基于预设的胸阻抗值选择策略从等效胸阻抗值中选取指定胸阻抗值；其中，所述等效胸阻抗值的确定方式为：所述控制器M400分别获取所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值；在除颤控制阶段，所述控制器M400根据所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量。

因此，本申请将现有技术中的四个或以上电极的数量减少为三个，减少了植入式心脏医疗系统的电极数量及种类，并且三个电极均为感知除颤电极，减少了电极的种类，降低系统内部布线复杂度和系统成本，并且在三个电极之间可形成第一向量和第二向量，通过在等效胸阻抗值选择指定胸阻抗值，并基于指定胸阻抗值与除颤能量分配策略的关系分配除颤时第一向量和第二向量的除颤能量，提供了更多除颤电流方向的选择，实现更灵活的除颤方式，通过根据选择的最合适的指定胸阻抗值来调整除颤能量分配，可以选择胸阻抗值更佳的位置进行除颤刺激治疗，使对患者的电除颤治疗更加有效。

在该实施例中，所述控制器M400还配置为执行心电感知，具体地，所述执行心电感知包括：所述控制器M400从三个感知除颤电极采集心电信号，并根据是否存在异常心律判断是否符合除颤条件，在确定当前满足除颤条件时，执行阻抗确定阶段的动作和除颤控制阶段的动作。

在该实施例中，所述控制器M400还配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测。其中，所述阻抗感测包括：所述控制器M400分别测量所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值。此处等效胸阻抗值算法即为根据第一胸阻抗值和第二胸阻抗值计算得到等效胸阻抗值的计算方法，如计算函数、计算公式等。每一种除颤能量分配策略对应一种等效胸阻抗值算法。在采用不同的等效胸阻抗值算法时，可以基于第一胸阻抗值和第二胸阻抗值计算得到在第一向量和第二向量的夹角之间的各个方向的总胸阻抗值，作为计算得到的等效胸阻抗值。根据预设的胸阻抗值选择策略可以选择最合适的指定胸阻抗值，并记录指定胸阻抗值和除颤能量分配策略的对应关系。其中，在阻抗确定阶段，所述控制器M400根据最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

如图4所示，在该实施例中，所述植入式心脏医疗系统包括主机13、第一电极导线和第二电极导线。所述主机13包括金属壳体，所述控制器设于所述主机13的金属壳体内部。所述主机13的植入位置位于左侧第六肋上方、腋前线与腋中线之间，左腋下前锯肌与背阔肌之间。所述三个感知除颤电极包括第一感知除颤电极11、第二感知除颤电极12和第三感知除颤电极，所述第一感知除颤电极11为集成于所述第一电极导线的线圈电极，所述第二感知除颤电极12为集成于所述第二电极导线的线圈电极，所述第三感知除颤电极形成于所述金属壳体，所述第一感知除颤电极11和所述第三感知除颤电极之间形成所述第一向量21，所述第二感知除颤电极12和所述第三感知除颤电极之间形成所述第二向量22。在第一感知除颤电极11施加高于第三感知除颤电极的电压，可以形成从第一感知除颤电极11指向第三感知除颤电极的电流，方向即沿图4中第一向量21的方向，反之在第三感知除颤电极施加高于第一感知除颤电极11的电压，可以形成从第三感知除颤电极指向第一感知除颤电极11的电流，方向即沿图4中第一向量21相反的方向。在第二感知除颤电极12施加高于第三感知除颤电极的电压，可以形成从第二感知除颤电极12指向第三感知除颤电极的电流，方向即沿图4中第二向量22的方向，反之在第三感知除颤电极施加高于第二感知除颤电极12的电压，可以形成从第三感知除颤电极指向第二感知除颤电极12的电流，方向即沿图4中第二向量22相反的方向。

因此，相比于图1示出的现有结构，该实施例的电极导线数量从3根减少为2根，电极数量的减少，意味着在电极软管中需要穿过的导线数量的下降。相较于3根导线，2根导线所占用的空间更小，从而能够使电极导线的直径进一步缩小，比如直径可以小于3mm。电极导线中集成的电极种类也从现有的感知电极和除颤电极两种减少为感知除颤电极一种，简化了植入式心脏医疗系统，从设计、备料、加工、组装和测试等多方面降低成本和提高效率，零部件显著的减少有利于电极导线的整体性，使其拥有更佳的强度以及可靠性和易制造性。并且，如图5所示，阴影部分表示采用该植入式心脏医疗系统的经心电流覆盖的区域，由于两个向量同时工作，第一感知除颤电极和第二感知除颤电极之间具有一定间隔，且电极本身具有一定长度(例如1～10cm)，因此除颤食疗时的经心电流覆盖区域可以更广。通过对比图5和图2可以看出，经心电流覆盖区域面积相比于现有技术显著提升，有利于覆盖更多的心肌细胞，提升除颤治疗效果。

所述第一电极导线和所述第二电极导线植入于胸前皮下，置于与胸骨中线平行的胸骨左缘或右缘处。所述第一感知除颤电极11可设于胸骨柄旁边，所述第二感知除颤电极12可设于剑突附近。所述第一感知除颤电极11和所述第二感知除颤电极12可选由线圈电极构成，可选为弹簧线圈形式或其他形式。两个线圈电极可选具有相同的外径和长度，从而有利于统一整体电极导线的外径，且工艺简便，成本低廉，更有利于缩小在植入过程中撕开鞘的外径，进而在植入手术中减轻对患者的创伤。在其他可替代的实施方式中，所述第一感知除颤电极11和所述第二感知除颤电极12的尺寸和形状也可以不同，也属于本申请的保护范围之内。

在阻抗感测时，控制器可以通过分别在第一感知除颤电极和第二感知除颤电极处施加高于第三感知除颤电极的电压来测量第一胸阻抗值和第二胸阻抗值。具体地，将第一感知除颤电极和第三感知除颤电极之间的电压差除以在阻抗感测阶段第一向量对应的电流值得到第一胸阻抗值，将第二感知除颤电极和第三感知除颤电极之间的电压差除以在阻抗感测阶段第二向量对应的电流值得到第二胸阻抗值。

在除颤控制阶段，控制器通过控制第一向量和第二向量的除颤能量分配策略来调整合成后的总除颤电流的方向，例如第一向量的除颤能量大于第二向量的除颤能量时，总除颤电流的方向更接近于第一向量，第一向量的除颤能量小于第二向量的除颤能量时，总除颤电流的方向更接近于第二向量。图6～8示例性地示例出了几种除颤放电方式的示意图。从图6～8可以看出，通过改变第一向量和第二向量中施加的除颤能量分配策略，改变第一向量的除颤能量和第二向量的除颤能量的大小，可以改变第一向量的除颤能量和第二向量的除颤能量合成之后形成的总除颤电流方向。特殊地，当第一向量中的除颤能量为100％，第二向量中的除颤能量为0％时，效果等同单一的第一向量工作(即第一感知除颤电极放电工作而第二感知除颤电极不工作)，总除颤电流的方向等于第一向量的方向，当第一方向向量中的除颤能量为0％，第二向量中的除颤能量为100％时，效果等同单一的第二向量工作(即第二感知除颤电极放电工作而第一感知除颤电极不工作)，总除颤电流的方向等于第二向量的方向。当第一向量中的除颤能量和第二除颤向量中的放电能量均介于0～100％之间时，形成的总除颤电流方向为第一向量和第二向量之间的方向，从而可以很方便地调整电极放电的除颤能量方向，电流方向的角度可以在第一向量和第二向量之间随意变化，使得除颤的模式更加灵活。并且即使有一个感知除颤电极出现故障，另外两个感知除颤电极也可正常完成除颤功能，提高了系统的可靠性和稳定性。除颤能量分配策略可以通过调整两个向量的除颤能量值比值来实现，除颤电流值越大，对应的除颤能量越高。通过调整每个向量中施加的电流值的大小不仅可以实现调整总除颤电流方向，也可以调整总除颤电流的电流强度。如图8所示，如果第一向量的除颤能量和第二向量的除颤能量方向为反向，则最终合成的总除颤电流的方向可以指向向量平面中的任一方向，通过对第一向量的除颤能量和第二向量的除颤能量方向的调整，可以进一步实现更多可选的除颤能量角度。

在该实施例中，所述除颤能量分配策略包括所述第一向量和所述第二向量对应的除颤能量关系，此除颤能量关系可以是一个函数，例如第i种除颤能量关系为R总＝f(ai*R1，bi*R2，θ)，其中R总表示总除颤能量，R1表示第一向量的除颤能量，R2表示第二向量的除颤能量，ai，bi分别代表第一向量和第二向量的第i种能量配比系数，且ai+bi＝1，θ代表第一向量和第二向量的夹角。

所述等效胸阻抗算法包括所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值的计算关系。

所述控制器配置为采用如下步骤根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，分别基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值：

根据所述除颤能量分配策略中所述第一向量和所述第二向量对应的除颤能量关系确定所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值的计算关系，基于所述第一胸阻抗值、所述第二胸阻抗值和所述计算关系计算得到所述等效胸阻抗值。例如，对应于第i种除颤能量关系的所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值的计算关系为M总＝f(ai*M1，bi*M2，θ)，其中M总表示第i种除颤能量分配策略对应的等效胸阻抗值，M 1表示测量得到的第一胸阻抗值，M2表示测量得到的第二胸阻抗值，ai，bi分别代表第一向量和第二向量的第i种能量配比系数，θ代表第一向量和第二向量的夹角。

在一种实施方式中，第i种所述除颤能量分配策略包括施加于所述第一向量和所述第二向量的除颤能量配比(ai：bi)，第一向量和第二向量的除颤能量之间的函数关系可以简化表示为R总＝ai*R1+bi*R2。第一胸阻抗值和第二胸阻抗值的计算关系可以简化表示为M总＝ai*M1+bi*M2。ai和bi分别为第一向量和第二向量的第i种能量配比系数。

例如，除颤能量配比为(第一向量的除颤能量值：第二向量的除颤能量值)＝(100:0)，则表示在除颤控制阶段只有第一向量工作，对应的等效胸阻抗值等于第一胸阻抗值。除颤能量配比为(95:5)时，表示在除颤控制阶段，第一向量的除颤能量值与第二向量的除颤能量值的比值为95:5，对应的等效胸阻抗值等于第一胸阻抗值*95％+第二胸阻抗值*5％，除颤能量配比为(10:90)时，表示在除颤控制阶段，第一向量的除颤能量值与第二向量的除颤能量值的比值为10:90，对应的等效胸阻抗值等于第一胸阻抗值*10％+第二胸阻抗值*90％。通过调整除颤能量配比可以调整第一向量的电流和第二向量的除颤能量合成后的总除颤电流的方向。通过调整第一向量的除颤能量值和第二向量的除颤能量值，也可实现调整总除颤电流的电流值大小。并且，在计算等效胸阻抗值的时候，可以分别计算各个除颤能量配比对应的等效胸阻抗值，可以实现更多方向的等效胸阻抗值的计算，通过调整除颤能量配比，可以计算第一向量和第二向量夹角中任一角度的等效胸阻抗值。

理想的胸阻抗范围为25～100Ohm，胸阻抗值在此特定范围内时，除颤治疗效果最佳。因为人体不同组织吸收能量的能力不同，不同胸阻抗值会影响除颤效果的高低。例如脂肪层会吸收较多的除颤能量，使得经心电流能量大幅降低。因此，如果测得胸阻抗值过大，则在测得该过大的胸阻抗值的角度进行除颤放电治疗的除颤效果不佳。因此，在该实施例中，可以通过调整除颤能量配比，获取不同方向的等效胸阻抗值，在计算得到的多个等效胸阻抗值中寻找等效胸阻抗值最佳的位置，并记录最佳的位置对应的除颤能量配比，用于后续调整第一向量和第二向量的除颤能量值，以达到最佳的除颤效果。

在一种实施方式中，所述预设的胸阻抗值选择策略包括从多个所述等效胸阻抗值中选择最小的等效胸阻抗值作为指定胸阻抗值，或者在另一种实施方式中，所述预设的胸阻抗值选择策略包括从多个所述等效胸阻抗值中选择与预设标准胸阻抗范围最接近的等效胸阻抗值作为指定胸阻抗值。在选定了一个指定胸阻抗值之后，记录对应的除颤能量配比，使得除颤效果最佳。在再一种实施方式中，所述预设的胸阻抗值选择策略包括从所述等效胸阻抗值中选择最接近当前时间(即前一次)除颤时选择的等效胸阻抗值。

在选定指定胸阻抗值之后，即可确定对应的除颤时采用的除颤能量配比。例如，在一种实施方式中，设置了四种除颤能量配比分别为(100％：0)、(80％:20％)、(20％:80％)、(0：100％)，分别计算得到的等效胸阻抗值为n1、80％*n1+20％*n2、20％*n1+80％*n2、n2。通过胸阻抗值选择策略确定等效胸阻抗值80％*n1+20％*n2为指定胸阻抗值，则确定最终选择的除颤能量配比为(80％:20％)，即在除颤控制阶段，第一向量的除颤能量值：第二向量的除颤能量值＝80％:20％。

在一种实施方式中，所述除颤能量分配策略中的相邻两组除颤能量配比之间的间隔相同，所述控制器配置为在所述阻抗感测时计算得到在第一向量和第二向量之间均匀分布的各个方向的等效胸阻抗值。例如，将所述多个除颤能量分配策略依次设置为(100:0)、(95:5)、(90:10)、(85:15)、……、(10:90)、(5:95)、(0:100)，分别计算得到各个除颤能量配比对应的放电角度的等效胸阻抗值，从而可以对经心电流覆盖的区域范围内进行全面细致的胸阻抗感测分析，寻找最合适进行除颤治疗的角度。通过调整除颤能量分配策略中的除颤能量配比，可以灵活调整除颤治疗的总除颤电流方向，通过调整第一向量和第二向量的电流值，也可灵活调整除颤治疗的总除颤电流值。

在该实施例中，通过调整第一向量和第二向量的电流值和除颤能量配比可以灵活调整合成后的总除颤电流的方向和电流值，并且可以使得总除颤电流呈现为一定波形。现有技术中采用单个除颤线圈电极的情况下，正负波形切换时仅仅是反向，其峰值必须相同。而采用该实施例的方案，可以随意调配正负方向的波形峰值，例如设置在一个周期中初始波形的峰值设置得高于后续波形的峰值，有利于提高除颤成功率。所述控制器配置为根据预存的除颤能量波形和所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量施加的总除颤电流方向和总除颤电流值。具体地，所述控制器根据除颤能量波形的正负来控制第一向量的电流方向的正反和第二向量的电流方向的正反，所述控制器根据除颤能量波形的幅值来控制第一向量和第二向量的电流合成后的总除颤电流值，所述控制器根据所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制第一向量和第二向量的电流比值。该除颤能量波形可以由医生预先进行配置，在没有配置时，可以选择默认的除颤能量波形。医生可以根据每个患者的不同情况，为患者设定特殊的除颤能量波形，对波形的各个波的方向、幅值和时长进行单独个性化配置。

进一步地，在所述植入式心脏医疗系统的控制器中预设多种除颤能量波形，并预设除颤能量波形和心电信号识别结果的对应关系。在所述控制器通过心电信号识别到异常心律后，根据预设的异常心律分类标准对心电信号识别结果进行分类，并获取对应于心电信号识别结果的除颤能量波形，基于该除颤能量波形控制除颤治疗的总除颤电流的电流值。

在该实施例中，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测。以下对几种可选的阻抗感测执行配置进行介绍。在一种实施方式中，所述预设阻抗感测执行配置包括：所述控制器配置为在每次识别到异常心律后，执行一次所述阻抗感测，然后在所述阻抗确定阶段根据刚执行的所述阻抗感测(即最接近当前时间的阻抗感测)得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。在另一种实施方式中，所述预设阻抗感测执行配置包括：所述控制器配置为不是每次除颤之前都执行阻抗感测，而是在所述控制器识别到异常心律而判定当前符合除颤条件后，直接执行所述阻抗确定阶段的动作和所述除颤控制阶段的动作，其中，在所述阻抗确定阶段，根据预先存储的最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。这种实施方式可以减少在识别到异常心律到释放除颤电流的响应时间，实现更好的除颤效果。其中，所述控制器可选每隔预设间隔时间执行一次所述阻抗感测，并且对最接近当前时间的等效胸阻抗值和对应的除颤能量分配策略进行存储，从而在判定符合除颤条件时，根据存储的最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值，并根据指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制第一向量和第二向量的除颤能量。

在一种可选的实施方式中，所述控制器配置为不是每次除颤之前都执行阻抗感测，并且也无需每次除颤之前都执行阻抗确定阶段的动作。例如，在当前时间距离上一次除颤时间的时间间隔小于预设时间间隔阈值时，所述控制器识别到异常心律而判断符合除颤条件后，直接执行所述除颤控制阶段，其中，所述控制器直接采用最接近当前时间的一次除颤治疗的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量。即所述控制器可以直接根据上一次成功除颤的策略来执行此次除颤治疗。

在一种实施方式中，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，包括：所述控制器配置为从所述感知除颤电极获取心电信号，根据所述心电信号判断当前是否满足除颤条件(具体地，所述除颤条件为根据当前心电信号识别到异常心律发生，可以通过预设的异常心律识别算法实现判断)。在根据所述心电信号判断当前满足除颤条件时，所述控制器进一步判断当前是否满足阻抗测量启动条件。此处阻抗测量启动条件例如包括当前系统设置为每次除颤治疗之前均进行阻抗感测，或者当前时间距离前一次阻抗感测的执行时间的时间差大于预设时间间隔阈值，则需要重新执行阻抗感测，以保证获取合适的胸阻抗位置。

如果满足阻抗测量启动条件，则所述控制器执行所述阻抗感测，并在所述阻抗确定阶段根据刚执行的所述阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值，在所述除颤控制阶段根据选取的指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制第一向量和第二向量的除颤能量，如果不满足阻抗测量启动条件，则所述控制器不执行阻抗感测，直接执行阻抗确定阶段的动作和除颤控制阶段的动作，并在所述阻抗确定阶段，根据最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值，在所述除颤控制阶段根据选取的指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量，实现对第一向量的电流和第二向量的电流合成的总除颤电流的调整。

图9示出了本申请一实施例的植入式心脏医疗系统的放电控制方法，该方法具体可由系统的控制器来执行，该方法包括如下步骤：

S100：在阻抗确定阶段，基于预设的胸阻抗值选择策略从等效胸阻抗值中选取指定胸阻抗值；其中，所述等效胸阻抗值的确定方式为：分别获取所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值；

S200：在除颤控制阶段，根据所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量。

通过采用该植入式心脏医疗系统的放电控制方法，通过在等效胸阻抗值选择指定胸阻抗值，并基于指定胸阻抗值与除颤能量分配策略的关系分配除颤时第一向量和第二向量的除颤能量，提供了更多除颤电流方向的选择，实现更灵活的除颤方式，通过根据选择的最合适的指定胸阻抗值来调整除颤能量分配，可以选择胸阻抗值更佳的位置进行除颤刺激治疗，使对患者的电除颤治疗更加有效。

在一种实施方式中，在步骤S100之前，通过所述感知除颤电极采集心电信号，根据所述心电信号判断是否符合除颤条件，如果符合除颤条件，则执行步骤S100和S200，其中步骤S100中等效胸阻抗值为从最接近当前时间的阻抗感测获取并存储的。

在另一种实施方式中，所述步骤S100之前，还包括如下步骤：

通过所述感知除颤电极采集心电信号，根据所述心电信号判断是否符合除颤条件，如果符合除颤条件，判断当前是否满足阻抗测量启动条件；

如果满足，则执行阻抗感测，具体包括：分别测量所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值，然后执行步骤S100和S200，其中，在步骤S100中，根据执行的所述阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值；

如果不满足，则直接执行步骤S100和S200，其中，在步骤S100中，根据最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

以上内容是结合具体的优选实施方式对本申请所作的进一步详细说明，不能认定本申请的具体实施只局限于这些说明。对于本申请所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本申请构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本申请的保护范围。

Claims (12)

1.一种植入式心脏医疗系统，其特征在于，包括三个感知除颤电极和控制器，所述三个感知除颤电极之间形成第一向量和第二向量；

其中，所述控制器配置为：

在阻抗确定阶段，所述控制器基于预设的胸阻抗值选择策略从等效胸阻抗值中选取指定胸阻抗值；其中，所述等效胸阻抗值的确定方式为：所述控制器分别获取所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值；

在除颤控制阶段，所述控制器根据所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量。

2.根据权利要求1所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，包括金属壳体、第一电极导线和第二电极导线；所述三个感知除颤电极包括第一感知除颤电极、第二感知除颤电极和第三感知除颤电极，所述第一感知除颤电极为集成于所述第一电极导线的电极，所述第二感知除颤电极为集成于所述第二电极导线的电极，所述第三感知除颤电极形成于所述金属壳体，所述第一感知除颤电极和所述第三感知除颤电极之间形成所述第一向量，所述第二感知除颤电极和所述第三感知除颤电极之间形成所述第二向量。

3.根据权利要求1所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述除颤能量分配策略包括所述第一向量和所述第二向量对应的除颤能量关系；

所述等效胸阻抗值算法包括对应于所述除颤能量关系的所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值的计算关系。

4.根据权利要求1所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述预设的胸阻抗值选择策略包括从多个所述等效胸阻抗值中选择最小的等效胸阻抗值作为指定胸阻抗值。

5.根据权利要求1所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述预设的胸阻抗值选择策略包括从多个所述等效胸阻抗值中选择与预设标准胸阻抗范围最接近的等效胸阻抗值作为指定胸阻抗值。

6.根据权利要求1所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述多种除颤能量分配策略包括多种所述第一向量与所述第二向量的除颤能量配比；

所述多种除颤能量分配策略中，相邻两组所述除颤能量配比的间隔相同。

7.根据权利要求1所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述控制器配置为根据预存的除颤能量波形和所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量施加的除颤能量方向和除颤电流值。

8.根据权利要求1所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，所述阻抗感测包括所述控制器分别测量所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值。

9.根据权利要求8所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，包括：所述控制器配置为每隔预设间隔时间执行一次所述阻抗感测；

所述控制器配置为在所述阻抗确定阶段，根据最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

10.根据权利要求8所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，包括：所述控制器配置为从所述感知除颤电极获取心电信号，根据所述心电信号判断当前满足除颤条件时，执行所述阻抗感测，并在所述阻抗确定阶段根据执行的所述阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

11.根据权利要求8所述的植入式心脏医疗系统，其特征在于，所述控制器配置为根据预设阻抗感测执行配置进行阻抗感测，包括：

所述控制器配置为从所述感知除颤电极获取心电信号，根据所述心电信号判断当前满足除颤条件时，进一步判断当前是否满足阻抗测量启动条件；

如果满足阻抗测量启动条件，则执行所述阻抗感测，并在所述阻抗确定阶段根据执行的所述阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值；如果不满足阻抗测量启动条件，则所述控制器不执行所述阻抗感测，并在所述阻抗确定阶段，根据最接近当前时间的阻抗感测得到的等效胸阻抗值选取指定胸阻抗值。

12.一种植入式心脏医疗系统的放电控制方法，其特征在于，采用权利要求1至11中任一项所述的植入式心脏医疗系统，所述方法包括如下步骤：

在阻抗确定阶段，基于预设的胸阻抗值选择策略从等效胸阻抗值中选取指定胸阻抗值；其中，所述等效胸阻抗值的确定方式为：分别获取所述第一向量对应的第一胸阻抗值和所述第二向量对应的第二胸阻抗值，根据预设的多种除颤能量分配策略与等效胸阻抗值算法的映射关系，基于所述第一胸阻抗值和所述第二胸阻抗值分别计算对应于各种所述除颤能量分配策略的等效胸阻抗值；

在除颤控制阶段，根据所述指定胸阻抗值对应的除颤能量分配策略控制所述第一向量和所述第二向量的除颤能量。