专利名称：可植入装置中的交叉通道噪声检测器的制作方法
可植入装置中的交叉通道噪声检测器要求优先权在此要求2009年2月6日提交的美国临时专利申请序列号61/150，682的优先权， 其说明书全文通过引用并入本文。背景可植入医疗装置(IMDs)是设计用于植入患者中的装置。这些装置的一些实例包括心脏功能管理(CFM)装置。CFM包括可植入起搏器，可植入心脏复律除颤器(I⑶s)，和包括起搏和除颤(包括心脏再同步治疗)的组合的装置。所述装置典型地使用电疗法来治疗患者和通过内部监测患者的状态辅助医师或护理者诊断患者。所述装置可包括与读出放大器通信的电导线用于监测患者内的心电活动，并常常包括传感器用于监测其它内部患者参数。可植入医疗装置的其它实例包括可植入胰岛素泵或被植入用于向患者施用药物的装置。另外，一些IMD通过监测心电活动信号检测事件。在CFM装置中，这些事件包括心室扩张或收缩。通过监测指示扩张或收缩的心脏信号，IMD能够检测异常缓慢的心率，或心动过缓。IMD也能够检测异常快速的心率，或快速性心律失常(tachyarrhythmia)。一些快速性心律失常通过用IMD递送高能电冲击治疗(high-energy electrical shock therapy) 来治疗。使用IMD的患者可能受到IMD感测电路感测到的噪声的不利影响。如果IMD不正确地解释噪声，IMD可能不适当地递送冲击治疗，导致患者不适。概述本文件大体上涉及用于监测患者或受试者的心脏电生理参数的系统、设备和方法。在实例1中，设备包括配置用于感测至少第一心脏信号的初级心脏信号感测电路，配置用于感测至少第二心脏信号的至少一个次级心脏信号感测电路，和通信耦合到所述初级和次级心脏信号感测电路的心律失常检测电路。所述初级心脏信号感测电路包括至少第一和第二可植入电极或配置用于耦合到至少第一和第二可植入电极，并且所述次级心脏信号感测电路包括至少第三可植入电极或配置用于耦合到至少第三可植入电极，所述第三可植入电极不同于所述第一和第二电极并且被配置用于递送高能冲击治疗。所述心律失常检测电路配置用于使用所述初级感测电路检测快速性心律失常，确定用初级感测电路感测到的事件和用次级感测电路感测到的事件之间的对应性(correspondence)；和根据所确定的对应性判定检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常。在实例2中，实例1的心律失常检测电路任选地配置用于计算用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的延迟的可变性，并且当计算的延迟可变性超过阈值可变性值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例3中，实例1和2中任意一个或多个的心律失常检测电路任选地配置用于计算所述可变性的移动平均数，并且当所述计算的所述可变性的移动平均数超过阈值可变性值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例4中，实例1-3中任意一个或多个的心律失常检测电路任选地配置用于确定用所述初级感测电路感测到的事件的数目和用所述次级感测电路感测到的事件的数目，并且当在一个时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目超出在所述相同时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目以阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例5中，实例4的心律失常检测电路任选地配置用于计算在所述时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目与用所述次级感测电路感测到的事件的数目的比率，并且当所述计算的比率超过阈值比率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例6中，实例1-5中任意一个或多个的心律失常检测电路任选地配置用于确定所述第一心脏信号形态的复杂性量度和所述第二心脏信号形态的复杂性量度(measure of complexity)，并且当所述第一心脏信号的复杂性量度与所述第二心脏信号的复杂性量度的差值超过阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例7中，实例1-6中任意一个或多个的心律失常检测电路任选地配置用于计算所述第一和第二心脏信号之间的相似性量度(measure of similarity)，并且当所述相似性量度满足相似性量度阈值时，判定所述检测到的节律指示心律失常。所述相似性量度包括所述第一和第二心脏信号的互协方差、所述第一和第二心脏信号的互相关性和所述第一和第二心脏信号的相干性中的至少一个。在实例8中，实例1-7中任意一个或多个的心律失常检测电路任选地配置用于计算所述第一和第二心脏信号之间的交叉熵(cross entropy)，并且当所述计算的交叉熵满足阈值交叉熵值时，判定所述检测到的节律指示心律失常。在实例9中，实例1-8中任意一个或多个的设备任选地包括开关电路，所述开关电路通信耦合到所述初级感测电路、次级感测电路、和所述心律失常检测电路。所述开关电路配置用于包括在所述初级感测电路中的第一滤波电路到所述次级感测电路的切换和包括在所述次级感测电路中的第二滤波电路到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换。所述心律失常检测电路被任选地配置用于当检测所述节律时，确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中的至少一个感测到的事件的发生率；所述初级感测电路包括的所述第一滤波电路到所述次级感测电路的切换，和所述次级感测电路包括的所述第二滤波电路到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换；确定当所述滤波电路被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，并且当所述滤波电路被切换后所确定的去极化事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例10中，实例1-8中任意一个或多个的设备任选地包括开关电路，其通信耦合到所述初级感测电路、次级感测电路、和所述心律失常检测电路。所述开关电路配置用于所述初级感测电路的电极到所述次级感测电路的切换和所述次级感测电路的电极到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换。所述心律失常检测电路任选地配置用于当检测所述节律时，确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中的至少一个感测到的事件的发生率；所述初级感测电路到所述次级感测电路和所述次级感测电路到所述初级感测电路中的至少一个的电极的切换；确定当所述电极被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，并且当所述电极被切换后所确定的事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例11中，实例1-10中任意一个或多个的设备任选地包括通信耦合到所述初级感测电路和次级感测电路的电极的治疗电路，和通信耦合到所述初级感测电路和次级感测电路的快速性心律失常检测电路。所述快速性心律失常检测电路配置用于确定被判定是心律失常而非噪声的检测到的节律是否是有效的快速性心律失常，和当所述快速性心律失常被确定为有效时开始使用所述治疗电路向心脏递送治疗。在实例12中，一种方法包括使用初级感测电路感测第一心脏信号，所述初级感测电路包括第一和第二可植入电极或配置用于耦合到第一和第二可植入电极；使用至少一个次级感测电路感测第二心脏信号，所述次级感测电路包括至少第三可植入电极或配置用于耦合到至少第三可植入电极，所述第三可植入电极不同于所述第一和第二电极并且配置用于递送高能冲击治疗；使用所述初级感测电路检测快速性心律失常；确定用所述初级感测电路感测到的所述第一心脏信号中的事件和用所述次级感测电路感测到的所述第二心脏信号中的事件之间的对应性；和根据所确定的对应性判定所述检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常。在实例13中，实例12所述的确定事件之间的对应性任选地包括计算用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的延迟的可变性，并且判定所述检测到的节律指示噪声还是指示心律失常包括当所述计算的延迟的可变性超过阈值可变性值时，判定用所述初级感测电路感测到的去极化事件指示噪声。在实例14中，实例13所述的计算延迟的可变性任选地包括计算所述可变性的移动平均数，和判定所述检测到的节律是否指示噪声包括当所述计算的延迟的可变性平均数超过阈值可变性值时判定用所述初级感测电路感测到的事件指示噪声。在实例15中，实例12-14中任意一个或多个所述的确定事件之间的对应性任选地包括确定在一个时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目和在所述相同时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目，和判定所述检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常包括，当在所述时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目超出在所述时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目以阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例16中，实例15的方法任选地包括计算在所述时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目与在所述时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目的比率，和判定所述检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常包括当所述比率超过阈值比率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例17中，实例12-16中任意一个或多个所述的确定所述初级感测电路中感测到的事件和所述次级感测电路中感测到的事件之间的对应性任选地包括确定所述第一心脏信号形态的复杂性量度和所述第二心脏信号形态的复杂性量度，和判定所述检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常包括，当所述第一心脏信号的复杂性量度与所述第二心脏信号的复杂性量度的差值超过阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例18中，实例17所述的确定心脏信号形态的复杂性量度包括确定所述第一和第二心脏信号之间的交叉熵。在实例19中，实例12-18中任意一个或多个所述的确定用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的对应性任选地包括确定所述第一和第二心脏信号之间的相似性量度，和判定所述检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常包括，当所述相似性量度满足相似性量度阈值时，判定所述检测到的节律指示心律失常。所述相似性量度包括所述第一和第二心脏信号的互协方差、所述第一和第二心脏信号的互相关性和所述第一和第二心脏信号的相干性中的至少一个。在实例20中，实例12-19中任意一个或多个所述的确定用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的对应性任选地包括确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中的至少一个时的事件的发生率，所述初级感测电路包括的第一滤波电路到所述次级感测电路的切换和所述次级感测电路包括的第二滤波电路到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换，和确定当所述滤波电路被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，并且判定所述检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常包括，当所述滤波电路被切换后所确定的事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例21中，实例12-20中任意一个或多个所述的确定用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的对应性任选地包括确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中至少一个所感测到的事件的发生率，所述初级感测电路到所述次级感测电路和所述次级感测电路到所述初级感测电路中的至少一个的电极的切换， 和确定当所述电极被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，和判定所述检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常包括，当所述电极被切换后所确定的事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。在实例22中，实例12-21中任意一个或多个所述的方法任选地包括，当所述检测到的节律被判定是心律失常时，确定所述检测到的节律是否是有效的快速性心律失常，并且当所述检测到的节律被判定是有效的快速性心律失常时，使用至少一个可植入电极递送抗-心动过速起搏和高能冲击治疗中的至少一个。本章节意图提供对本专利申请主题的概述。并无意提供本发明的唯一的或穷尽的解释。包含详细的描述以便提供关于本专利申请的更多信息。附图简述在附图中，类似的数字可以描述不同视图中的基本上类似的组件，这些附图不一定按比例绘制。具有不同字母后缀的类似数字可以代表基本上类似的组件的不同例子。附图通常，作为实施例，但不作为限制，举例说明本文件中讨论的多个实施方案。
图1是使用IMD的系统的各部分的图示。图2A至2D显示包括不正确鉴别膈肌肌电位的事件的几个内部电描记图信号。图3A至3C显示包括快速性心律失常的事件的内部电描记图。图4是在通过IMD感测到的信号中鉴别噪声的方法的实例的图。图5显示用于检测心脏事件的装置的实施方案的框图。详细描述可植入医疗装置(IMD)可包括本文描述的一种或多种特征、结构、方法或其组合。 例如，可应用心脏监护仪或心脏刺激器以包括下文描述的一种或多种有利的特征或过程。 意图所述监护仪、刺激器或其它可植入或可部分植入的装置不必包括本文描述的所有特征，但是可应用以包括选择的提供独特结构或功能性的特征。所述装置可应用于提供多种治疗或诊断功能。本申请特别地讨论用于检测室性快速性心律失常(ventriculartachyarrhythmia)的系统和方法。当检测到快速性心律失常如室性心动过速(ventricular tachycardia)时，IMD被设计用于向患者提供治疗。I⑶通过向心脏递送高能电冲击治疗 VT。其它IMD提供抗-心动过速起搏(anti-tachycardia pacing, ATP)。ATP使用低能起搏能量来在心脏中建立规则的节律。这允许将心动过速转变为正常心律，而不将患者暴露于高能除颤治疗，对于患者来说，高能除颤治疗可能是痛苦的。一些IMD能够提供ATP和除颤两者。当检测到心动过速时，该装置可尝试在采取高能除颤之前用ATP转变心律失常。检测的快速性心律失常的类型可决定在尝试转变心律失常时所述装置使用何种类型的治疗。图1是使用IMD 110的系统的各部分的图示。IMD 110的实例非限制性地包括起搏器、除颤器、心脏再同步治疗(cardiac resynchronization therapy, CRT)装置或所述装置的组合。该系统也典型地包括IMD编程器或其它外部装置170，所述外部装置将与IMD 110通信无线信号190，如通过使用射频(RF)或其它遥测信号进行。IMD 110通过一个或多个导线108A-C耦合到心脏105。心导线108A-C包括耦合到IMD 110的近端和通过一个或多个电极耦合到心脏105的一个或多个部分的远端。电极典型地递送心脏复律、除颤、起搏或再同步治疗或其组合到心脏105的至少一个室。电极可电耦合到读出放大器以感测心脏电信号。心脏105包括右心房100A，左心房100B，右心室105A，左心室105B，从右心房100A 延伸的冠状窦120。动脉导线108A包括电极(电触点，如环状电极125和尖端电极(tip electrode) 130)，所述电极布置于心脏105的心房100A中用于感测信号，或向心房100A递
送起搏治疗，或两者。心室导线108B包括一个或多个电极，如尖端电极135和环状电极140，所述电极用于感测信号、递送起搏治疗，或感测信号和递送起搏治疗两者。导线108B任选地还包括额外的电极，如用于向心脏105递送心房心脏复律，心房除颤，心室心脏复律，心室除颤，或它们的组合。此类电极典型地比起搏电极具有更大表面积以便处理在除颤中涉及的更大能量。导线108B任选地向心脏105提供再同步治疗。IMD 110可包括通过顶盖155连接到IMD 110的第三心导线108C。第三心导线 108C包括环状电极160和165，所述电极经冠状静脉120放置于位于左心室(LV) 105B上心外膜的冠状静脉中。导线108B可包括位于尖端电极和环状电极135，140附近的用于放置于右心室 (RV)中的第一除颤线圈电极(coil electrode) 175，和位于第一除颤线圈175、尖端电极 135和环状电极140附近的用于放置于上腔静脉(SVC)中的第二除颤线圈电极180。在一些实例中，高能冲击治疗从第一或RV线圈175递送到第二或SVC线圈180。在一些实例中， SVC线圈180电连接到在密封的IMD外壳150上形成的电极。这通过在心室肌上方更均勻地从RV线圈175递送电流来改善除颤。在一些实例中，将治疗仅从RV线圈175递送到在 IMD外壳150上形成的电极。其它形式的电极包括网状电极和膜片电极，它们可应用于心脏105的各部分或可植入至身体的其它区域用于辅助“导引”由IMD 110产生的电流。本方法和系统将以多种配置和使用多种电触点或“电极”工作。不同组电极中的感测常常提供关于心脏信号传播的方向信息并且常常被称为在不同向量中的感测。例如，在单室ICD中，从右心室尖端电极135到右心室环状电极140的感测将是第一向量，以及从RV线圈175到在外壳150或顶盖 155上的电极的感测将是第二向量。通过IMD 110对信号的感测可能易于产生噪声。信号噪声可以本质是生理学或非生理学的。非生理学信号噪声可以是心内来源的，其由于分开的提供电治疗的电子装置所引起。IMD 110可感测该治疗。心内非生理学信号噪声也可以由于与废弃的导线碎片发生电接触的感测电极或导线所引起。非生理学噪声也可以是心外来源的(心脏外部的)。噪声可以由于装置本身所引起，如由于IMD导线的断裂，错误放置的用于固定IMD导线的螺丝或适配器或由IMD导线获得的电子“振动声(chatter)”。与IMD分开的非生理学噪声源包括外科手术过程中的电烙术、磁共振成像、碎石术操作或来自电子监视设备的传输。生理学噪声也可以是心内或心外来源的。心内生理学噪声的实例包括感测到的心脏激活信号的低振幅R波或延长的Q-T段，其使T波的鉴别变得复杂，和心室导线的移动， 其使得感测和鉴别P波变得复杂或导致R波的重复计算。心外生理学噪声包括腹部或膈肌肌电位(DMPs)的过度感测。DMP是与膈收缩相关的电激活信号。由于用于感测心肌电位的植入的导线的位置或由于植入的导线绝缘的失灵，导致DMP可被IMD感测到。在没有导线异常时，导致不适当地递送心脏复律或除颤冲击治疗的对噪声的过度感测最常见地是由于DMP引起的。DMP被IMD不正确地鉴别为心室快速性心律失常，诸如例如心室纤颤(VF)或VT。因此，从真正的心律失常中精确地分辨出DMP 减少从具有心脏复律器/除颤器能力的装置递送不适当的冲击。图2显示数个内部电描记图信号(e-图(e-grams))，其包括五个带时间标记的不正确地鉴别DMP的事件。该e-图包括三个记录的信号。顶部信号205是用植入至心房中或心房附近的电极感测的心房e-图，有时称为心房通道。例如，在图2中心房感测通道或心房向量可包括尖端电极130和环状电极125。中间信号210是心室e-图，其用植入至心室中或心室附近的电极记录；有时称为心室通道。例如，在图2中，心室通道或向量可包括尖端电极135和环状电极140 (对于RV)或环状电极160和165 (对于LV)。心房通道和心室通道有时也称为速率通道(rate channel)，因为它们可用于感测心脏的去极化率。底部信号 215是用电极感测的e_图，所述电极也用于递送高能冲击治疗，有时称为冲击通道(shock channel)或冲击向量(shock vector)。例如，在图2中，冲击通道可包括除颤线圈电极175 和外壳电极150。心室e-图画圈的部分表示感测到的DMP的事件，所述事件导致IMD将不适当地冲击递送到患者或受试者。左侧的时间标记显示不正确地将DMP鉴别为快速性心律失常可能涉及不正确地检测和不适当地递送冲击治疗的多个连续事件。冲击通道不感测心室通道或速率通道中明显的DMP。感测中的差别的一个原因是在两个感测通道之间电极配置的差别。心室通道的导线或电极(例如，尖端电极13 可位于接近膈的位置，而冲击通道的导线和电极典型地不在这样的位置。另一个原因是冲击通道在感测心脏信号中可使用不同的滤波。冲击通道可具有比心室通道更低的滤波器通带 (例如，对于冲击通道2. 2Hz-80. 3Hz和对于心室通道20. 8Hz_171Hz)。这种滤波导致与DMP 相关的较高频率被冲击通道滤波减弱了。图3显示内部e_图信号，其包括快速性心律失常(VF)的事件。顶部描记线310是通过心室通道感测到的心室e_图，底部描记线315是用冲击通道感测到的e_图。注意到用心室通道感测到的活动与用冲击通道感测到的活动之间存在对应性。在图中显示的VF 事件过程中，由心室通道感测到的信号与由冲击通道感测到的信号共同变化(covariate)。 监测一个或多个速率通道和冲击通道之间的对应性可导致IMD更精确地从快速性心律失常中分辨出噪声。图4是在IMD感测到的信号中鉴别噪声的方法400的实例的图。在方框405，第一心脏信号使用初级感测电路感测。在一些实例中，初级感测电路是速率通道并且包括第一和第二可植入电极，如心室速率通道电极对，如前面所讨论的那样。在方框410，心脏的第二心脏信号使用至少一个次级感测电路感测。在一些实例中，次级感测电路是冲击通道并且包括第三可植入电极，所述第三可植入电极不同于初级通道的第一和第二电极。所述第三可植入电极配置用于递送高能冲击治疗，如图1中的RV 线圈电极175。在次级感测电路中使用至少两个电极。其它电极可以是速率通道电极如环状电极140，或可以是另一个冲击通道电极如外壳电极(can electrode) 150。在某些实例中，第三电极是组合电极，如通过电连接RV线圈电极175和SVC线圈电极180形成的电极。在方框415，快速性心律失常使用初级感测电路检测。例如，初级感测电路可检测超过快速性心律失常速率带阈值的速率，或可以检测在指定时间段内发生的快速心跳 (fast beast)的特定数目。在方框420，确定用初级感测电路感测到的第一心脏信号中的事件和用次级感测电路感测到的第二心脏信号中的事件之间的对应性。在一些实例中，所述事件初步被检测为正在发生心脏去极化。在方框425，根据所确定的对应性判定或宣布检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常。因此，可见方法400使用级联噪声检测技术。首先，心律失常用初级感测通道进行检测。其次，初级感测通道和次级感测之间的关联性用于确定检测到的事件实际上是心律失常还是噪声。图5显示检测心脏事件的装置500的实施方案的框图。装置500包括用于感测第一心脏信号的初级心脏信号感测电路505。初级心脏信号感测电路505包括至少第一和第二可植入电极。装置510还包括至少一个次级心脏信号感测电路510以感测至少第二心脏信号。次级心脏信号感测电路510包括不同于所述第一和第二电极的至少第三可植入电极。所述第三可植入电极用于递送高能冲击治疗。装置500还包括心律失常检测电路515，其通信耦合到所述初级和次级心脏信号感测电路。通信耦合允许心律失常检测电路515与初级和次级心脏信号感测电路通信信号，即使可能存在介入电路(intervening circuitry)。在一些实例中，心律失常检测电路 515包括处理器。该处理器可包括数字信号处理器，专用集成电路(ASIC)，微处理器或其它类型的处理器，在软件或固件中解释或执行指令。处理器可包括一个或多个组件以提供本文描述的功能。组件可包括软件，硬件，固件或其任何组合。例如，组件可包括在处理器上执行或由处理器解释的软件中的指令。多种功能可通过一个或多个组件执行。心律失常检测电路515配置用于使用初级感测电路505检测快速性心律失常，确定用初级感测电路505感测到的事件和用次级感测电路510感测到的事件之间的对应性， 和根据所确定的对应性判定检测到的节律指示噪声还是指示心律失常。
为检测快速性心律失常，心律失常检测电路515可使用初级感测电路505感测到的心脏去极化。初级感测电路505的实例包括感测右或左心室去极化的一个或多个感测电路，如在通过起搏疗法来治疗心动过缓的装置中典型使用的，和在通过再同步疗法治疗充血性心力衰竭的装置中典型使用的。快速性心律失常，如VT，可通过比较感测到的P-波(心房去极化)和R-波(心室去极化)来进行检测。P-波和R-波之间分离的突然高的心室率可指示VT。使用速率通道检测心动过速的系统和方法的描述见Gilkerson，等人，2000年5月13日提交的美国专利号6，522，925，“System and Method for Detection Enhancement Programming(用于检测增强编程的系统和方法)”，其全文通过引用并入本文。在正常心脏事件过程中，初级感测电路和次级感测电路之间将存在紧密关联(例如，一对一关联)。在真正的快速性心律失常事件(例如，VF和VT)过程中，在初级感测电路和次级感测电路之间一般仍然存在紧密关联。关联可不再是一对一，但每个感测电路上感测到的事件将以相同的方式(例如增加)进行改变。在存在噪声时，每个电路感测到的事件将具有更低的关联性或更低的对应性。如前面所讨论的，这种关联性的改变可能是因为次级感测电路510对存在的噪声的类型更不太易感，这是由于电极排列中的差异或两个感测电路之间信号过滤的差异所造成的。在一些实例中，为了确定用初级感测电路505感测到的事件和用次级感测电路 510感测到的事件之间的对应性，心律失常检测电路515监测用初级感测电路505感测到的事件和用次级感测电路510感测到的事件之间的延迟。心律失常检测电路515测量该延迟并计算延迟的可变性(例如通过确定方差)。当计算的延迟可变性超过阈值可变性值时， 心律失常检测电路515判定检测到的节律(其被怀疑为是可能的快速性心律失常)指示噪声。在一些实例中，心律失常检测电路515计算可变性量度的移动平均数，并当计算的所述可变性的移动平均数超过阈值可变性值时，判定检测到的节律指示噪声。在一些实例中，为确定对应性，心律失常检测电路515确定用初级感测电路505感测到的事件的数目和用次级感测电路510感测到的事件的数目。如果检测到的节律是噪声而非快速性心律失常，在有噪声的通道上比在其它通道上将存在多得多的事件。当在一个时间段期间用初级感测电路505感测到的事件的数目超出在所述相同时间段期间用次级感测电路510感测到的事件的数目以阈值时，心律失常检测电路515判定检测到的节律指示噪声。在某些实例中，心律失常检测电路515计算在某个时间段期间用初级感测电路 505感测到的事件的数目与用次级感测电路510感测到的事件的数目的比率。当计算的比率超过阈值比率值时，心律失常检测电路515判定检测到的节律指示噪声。一些类型的噪声可能同样地影响所有感测电路。例如，电磁干扰(EMI)可同时被心房速率通道、心室速率通道和冲击通道获得。因此，与其它类型的噪声(例如EMI)相比， 本文描述的方法可更好地检测一些类型的噪声(例如，DMP)。由于导线失灵引起的噪声典型地导致高振幅伪信号，其通过心内感测电路和通过冲击通道被感测。在一些实例中，心律失常检测电路515监测通过次级感测电路510 (例如， 当该电路是冲击通道时)感测到的事件的数目，也监测两个感测电路之间的对应性。当对应性的确定指示噪声并且用次级感测电路510感测到的事件的数目超过事件的阈值数目时，心律失常检测电路515判定检测到的节律是EMI噪声或导线断裂噪声。当对应性的确定指示心律失常并且用次级感测电路510感测到的事件的数目少于该阈值时，心律失常检测电路515判定检测到的节律是心律失常。在一些实例中，为了确定用初级感测电路505感测到的事件和用次级感测电路 510感测到的事件之间的对应性，心律失常检测电路515比较初级感测电路和次级感测电路感测到的信号的复杂性。对大多数心脏事件(与噪声相比)信号复杂性或信号规律性应当是紧密共变的(co-variant)。如果检测到的节律是感测到的噪声，共变将不再维持。在一些实例中，心律失常检测电路515确定用初级感测电路505感测到的第一心脏信号形态的复杂性量度和用次级感测电路510感测的第二心脏信号形态的复杂性量度。 当第一心脏信号的复杂性量度与第二心脏信号的复杂性量度的差值超过阈值时，心律失常检测电路515判定检测到的节律指示噪声。在某些实例中，心脏信号形态的复杂性量度包括相似性量度。心律失常检测电路 515计算第一和第二心脏信号之间的相似性量度并且当所述相似性量度满足相似性量度阈值时判定检测到的节律指示心律失常。相似性量度可包括第一和第二心脏信号的互协方差，第一和第二心脏信号的互相关性，和第一和第二心脏信号的相干性中的一个或多个。在一些实例中，形态的复杂性量度包括感测到的第一和第二心脏信号之间的交叉熵的量度。心律失常检测电路515计算第一和次级心脏信号之间的交叉熵，并且当计算的交叉熵满足阈值交叉熵值时判定检测到的节律指示心律失常。在某些实例中，形态的复杂性量度可与监测用次级感测电路感测到的事件的数目联合使用以便分辨噪声是否是EMI或是由于导线失灵所引起的噪声。当第一心脏信号的复杂性量度与第二心脏信号的复杂性量度的差值超过阈值，且用次级感测电路检测的事件的数目超过阈值时，心律失常检测电路515判定检测到的节律指示噪声。在一些实例中，装置500包括第一开关电路520或开关网络。心律失常检测电路 515能够使用开关电路520改变电极和感测电路的排列方式。在某些实例中，开关电路520 将一个多个电极从初级感测电路505切换到次级感测电路510。在某些实例中，开关电路 520将一个或多个电极从次级感测电路510切换到初级感测电路505。当检测可能是快速性心律失常的节律时，心律失常检测电路515确定用初级感测电路505感测到的事件的发生率(rate of event)和用次级感测电路510感测到的事件的发生率中之一或两者。然后心律失常检测电路515进行将一个或多个电极从初级感测电路 505切换到次级感测电路510，和将一个或多个电极从次级感测电路510切换到初级感测电路505中的一个或两个切换。心律失常检测电路515确定当一个或多个电极被切换时事件的发生率，并且当所述电极被切换后所确定的事件的发生率的改变超过阈值发生率值时， 判定检测到的节律指示噪声。例如，如果用初级感测电路505检测到高发生率的事件，并且然后当所述感测电极被切换时在次级感测电路510上存在高发生率时，判定所述节律是噪声。在一些实例中，装置500包括第二开关电路535。所述第二开关电路535可以是除第一开关电路520以外的或装置500可仅包括所述开关电路中的一个。心律失常检测电路515能够进行包括在初级感测电路505中的滤波电路525到次级感测电路510的切换和包括在次级感测电路510中的滤波电路530到初级感测电路505的切换中的一个或多个切
14换。在某些实例中，第一滤波电路525包括大约20.8HZ-171HZ的频宽。在某些实例中，第二滤波电路包括大约2. 2Hz-80. 3Hz的频宽。当检测可能是快速性心律失常的节律时，心律失常检测电路515确定用初级感测电路505感测到的事件的发生率和用次级感测电路510感测到的事件的发生率中之一或两者。然后心律失常检测电路515进行第一滤波电路525从初级感测电路505到次级感测电路510的切换和第二滤波电路530从次级感测电路510到初级感测电路505的切换中之一
或两者。心律失常检测电路515确定当滤波电路或多个电路被切换时所感测到的事件的发生率，并且当所述滤波电路被切换后所确定的去极化事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定检测到的节律指示噪声。根据一些实例，装置500包括治疗电路MO，其通信耦合到初级感测电路和次级感测电路的电极。治疗电路540使用次级感测电路510的至少一个可植入电极递送高能冲击心脏复律治疗或除颤治疗。在一些实例中，治疗电路540任选地递送ATP治疗。所述装置还包括快速性心律失常检测电路M5，其通信耦合到初级感测电路和次级感测电路。当心律失常检测电路515判定检测到的节律是心律失常而非噪声时，快速性心律失常检测电路545确定该心律失常是否是有效的快速性心律失常(例如VF或VT)。当所述快速性心律失常被确定为有效时，快速性心律失常检测电路545使用治疗电路540启动向心脏递送治疗。在一些实例中，在采取高能冲击治疗之前，快速性心律失常检测电路 545首先启动ATP以转变检测到的心律失常。在一些实例中，快速性心律失常检测电路M5 从VF或VT中分辨室上性心动过速(SVT)。在某些实例中，快速性心律失常检测电路545在检测SVT时启动ATP。正确地确定检测到的可能的快速性心律失常是噪声还是真是心律失常减少给予患者不适当的冲击的数目，由此减少患者的不适和延长IMD的电池寿命。在一些实例中，一旦检测到的节律被确定为噪声，心律失常检测电路515可以对医师产生警报。基于所感测到的噪声的性质，该警报可指示该噪声是否更像是EMI，导线失灵或DMP。该警报可包括检查导线完整性的建议或改变可编程的设置以降低初级感测电路505和次级感测电路510中之一或两者的感测灵敏度的建议。在一些实例中，装置500包括通信电路以与外部装置无线通信，并且将所述警报通信给该外部装置。另外的注释上面的详述包括对附图的引用，所述附图形成详述的一部分。附图通过举例说明显示可以实施本发明的具体实施方案。这些实施方案在本文中也成为“实施例”。在本文件中提及的所有出版物、专利和专利文件的全部内容通过引用结合入本文中，如同个别地通过引用结合一样。在本文件和如此通过引用结合的那些文件之间出现不一致的用法的情况下，在结合的参考文献中的用法应该被认为是本文件的补充；对于相矛盾的不一致，以本文中的用法为准。在本文件中，使用术语“一个(a) ”或“一个(an) ”来包括一个或多余一个，不依赖于“至少一个”或“一个或多个”的任何其他情况或用法，如在专利文件中普遍的那样。在本文件中，术语“或”用来指非唯一性，或使得“A或B”包括“A但非B”，“B但非A”以及“A和 B”，除非另外指明。在附带的权利要求中，术语“包括(including)”和“其中(in which)”分别用作术语“包括(comprising)”和“其中(wherein) ”的平易英语(plain-English)等价物。此外，在下面的权利要求中，术语“包括”是开放式的，即，包括除权利要求中此术语之后列举的那些以外的要素的系统、装置、物品或方法仍被认为包括在该权利要求的范围内。 此外，在下列的权利要求中，术语“首先”，“其次”和“第三”等仅作为符号使用，并且不意在对其对象施加数字性的要求。本文所述的方法实施例可以至少部分地由机器或计算机来实施。一些实施例可以包括用指令编码的计算机可读媒介或机器可读媒介，所述指令可操作用来配置电子装置以执行上述实施例中所述的方法。所述方法的实现可以包括代码，诸如微码，汇编语言代码， 高级语言代码等。这样的代码可以包括用于执行各种方法的计算机可读指令。所述代码可以形成计算机程序产品的多部分。此外，所述代码在执行期间或在其他时刻可以有形地存储在一个或多个易失的或非易失的计算机可读媒介上。这些计算机可读媒介可以包括，但不限于，硬盘，可换式磁盘，可换式光盘(例如，压缩光盘和数字视频光盘)，磁盒(magnetic cassette)，存储卡或记忆棒，随机存储存储器(RAM)，只读存储器(ROM)等。上面的描述意在是说明性的，而非限制性的。例如，上述的实施例(或其一个或多个方面)可以彼此组合使用。可以使用其他实施方案，诸如由阅读了上述描述的本领域普通技术人员所使用。提供摘要以符合37C.F.R. § 1.72(b)的规定，从而允许读者快速地明确技术公开内容的本质。要理解其被提交并不用来解释或限制权利要求的范围或含义。此外，在上述详述中，各种特征可以组合在一起以使公开内容合理化。这不应该解释为意在使未要求保护的公开特征对于任何权利要求是必不可少的。而是，本发明的主题可以以少于具体公开的实施方案的所有特征的特征存在。因此，下列的权利要求据此结合入详述中，每个权利要求本身独立地作为单独的实施方案。本发明的范围应该参照附带的权利要求，以及这些权利要求有资格获得权利的等价形式的全部范围来确定。
权利要求
1.一种设备，包括初级心脏信号感测电路，其配置用于感测至少第一心脏信号，所述初级心脏信号感测电路包括至少第一和第二可植入电极或配置用于耦合到至少第一和第二可植入电极；至少一个次级心脏信号感测电路，其配置用于感测至少第二心脏信号，所述次级心脏信号感测电路包括不同于所述第一和第二电极的至少第三可植入电极或配置用于耦合到不同于所述第一和第二电极的至少第三可植入电极，所述第三可植入电极配置用于递送高能冲击治疗；和心律失常检测电路，其通信耦合到所述初级和次级心脏信号感测电路，其中所述心律失常检测电路配置用于使用所述初级感测电路检测快速性心律失常；确定用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的对应性；和至少部分地基于所确定的对应性判定检测到的节律是指示噪声还是指示心律失常。
2.权利要求1的设备，其中所述心律失常检测电路配置用于计算用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的延迟的可变性；和当计算的延迟可变性超过阈值可变性值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
3.权利要求2的设备，其中所述心律失常检测电路配置用于计算所述可变性的移动平均数；和当所述计算的所述可变性的移动平均数超过阈值可变性值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
4.权利要求1-3中任意一项的设备，其中所述心律失常检测电路配置用于确定用所述初级感测电路感测到的事件的数目和用所述次级感测电路感测到的事件的数目；和当在一个时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目超出在所述相同时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目以阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
5.权利要求4的设备，其中所述心律失常检测电路配置用于计算在所述时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目与用所述次级感测电路感测到的事件的数目的比率；和当所述计算的比率超过阈值比率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
6.权利要求1-5中任意一项的设备，其中所述心律失常检测电路配置用于确定所述第一心脏信号形态的复杂性量度和所述第二心脏信号形态的复杂性量度；和当所述第一心脏信号的复杂性量度与所述第二心脏信号的复杂性量度的差值超过阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
7.权利要求1-6中任意一项的设备，其中所述心律失常检测电路配置用于计算所述第一和第二心脏信号之间的相似性量度，其中所述相似性量度包括所述第一和第二心脏信号的互协方差、所述第一和第二心脏信号的互相关性和所述第一和第二心脏信号的相干性中的至少一个；和当所述相似性量度满足相似性量度阈值时，判定所述检测到的节律指示心律失常。
8.权利要求1-7中任意一项的设备，其中所述心律失常检测电路配置用于 计算所述第一和第二心脏信号之间的交叉熵；和当所述计算的交叉熵满足阈值交叉熵值时，判定所述检测到的节律指示心律失常。
9.权利要求1-8中任意一项的设备，包括开关电路，所述开关电路通信耦合到所述初级感测电路、次级感测电路、和所述心律失常检测电路，其中所述开关电路配置用于包括在所述初级感测电路中的第一滤波电路到所述次级感测电路的切换和包括在所述次级感测电路中的第二滤波电路到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换，和其中，当检测所述节律时，所述心律失常检测电路配置用于确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中的至少一个感测到的事件的发生率；所述初级感测电路包括的所述第一滤波电路到所述次级感测电路的切换，和所述次级感测电路包括的所述第二滤波电路到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换； 确定当所述滤波电路被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，和当所述滤波电路被切换后所确定的去极化事件的发生率的改变超过阈值发生率值时， 判定所述检测到的节律指示噪声。
10.权利要求1-9中任意一项的设备，包括开关电路，其通信耦合到所述初级感测电路、次级感测电路、和所述心律失常检测电路，其中所述开关电路配置用于所述初级感测电路的电极到所述次级感测电路的切换和所述次级感测电路的电极到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换，和其中，当检测所述节律时，所述心律失常检测电路配置用于确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中的至少一个感测到的事件的发生率；所述初级感测电路到所述次级感测电路和所述次级感测电路到所述初级感测电路中的至少一个的电极的切换；确定当所述电极被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，和当所述电极被切换后所确定的事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
11.权利要求1-10中任意一项的设备，包括治疗电路，其通信耦合到所述初级感测电路和次级感测电路的电极； 快速性心律失常检测电路，其通信耦合到所述初级感测电路和次级感测电路，所述快速性心律失常检测电路配置用于确定被判定是心律失常而非噪声的检测到的节律是否是有效的快速性心律失常，和其中所述快速性心律失常检测电路配置用于当所述快速性心律失常被确定为有效时开始使用所述治疗电路向心脏递送治疗。
12.权利要求11的设备，其中所述治疗电路配置用于使用至少一个可植入电极提供抗-心动过速起搏和高能冲击治疗中的至少一个，和其中所述快速性心律失常检测电路配置用于当所述快速性心律失常被确定为有效时开始递送抗-心动过速起搏和高能冲击治疗中的至少一个。
13.一种方法，包括使用初级感测电路感测第一心脏信号，其中所述初级感测电路包括第一和第二可植入电极或配置用于耦合到第一和第二可植入电极；使用至少一个次级感测电路感测第二心脏信号，所述次级感测电路包括不同于所述第一和第二电极的至少第三可植入电极或配置用于耦合到不同于所述第一和第二电极的至少第三可植入电极，所述第三可植入电极配置用于递送高能冲击治疗； 使用所述初级感测电路检测快速性心律失常；确定用所述初级感测电路感测到的所述第一心脏信号中的事件和用所述次级感测电路感测到的所述第二心脏信号中的事件之间的对应性；和至少部分地基于所确定的对应性判定检测到的节律是否指示噪声。
14.权利要求13的方法，其中确定事件之间的对应性包括计算用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的延迟的可变性，和其中判定所述检测到的节律指示噪声还是指示心律失常包括当所述计算的延迟的可变性超过阈值可变性值时，判定用所述初级感测电路感测到的去极化事件指示噪声。
15.权利要求14的方法，其中计算所述延迟的可变性包括计算所述可变性的移动平均数，和其中判定所述检测到的节律是否指示噪声包括当所述计算的延迟的可变性平均数超过阈值可变性值时判定用所述初级感测电路感测到的事件指示噪声。
16.权利要求13-15中任意一项的方法，其中确定事件之间的对应性包括确定在一个时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目和在所述相同时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目，和其中判定所述检测到的节律是否指示噪声包括，当在所述时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目超出在所述时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目以阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
17.权利要求16的方法，包括计算在所述时间段期间用所述初级感测电路感测到的事件的数目与在所述时间段期间用所述次级感测电路感测到的事件的数目的比率，和其中判定所述检测到的节律是否指示噪声包括当所述比率超过阈值比率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
18.权利要求13-17中任意一项的方法，其中确定所述初级感测电路中感测到的事件和所述次级感测电路中感测到的事件之间的对应性包括确定所述第一心脏信号形态的复杂性量度和所述第二心脏信号形态的复杂性量度，和其中判定所述检测到的节律是否指示噪声包括，当所述第一心脏信号的复杂性量度与所述第二心脏信号的复杂性量度的差值超过阈值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
19.权利要求18的方法，其中确定心脏信号形态的复杂性量度包括确定所述第一和第二心脏信号之间的交叉熵。
20.权利要求13-19中任意一项的方法，其中确定用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的对应性包括确定所述第一和第二心脏信号之间的相似性量度，其中所述相似性量度包括所述第一和第二心脏信号的互协方差、所述第一和第二心脏信号的互相关性和所述第一和第二心脏信号的相干性中的至少一个，和其中判定所述检测到的节律是否指示噪声包括，当所述相似性量度满足相似性量度阈值时，判定所述检测到的节律指示心律失常。
21.权利要求13-20中任意一项的方法，其中确定用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的对应性包括确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中的至少一个时的事件的发生率； 所述初级感测电路包括的第一滤波电路到所述次级感测电路的切换和所述次级感测电路包括的第二滤波电路到所述初级感测电路的切换中的至少一个切换； 确定当所述滤波电路被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，和其中判定所述检测到的节律是否指示噪声包括，当所述滤波电路被切换后所确定的事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
22.权利要求13-21中任意一项的方法，确定用所述初级感测电路感测到的事件和用所述次级感测电路感测到的事件之间的对应性包括确定用所述初级感测电路和所述次级感测电路中至少一个所感测到的事件的发生率；所述初级感测电路到所述次级感测电路和所述次级感测电路到所述初级感测电路中的至少一个的电极的切换；确定当所述电极被切换时用所述感测电路感测到的事件的发生率，和其中判定所述检测到的节律是否指示噪声包括，当所述电极被切换后所确定的事件的发生率的改变超过阈值发生率值时，判定所述检测到的节律指示噪声。
全文摘要
一种设备，包括用于感测第一心脏信号的初级心脏信号感测电路，用于感测第二心脏信号的次级心脏信号，和心律失常检测电路。所述初级感测电路包括至少第一和第二可植入电极，并且所述次级感测电路包括用于递送高能冲击治疗的第三可植入电极。所述心律失常检测电路使用初级感测电路检测快速性心律失常，确定用初级感测电路感测的事件和用次级感测电路感测到的事件之间的对应性，并且根据所确定的对应性判定检测到的节律指示噪声还是指示心律失常。
文档编号A61N1/08GK102307619SQ201080006729
公开日2012年1月4日 申请日期2010年1月26日 优先权日2009年2月6日
发明者戴维·L·佩尔施巴谢, 李丹 申请人:心脏起搏器股份公司