压力度量的验证的制作方法
【专利摘要】一种示例性系统，可包括配置为测量心血管压力信号的至少一个压力传感器，和配置为测量心脏电去极化信号的另一个医疗设备。该系统基于所测得的心血管压力信号来确定多个心血管压力度量，包括指示至少一个心脏脉搏时序的至少一个心血管压力度量。该系统还确定指示在所测得的电去极化信号中的至少一个心脏去极化的时序的度量。该系统将至少一个心脏脉搏时序与至少一个去极化的时序进行比较，并基于这些时序是否基本一致来确定是否丢弃多个心血管压力度量。
【专利说明】压力度量的验证
【技术领域】
[0001]本发明涉及医疗设备，且更特定地，涉及监测心血管压力的可植入医疗设备。
【背景技术】
[0002]用于传递治疗和/或监测生理状况的各种可植入医疗设备已在临床上被植入或被提议用于患者的临床植入。作为示例，可植入医疗设备可传递电刺激或药物治疗至、和/或监测与心脏、肌肉、神经、大脑、胃或其它器官或组织相关联的状况。可植入医疗设备可包括或耦合至一个或多个生理学传感器，这些生理学传感器可被用于结合医疗设备来监测与各生理学状况有关的信号，从这些生理学状况中可评估患者状态或治疗需要。
[0003]一些可植入医疗设备可采用携载刺激电极、感测电极、和/或其他电极的一个或多个细长的电导线。可植入医用导线可被配置成允许将电极或其他传感器放置在期望位置以用于传递刺激或感测。例如，电极或传感器可被携载在导线的远端部分。导线的近端部分可耦合至可植入医疗设备的外壳，该外壳可包含电路，如刺激生成和/或感测电路。其他可植入医疗设备可采用一个或多个导管，医疗设备通过该导管向患者体内的目标位置传递治疗液。这样的可植入设备的示例包括心脏监测器、起搏器、可植入复律除颤器(ICD)、肌肉刺激器、神经刺激器、治疗液传递设备、胰岛素泵、和葡萄糖监测器。
[0004]可将压力传感器与可植入医疗设备结合作为生理学传感器，其被配置为检测血压变化。可用于测量血压的示例性压力传感器可采用压强变换的电容性、压电、压阻、电磁、光学、谐振频率、或热方法 。
【发明内容】
[0005]一般而言，本公开描述了通过监测心血管压力信号用于验证心血管压力度量的技术。这些验证技术可包括从由植入在患者的循环系统内的压力传感器检测到的心血管压力信号中，确定第一心血管压力度量，诸如心脏脉搏间隔或速率。该验证技术可进一步包括将该第一心血管压力度量与对应的心脏电度量比较，该对应的心脏电度量诸如是从测量心脏的电去极化信号而获得的心脏去极化间隔或速率。在一些示例中，该验证技术可包括将该第一心血管压力度量与对应的第二心血管压力度量比较，该第二心血管压力度量诸如是通过监测第二压力信号获得的第二脉搏间隔或速率。
[0006]压力度量和电度量之间、或两个压力度量之间的一致(agreement)，可提供基于所测得的心血管压力信号所确定的一个或多个心血管压力度量的可靠性指示。使用本公开的技术，基于从心血管压力信号中确定的各种压力度量，医疗设备可更可靠地传递药物治疗或治疗性电刺激、或获取诊断信息。本公开的技术还可避免使用原始心血管压力信号和心脏的电去极化信号之间的直接和/或持续比较可能需要的通信带宽和功耗。
[0007]在一个示例中，方法包括，由压力传感器测量心血管压力信号，并基于所测得的心血管压力信号确定多个心血管压力度量，其中所述多个心血管度量包括指示至少一个心脏脉搏的时序的至少一个心血管压力度量。该方法还包括，由耦合至压力传感器的医疗设备测量心脏的电去极化信号，并基于所测得的电去极化信号来确定指示至少一个心脏去极化的时序的度量。该方法还包括将至少一个心脏脉搏的时序与至少一个心脏去极化的时序进行比较，并基于这些时序是否基本一致来确定是否丢弃多个心血管压力度量。
[0008]在另一个示例中，系统包括配置为测量心血管压力信号的至少一个压力传感器，和配置为测量心脏电去极化信号的医疗设备。该系统还包括被配置为基于所测得的心血管压力信号来确定多个心血管压力度量的至少一个分析模块，其中所述多个心血管压力度量包括指示至少一个心脏脉搏时序的至少一个心血管压力度量，并基于所测得的电去极化信号来确定指示至少一个心脏去极化的时序的度量。该系统还包括至少一个处理器，被配置为将至少一个心脏脉搏的时序与至少一个心脏去极化的时序进行比较，并基于这些时序是否基本一致来确定是否丢弃多个心血管压力度量。
[0009]在另一个示例中，系统包括用于测量心血管压力信号的装置、用于测量心脏电去极化信号的装置、用于基于所测得的心血管压力信号来确定多个心血管压力度量的装置，其中该多个心血管度量包括指示至少一个心脏脉搏的时序的至少一个心血管压力度量、用于确定在所测得的电去极化信号中的至少一个心脏去极化的时序的度量的装置、用于将至少一个心脏脉搏的时序与至少一个去极化信号的时序比较的装置、以及用于基于这些时序是否基本一致来确定是否丢弃多个心血管压力度量的装置。
[0010]在另一个示例中，方法包括，由第一压力传感器测量第一心血管压力信号，并基于所测得的第一心血管压力信号确定多个第一心血管压力度量，其中所述多个第一心血管度量包括指示至少一个心脏脉搏的时序的至少一个第一心血管压力度量。该方法还包括，由耦合至第一压力传感器的第二压力传感器测量第二心血管压力信号，并基于所测得的第二心血管压力信号来确定至少一个第二心血管压力度量，其中所述至少一个第二心血管压力度量指示了至少一个心脏脉搏的时序。该方法还包括将由第一心血管压力度量所指示的至少一个心脏脉搏的时序与由第二心血管压力度量所指示的至少一个心脏脉搏的时序进行比较，并基于这些时序是否基本一致来确定是否丢弃多个第一心血管压力度量。
`[0011]在另一个示例中，系统包`括配置为测量第一心血管压力信号的第一压力传感器、配置为测量第二心血管压力信号的第二压力传感器，其中第一和第二压力传感器彼此通信、以及实现在第一和第二压力传感器中的一个或多个中的一个或多个分析模块。该一个或多个分析模块被配置为基于所测得的第一心血管压力信号来确定多个第一心血管压力度量，其中所述多个第一心血管度量包括指示至少一个心脏脉搏的时序的至少一个第一心血管压力度量，基于所测得的第二心血管压力信号来确定至少一个第二心血管压力度量，其中至少一个第二心血管压力度量指示至少一个心脏脉搏的时序的至少一个第二心血管压力度量，将由第一心血管压力度量所指示的至少一个心脏脉搏的时序与由第二心血管压力度量所指示的至少一个心脏脉搏的时序进行比较，并基于这些时序是否基本一致来确定是否丢弃多个第一心血管压力度量。
[0012]在另一个示例中，方法包括由耦合至压力传感器的医疗设备来测量心脏的电去极化信号、基于心脏的该电去极化信号检测心搏停止、并响应于检测到心搏停止来引导压力传感器测量心血管压力信号。
[0013]在另一个示例中，系统包括压力传感器和医疗设备。该医疗设备被配置为测量心脏的电去极化信号、基于心脏的该电去极化信号来检测心搏停止、以及响应于检测到心搏停止来引导压力传感器测量心血管压力信号。
[0014]在附图和以下描述中阐明了本公开的一个或多个方面的细节。其它特征、目的、和优点将从描述和附图、以及权利要求书中显见。
[0015]附图简述
[0016]图1A和IB是示出可用于向患者心脏提供治疗和/或监测患者心脏的示例性系统的概念图。
[0017]图2是包括示例性压力传感器的人类心脏的概念图。
[0018]图3是示出可被用于实现本公开的特定技术的IMD的示例性配置的功能性框图。
[0019]图4是示出可被用于实现本公开的特定技术的压力传感器的示例性配置的功能性框图。
[0020]图5是示出同一时段的指示肺动脉压(PAP)的概念性信号、和概念性心电图信号(例如，ECG信号)的时序图。
[0021]图6是示出根据本公开的特定技术，指示同一时段的肺动脉压的信号和ECG的时序图。
[0022]图7是示出根据本 公开的各技术，用于操作与可植入医疗设备(IMD)耦合的压力传感器的示例性方法的流程图。
[0023]图8是示出根据本公开的各技术，用于操作与压力传感器耦合的可植入医疗设备的示例性方法的流程图。
[0024]图9是描述根据本公开的各技术的脉搏速率和心脏速率的示例性比较的判定树。
[0025]图10是示出基于来自两个压力传感器的比较信号用于验证心血管压力度量的示例性技术的流程图。
[0026]图11是示出可由MD或其他设备实现的，用以确定何时控制压力传感器测量心血管压力信号以及确定心血管压力度量的示例性方法的流程图。
[0027]图12是示出包括服务器以及耦合至IMD和编程器的一个或多个计算设备的示例性系统的框图。
【具体实施方式】
[0028]本公开描述了用于验证通过心血管压力监测获得的心血管压力度量的各种技术。经常通过从心电图(ECG)或心内心电图(EGM)感测心室电去极化来测量心脏速率。可通过MD或外部监测设备来执行感测心脏电活动。因此，尽管在此处所述的很多示例中是由MD完成心脏电活动感测，在其他示例中，外部医疗设备可感测心脏电活动并执行此处相对于IMD所描述的各种技术。可从来自位于肺动脉、大动脉、心房、心室、或心血管系统内的其他位置处的一个或多个压力传感器的心血管压力信号中导出脉搏速率和其他心血管压力度量，诸如收缩压和舒张压。所测得的心血管压力可能受到来自压力波动的干扰，压力波动可例如缘于呼吸、波反射、运动、和咳嗽。使用本公开的技术，可通过与从所测得的电去极化信号中获得的心脏电度量(诸如心脏速率)的比较，来验证从心血管压力信号中确定的心血管压力度量。
[0029]图1A是示出可用于监测和/或提供治疗至患者100的心脏200的示例性系统IOA的概念图。患者100通常但不一定是人类。系统10包括耦合至导线106、108、和110的IMD102A (一般地“MD102”)以及编程器104。MD102A可例如是可植入起搏器、复律器和/或除颤器，其经由耦合至一条或多条导线106、108、和110的电极感测心脏200的电信号，并向心脏200提供电信号。根据本公开的特定技术，MD102A可从位于例如患者100的肺动脉208内的压力传感器114处接收压力信息，且在一些示例中，基于所接收到的压力信息向心脏200提供治疗性电信号。压力传感器114可经由导线、或无线地，耦合至MD102。在一些示例中，IMD102A可控制压力传感器114响应于患者100的心脏中的心律不齐的检测来做出一次或多次压力测量。MD102B可使用由压力传感器114所执行的压力测量来验证心律不齐或细化对该状况的诊断或治疗。
[0030]导线106、108、110延伸至患者100的心脏200内来感测心脏200的电活动和/或将电刺激传递至心脏200。在图1A所示的示例中，右心室导线106延伸通过一条或多条静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)、和右心房204，并进入右心室202。左心室冠状窦导线108延伸通过一条或多条静脉、腔静脉、右心房204、并进入冠状窦212至与心脏200的左心室206的游离壁相邻的区域。右心房导线110延伸通过一条或多条静脉和腔静脉、并进入心脏200的右心房204。
[0031]IMD102A可经由耦合至例如导线106、108、110中的至少一个的电极(在图1A中未示出)来感测伴随于心脏200的去极化和复极化而来的电信号。在一些示例中，頂D102A基于在心脏200内感测到的电信号向心脏200提供起搏脉搏。由IMD102A使用的用于感测和起搏的电极的配置可以是单极的或双极的。MD102A还可经由位于导线106、108、110中的至少一个上的电极来提供除颤治疗和/或复律治疗。MD102A可检测心脏200的心律不齐，如心室202和206的纤颤，并将除颤治疗以电脉搏的形式传递至心脏200。在一些示例中，IMD102A可被编程为传递一系列的治疗，例如具有递增能级的脉搏，直至心脏200的纤颤停止为止。MD102A通过利用本领域已知的一种或多种心室纤颤检测技术来检测心室纤颤。电极和导线的数量与配置仅是示例，且頂D102A可耦合至更多或更少的电极与导线。在一些配置中，IMD102A可包括一体或外壳电极,这可有助于经由导线上的一个或多个电极以及外壳电极的组合来进行电信号的单极传递。
[0032]在一些示例中，编程器104可以是手持式计算设备或计算机工作站。用户(如医师、技师或其它临床医生)可与编程器104交互以与MD102A通信。例如，用户可与编程器104交互以从MD102A检索生理信息或诊断信息。用户也可与编程器104交互以对MD102A进行编程，例如选择IMD的工作参数值。
[0033]例如，用户可使用编程器104从MD102A取回有关心脏200的心律、其随时间的趋势、或心律不齐状况的信息。作为另一个示例，用户可使用编程器104从IMD102A取回有关患者100的其它所感测的生理参数(如心脏内或血管内的压力、活动、姿态、呼吸、或胸阻抗)的信息。作为另一示例，用户可使用编程器104从IMD102A取回关于IMD102A或系统1OA的其它组件(如导线106、108和110)、压力传感器114、或MD102A的电源的性能或完整性的信息。用户可使用编程器104来对治疗进展进行编程，选择用于传递除颤脉搏的电极，选择除颤脉搏的波形，或选择或配置MD102A的心室纤颤检测算法。用户也可使用编程器104来对IMD102A提供的其它治疗的方面(如复律或起搏治疗)进行编程。
[0034]IMD102A和编程器104可使用本领域已知的任何技术经由无线通信来通信。通信技术的示例可包括例如低频或射频(RF)遥测，但也可考虑采用其它技术。在一些示例中，编程器104可包括放置为接近于患者身体、靠近MD102A植入点位的编程头，以提高IMD102A和编程器104之间的通信的质量和安全性。
[0035]图1B是示出可用于监测和/或提供治疗至患者100的心脏200的另一个示例性系统IOB的概念图。系统包括具有一体电极116和118 (例如,外壳电极)的IMD102B (一般地，“MD102”)、编程器104、和压力传感器114。在一些配置中，頂D102B可具有两个或更多个外壳电极。MD102B可例如是可植入监测器，其经由电极116来监测心脏200的电信号，如，感测伴随心脏200的去极化和复极化而来的电信号。
[0036]MD102B可包括附加传感器，诸如用于监测患者姿势或活动的加速度计。在一些示例中，MD102B可被实现为从明尼苏达州的明尼阿波利斯的美敦力(Medtronic)有限公司获得的Reveal?可植入监测器，或类似于该监测器。在其他示例中，頂D102B可被配置为提供治疗，诸如经由电极116或118提供治疗性电刺激。在一些示例中，頂D102B可被植入在治疗的目标组织附近或该目标组织内，诸如位于在MD102B可向其传递心脏起搏的心脏腔室内。
[0037]根据本公开的特定技术，IMD102B可从位于例如患者100的肺动脉208内的压力传感器无线地接收压力信息。在一些示例中，MD102B可存储该压力信息和/或将该压力信息中转至另一个设备，如编程器104。在一些示例中，MD102B可至少部分地基于从该压力传感器接收到的压力信息来诊断患者状况。在一些示例中，MD102B可基于所接收到的压力信息向心脏200提供治疗性电信号。在又一些示例中，頂D102B可控制压力传感器114响应于患者100的心脏中的心律不齐的检测来做出一次或多次压力测量。MD102B可使用由压力传感器114所执行的压力测量来验证心律不齐或细化诊断或治疗该状况。
[0038]如图2中所示，压力传感器114可以是无导线组件，如，不需要经由导线物理地耦合至MD或其他设备，且无需耦合至任何导线。尽管未示出，压力传感器114可包括无线通信能力，诸如低频或射频(RF)遥测之类，或者允许传感器114与MD102B、编程器104、或另一个设备通信的其他无线通信技术。压力传感器114可位于肺动脉208、右心室202、大动脉、或患者100的肺部和系统性循环系统内的其他位置处。使用任何数量的已知技术，压力传感器115可被固定至肺动脉208的壁，或者作为另一个示例，右心室202的壁。例如，压力传感器208可包括允许将传感器114在期望位置固定至组织的固定元件，如，螺旋叉齿、钩状叉齿等。在其他示例中，压力传感器114可被附连至具有例如任意各种构造的支架，且支架/传感器组合可被植入肺动脉208内。
[0039]通过例如使用传递导管，压力传感器114可被植入肺动脉208内或在患者100的肺部或系统性循环系统内的其他位置。例如，医师可经由传递导管传递压力传感器(多个)114，该传递导管横向地通过内颈或股静脉。然后传递导管延伸通过上腔静脉218、右房室瓣220、右心室202、和肺动脉瓣222，进入肺动脉208。在其他示例中，可在医师通过切开胸骨打开患者胸部后、或经由心内直视手术(这类似于瓣膜替换术)，将压力传感器114植入。
[0040]压力传感器114，因变于例如肺动脉208中的流体压力来生成压力信号。MD102、编程器104、和/或另一个设备(如，外部监测装置)，可接收由压力传感器114所传送的心脏周期长度(或脉搏速率或脉搏间间隔)和/或其他心血管压力度量。在其他示例中，压力传感器114可接收来自MD102的心脏去极化数据或其他电度量用于比较。
[0041]更一般地，此处所述的用于验证心血管压力度量的技术可被植入在MD102、压力传感器114、编程器24、诸如远程服务器之类的另一个计算设备、或者这些设备的组合。在一些示例性实现中，一个或多个压力传感器114可将心血管压力信号传送至可基于该信号确定一个或多个心血管压力度量的另一个设备，如MD102。在其他示例中，一个或多个传感器114可基于该信号确定心血管压力度量，并将压力度量传送至一个或多个其他设备，如MD102。在一些示例中，頂D102可将心血管压力度量与对应的心脏电度量比较用于验证一个或多个其他心血管压力度量。在其他示例中，压力传感器114或另一个设备可从MD102接收电度量用于与对应的心血管压力度量比较并验证其他心血管压力度量。在又一个示例中，如下文将详细描述的，一个或多个压力传感器114可比较并验证从一个或多个其他压力传感器114接收到的心血管压力度量。
[0042]图3是示出可被用于实现本公开的特定技术的MD102的示例性配置的功能性框图。在所示的示例中，頂D102A包括处理器320、存储器322、信号发生器324、感测模块326、通信模块328、和压力分析模块330。如从图3中可见，一个或多个压力传感器114可经由通信模块328与MD102通信。在所示示例中，頂D102耦合至电极328A-328K (“电极328”)，这可对应于耦合至MD102A的导线106、108、和110上的电极(图1A)以及MD102A外壳上的一体电极，或者頂D102耦合至一体电极，例如，如图1B中所示MD102B所具有的电极116和118 (图1B)。在一些示例中，MD102可耦合至更多或更少的电极328。
[0043]在一些示例中，分析模块330分析从压力传感器(多个)114接收到的心血管压力信号或度量。分析模块330可用软件、固件、硬件、或它们的任意组合来实现。在一些示例性实现中，分析模块330可以是在处理器320中实现的或由处理器320执行的软件过程。在本公开中，存储器322是包括计算机可读指令的非易失性、计算机可读存储介质的一个示例，当处理器320执行这些指令时使得MD102和处理器320执行归于MD102和处理器320的各种功能。存储器322可包括任何易失性、非易失性、磁、光或电介质，例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其它数字或模拟介质。
[0044]在一些示例性实现中，頂D10`2的处理器320可基于所确定的心脏周期长度或各种心血管压力度量，控制信号发生器324向心脏200传递刺激治疗。例如，一旦从压力传感器114接收到收缩压，分析模块330可确定肺动脉中的收缩压低于预定阈值。作为响应，处理器320可例如，控制信号发生器324向心脏200传递起搏脉搏来增加血流量。响应于该确定，处理器320也可调节起搏设置。例如，处理器320可调节起搏治疗(如，心脏再同步治疗)的一个或多个房室或室间延迟。在一些示例中，临床医生或外部或可植入医疗设备可基于所确定的心脏周期长度和/或各心血管压力度量来传递药物或其他治疗。
[0045]处理器320可包括微处理器、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中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器80可包括多个组件，例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或者一个或多个FPGA以及其它分立或集成逻辑电路的任意组合。本公开中归于处理器320的功能可体现为软件、固件、硬件、或者其任意组合。
[0046]在一些示例中，处理器320控制信号发生器324根据可存储在存储器322中的所选一个或多个治疗程序来向心脏200传递刺激治疗。例如，处理器320可控制信号发生器324来传递具有由所选择的一个或多个治疗程序指定的幅值、脉宽、频率、或电极极性的电脉搏。
[0047]信号发生器324可经由例如图1A的各导线106、108、110的导体电耦合至电极328，或者在诸如一体电极116和118之类的一体电极的情况下，是经由部署于MD102内的电导体来电耦合至电极328。在一些示例中，信号发生器324被配置成生成电刺激治疗并将其传递给心脏200。在一些示例中，信号发生器324以电脉搏的形式传递起搏、复律、或去纤颤刺激。在其它示例中，信号发生器324可以其它信号的形式传递这些类型的刺激中的一种或多种，其他信号诸如为正弦波、方波或其它基本连续时间信号、或这样的连续信号的一个或多个指定持续期的瞬时脉冲群(burst)。
[0048]信号发生器324可包括开关模块，且处理器320可使用该开关模块来选择可用电极中的哪些用于传递这样的刺激。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适于有选择地将刺激能量耦合于所选电极的任意其它类型开关器件。
[0049]在一些示例中，感测模块326监测来自电极328的至少一个的信号从而监测心脏200的电活动。感测模块326也可包括开关模块。在一些示例中，处理器320可经由感测模块326中的开关模块来选择用作感测电极的电极。
[0050]感测模块326可包括一个或多个检测通道(未示出)，其中每一个可包括放大器。可使用检测通道来感测心脏信号。一些检测通道可检测心脏事件，诸如R-或P-波，并向处理器320提供发生这样的事件的指示。一个或多个其他检测通道可将该信号提供至模数转换器，以供分析模块330处理或分析。在一些不例中，分析模块330可将来自一个或多个所选检测通道的信号的数字化版本存储在存储器322中作为EGM信号。响应于来自处理器320的信号，感测模块326内的开关模块可将所选择的电极耦合至所选择的检测通道，例如，用于在心脏200的特定腔室内检测事件或获取EGM。
[0051]在一些情况下，期望的是使得MD102或其他设备具有患者100的心血管压力度量。然而，由于有关各设备的大 小或位置的约束，可能并不期望压力传感器被包括作为IMD102的一部分，或使得压力传感器经由导线耦合至MD102。因此，可从来自位于肺动脉或患者循环系统内其他位置处的一个或多个无线压力传感器114的心血管压力中导出诸如峰值收缩压和舒张期末压之类的心血管压力度量。
[0052]如图3中所示，除了程序指令外，存储器332还可存储经由通信模块328从压力传感器114接收的心血管度量或其他数据，如，心血管信号。诸如心血管压力信号之类的原始数据可被存储于存储器322内作为将由分析模块330所处理的压力数据334。处理器320可将由分析模块330、或由压力传感器114所处理的心血管度量存储在存储器332中作为经处理的数据332。经处理的数据332可代表度量，诸如周期长度、脉搏速率、峰值收缩压、舒张期末压、其随时间的平均或趋势、或者从心血管压力信号中确定的其他信号模态信息。例如，经处理的数据332可包括由分析模块330所处理和/或确定的周期长度数据、收缩压数据、和舒张压数据。此外，在一些示例性实现中，处理器320可命令压力传感器114测量患者心血管系统内的压力。例如，基于存储器322中存储的预定时序数据、或经由编程器(例如，编程器104)传送的时序数据，处理器320可经由通信模块328向压力传感器114传送指令来进行一次或多个压力测量。
[0053]图4是示出可被用于实现本公开的特定技术的压力传感器的示例性配置的功能性框图。在所示示例中，压力传感器114包括处理器440、分析模块442、通信模块444、和存储器446。处理器440和通信模块444可类似于图3的处理器320和通信模块328。处理器440可在存储器446中将压力信息存储为压力数据448和经处理的数据450。压力数据448可包括代表患者肺静脉中压力信号的原始、未经处理的压力信息。通过处理心血管压力信号获得的心血管压力度量可作为经处理的数据450被存储于存储器446内。在一些示例中，通信模块444可将经处理的数据450传送至MD102。在其他示例中，通信模块444可将压力数据448或经处理的数据450传送至编程器104、或传送至另一个外部设备，例如用于进一步分析。
[0054]在一些示例中，分析模块442可分析由压力传感器114所感测到的心血管压力信号并将经处理的信息作为经处理的数据450储在存储器446内。分析模块442可被实现为软件、固件、硬件、或其任意组合。在一些示例性实现中，分析模块442可以是在处理器440中实现的或由处理器320执行的软件。经处理的数据450可代表基于处理数据448所确定的心血管度量，诸如周期长度、平均、或随时间的趋势。特定地，经处理的数据可包括周期长度数据、心脏脉搏速率、收缩压、舒张压、或由分析模块442所处理和/或确定的其他信号模态信息。通信模块444可将经处理的数据442传送至MD102、编程器104、或另一个外部设备用于进一步分析。
[0055]在一些示例中，頂D102的处理器320或压力传感器114的处理器440可将经由压力传感器114所检测到的心脏脉搏间隔或脉搏速率与经由连接至MD102的电极328所测得的心脏200的心脏去极化间隔或心脏速率进行比较。以此方式比较心脏去极化时序和心脏脉搏时序，允许验证通过分析心血管压力信号获得的心血管度量。
[0056]通过允许对特定时距获得的心血管度量进行验证，以此方式比较去极化和脉搏速率或间隔可节省通信带宽和功率。这些度量的比较可使得压力传感器114所载处理器440或MD102所载处理器320来确定该心血管压力度量是否正确(valid)。如果所检测到的心脏脉搏(或脉搏速率)与所检测到的电去极化(或心脏速率)不一致，则该心血管压力信号可能正经历噪声且可丢弃该所得度量并重新测量心血管压力信号。
[0057]图5是示出同一时段的指示肺动脉压(PAP)的概念性信号、和概念性心电图信号的时序图。在两个轨迹中均示出两个完整的心脏周期。心电图示出随时间的心脏的电活动。该心电图和PAP信号的特性与心脏周期中一系列分立事件对应。为易于说明，电描记图和PAP信号是概念性的，且包括信号特征，其中一些或全部可分辨地出现在由此处所述的设备(如，IMD和压力传感器)检测到的实际信号中。尽管图5的示例说明并描述了 PAP信号，在其他示例中，可由被合适放置的压力传感器感测指示心血管系统另一个部分(如，心室或心房)内的压力的信号。例如，心电图包括五个特性波:Q_波500、R-波502、S-波504、T-波506、和P-波508，在由MD或外部医疗设备感测的心电图信号中可检测到这些波的其中一些或全部。在PAP信号上的点510处，房室瓣关闭、阻塞了心脏的心房和心室之间的流体连通。在点512处，肺动脉瓣(或如果压力传感器被部署于心房上，则是主动脉瓣)打开，允许血液从心脏射出，且在点514处，肺动脉瓣再次关闭。在点516，房室瓣打开，同时心脏肌肉开始舒张。点518，标记为肺动脉瓣打开，且为心脏周期内的另一个射血期的开始。
[0058]时段520，从P-波的峰值直到后续R-波的峰值,对应于心房收缩，即驱动血从心房进入心室的心房收紧活动。时段522，从R-波的峰值到肺动脉瓣打开，标记为等容收缩时段。房室瓣和肺动脉瓣关闭，防止血液流动并导致心室内压力增加，但是没有超过肺动脉中的背压。由肺动脉瓣的打开和关闭而限定边界的时段524，是心脏周期的射血期。在射血期524期间，心室收缩且没有血液，驱动血液进入心血管系统。当心室收缩完成时，心血管系统内的血液压力关闭了肺动脉瓣514。由肺动脉瓣514的关闭和房室瓣516的打开而限定边界的时段526，是心室的等容舒张。时段528和530 —起被称为舒张晚期，其中整个心脏舒张且心室充满血液。时段528对应于血液的快速流入，而时段530对应于心休息期，心房收缩520前血液缓慢流入心房的时段再次出现。
[0059]IMD102可通过本领域任何已知技术来确定心脏去极化间隔或速率。例如，IMD102可经由ECG监测电去极化信号并确定信号何时越过对应于R-波检测的设置阈值，来检测电去极化。例如，通过测量一个或多个R-波峰值之间的时段，可确定心脏去极化间隔或速率。也可通过对心电图的一阶导数进行阈值处理、或根据本领域已知的任何其他技术，来实现这样的速率测量。
[0060]压力传感器114可通过本领域任何已知技术来确定心血管压力度量。例如，压力传感器114可使用压力分析模块442来计算PAP信号的一阶导数。可使用给定心脏周期的PAP信号的一阶导数的最大值来定义时间窗的开始，并经由该窗口中肺动脉内的最大压力来确定患者的收缩压。压力传感器可，例如，通过监测PAP信号的一阶导数以找寻压力中的突然尖峰、或者监测PAP信号的二阶导数以找寻过零(对应于排血时段524)，来确定发生心脏脉搏。可通过测量一个或多个这样的尖峰或过零之间的时段来确定心脏脉搏速率。
[0061]图6是示出同一时段的指示肺动脉压力的信号、和ECG的时序图。图6的轨迹代表在所植入的压力传感器测试期间所获取的数据。压力信号轨迹600代表在14秒的时距上以mmHg为单位的所测得的肺动脉压力。ECG轨迹602代表对于测试对象在相同时距上所测得的电去极化信号。
[0062]压力轨迹600和ECG 轨迹602的比较展示了两个轨迹之间的联系。例如，ECG轨迹602中的R-波，如R-波604，在压力信号轨迹600中对应于排血阶段开始的压力急剧增加 (例如，排血606)之前片刻。压力信号轨迹600中示出的每一个心脏脉搏在ECG轨迹602中具有对应的R-波尖峰。
[0063]压力信号轨迹600示出约为98心跳每分钟的脉搏速率，这是通过样本时间范围内排血尖峰的计数所确定的。压力信号轨迹600还示出机械噪声的一些迹象。例如，压力信号轨迹600示出时段608和610中所表示的周期性底层图案(periodic underlyingpattern)。在轨迹的其余部分，重复着这些周期中最大压力的上升和下降，且这可能是由于诸如呼吸分量这样的重复性活动引起的。在点612处肺动脉压力的下降可能是由于运动或其他物理伪像引起的。快速运动或其他外部因素可产生足够的干扰来扭曲所测得的压力，可能导致附加的被检测或隐藏的脉搏。
[0064]图7是示出根据本公开的各技术，用于操作与可植入医疗设备耦合的无线压力传感器的示例性方法的流程图。尽管在耦合至压力传感器的可植入医疗设备的上下文中描述图7的示例，在其他示例中，该医疗设备可位于患者外部。
[0065]根据该示例性方法，压力传感器从降低功耗状态被唤醒来执行测量(702)。压力传感器测量心血管压力信号(704)。该压力传感器基于所测得的心血管压力信号来确定多个心血管度量，包括与至少一个心血管脉搏的时序有关的至少一个度量，如脉搏速率或间隔(706)。压力传感器将表示心血管脉搏的时序的至少心血管压力度量传送至所植入的医疗设备(708)。然后该压力传感器基于来自可植入医疗设备的指示来确定是否已被拒绝或者是否应该拒绝该心血管压力度量(710)。该心血管压力度量是否应该被拒绝的确定是基于至少一个指示脉搏时序的血管压力度量与对应的心脏去极化时序的比较的。如果拒绝该心血管压力度量，压力传感器可丢弃该心血管压力度量，并重新测量心血管压力信号(704)并重新确定该心血管压力度量(706)。如果不拒绝该心血管压力度量，则压力传感器返回至降低功耗的睡眠状态(712)。
[0066]在一些示例中，压力传感器，如压力传感器114，可在降低功耗的睡眠或休眠状态中花费其寿命的一些或大多数。这允许压力传感器最大化其电池寿命。压力传感器可从睡眠状态唤醒(702)。可按照固定时间表自动地(如，在每日的特定时间)、或响应于外部命令(如，来自所链接的MD102)，发生唤醒。这样的唤醒命令可发生在线导线上(如果压力传感器通过导线连接至MD)，或通过由压力传感器114的通信模块444所接收的信号无线地发生这样的唤醒命令。
[0067]压力传感器，如压力传感器114，测量心血管压力信号(704)。由压力传感器所测得的原始心血管压力信号可存储于压力传感器内部，如，存储于压力传感器114的存储器446内，用于以后分析。在压力传感器测量心血管压力信号时，MD可测量心脏的去极化信号。在一些不例中，压力传感器可例如经由压力传感器114的通信模块444,将未处理的数据传送至外部位置，诸如外部编程器104或MD102，用于分析。在一些示例中，压力传感器可位于患者心脏的肺动脉内。在其他示例中，压力传感器可位于心血管系统的其他动脉、心房、或心室内，如右心室。
[0068]在一些示例中，压力传感器基于所测得的心血管压力信号，来确定多个心血管压力度量，包括指示心血管脉搏时序的至少一个度量(706)。压力传感器，如压力传感器114，例如经由压力传感器114的分析模块442，分析所测得的心血管信号来确定心血管压力度量，该度量可包括心脏脉搏间隔或速率。示例性的代表性心血管度量包括心脏脉搏速率、间隔或周期长度、收缩压、或舒张压。当压力传感器确定指示心脏脉搏时序的心血管压力度量(如，脉搏间隔、周期长度、或速率)时，IMD可基于去极化信号(如，去极化间隔、周期长度、或速率)来确定对应的去极化时序度量`。
[0069]在一些示例中，检测心脏脉搏允许压力传感器、MD、或外部编程器(如，编程器104)对所测得的心血管压力信号、代表性心血管压力度量、以及由其他传感器(如，由电极328)收集的任何去极化数据或度量，来执行逐次心跳的比较。然而，为了避免可与逐次心跳比较关联的功耗与复杂度，该压力传感器可确定指示脉搏时序的心血管压力度量。此举允许系统确定并验证较长时段上的代表性心血管度量、限制与MD或外部编程器之间的通信互换的数量。
[0070]在一些示例中，压力传感器向MD传送心血管压力度量(708)。在其中压力传感器经由导线连接至MD的示例中，这个通信可发生在导线上。在很多示例中，有利的是，为了患者健康，最小化导线数量且压力传感器和MD之间的通信可无线地进行。在其他示例中，压力传感器可使用通信模块，如压力传感器114的通信模块444，来控制通信。
[0071]在一些示例中，压力传感器可将由压力传感器测得的未处理的心血管信号传送至IMD或外部编程器用于进一步处理。然而，在功耗方面这样的数据传输或许并不理想，且在一些示例中，压力传感器可仅向MD传送确定的心血管压力度量用于进一步使用。压力传感器所载传输链路还可用于从頂D处接收命令，诸如唤醒或睡眠命令。IMD测得的数据或代表性度量可被传送至压力传感器用于进一步处理。一旦接收到心血管压力度量，MD或其他设备可将指示心脏脉搏时序的心血管度量与对应的去极化时序度量比较来确定两个度量之间是否基本一致。在其中这两个度量并不一致的情况下，可将重测信号发送至压力传感器(710)。
[0072]响应于丢弃至少一个代表性心血管度量，压力传感器重新测量心血管压力信号(704)。如果度量和信号被确定为例如由心血管信号内的噪声所破坏，则可要求压力传感器丢弃所检测到的代表性心血管度量以及任何所存储的心血管压力信号。在一些示例中，可由，例如MD102的处理器32，在MD上作出这个确定。例如，通过将心脏脉搏速率与从电测得的心脏去极化中确定的去极化速率比较，来做出该确定。
[0073]如果指示心脏脉搏时序的心血管度量与对应的去极化时序度量之间并不基本一致，则存储在MD上的心血管压力度量可被丢弃且可发送命令值压力传感器指令重新测量。一旦接收到重新测量命令，压力传感器可丢弃存储于设备存储器内的心血管数据和度量，并重复测量心血管压力信号。然后，压力传感器可基于重新测得的心血管压力信号来重新确定心血管压力度量的值并向MD传送新的心血管压力度量。
[0074]在其他示例中，压力传感器可在例如代表性脉搏速率和心脏速率之间做出比较。压力传感器可从IMD处接收去极化速率或间隔用于与由压力传感器基于所感测到的压力信号确定的脉搏速率或间隔进行比较。如果在这两个值之间并不充分一致，则存储在压力传感器上的心血管压力度量和原始心血管数据可被丢弃，且可向MD发送提醒，指示由MD接收的心血管度量存在潜在错误且应该被丢弃。在其他示例中，直到比较后，才由压力传感器传送心血管压力度量，且可基于比较结果，做出是否向MD发送来自压力传感器的心血管压力度量的确定。
[0075]在其他示例中，頂D可从压力传感器接收心血管压力信号，且MD可确定心血管压力度量以及基本一致。在又一 些示例中，另一个设备，例如，编程器104或服务器，可接收脉搏速率/间隔以及去极化速率/间隔，且可在这两组度量之间做出比较，并且如果这两个度量之间存在显著不一致，则向MD和压力传感器中的一个或两者传送信号来指令再次测量。
[0076]在一些示例中，压力传感器可进入睡眠或休眠状态来节省电池寿命(712)。压力传感器可自动进入睡眠状态，例如，在完成测量一组心血管压力信号后，或者响应于例如来自IMD304的外部命令来进入睡眠状态。睡眠状态可涉及压力传感器的一个或多个组件、以及控制压力传感器的处理器(例如压力传感器114的处理器440)的非活动组件的部分关闭。压力传感器的一些组件可维持活动，诸如时序电路的通信模块，从而唤醒压力传感器从而执行另一组测量。
[0077]图8是示出根据本公开的各技术，用于操作与无线压力传感器耦合的可植入医疗设备的示例性方法的流程图。尽管在MD的上下文中说明和描述，但是在其他示例中，可由外部医疗设备来实现图8的方法。
[0078]例如，响应于来自MD的命令，压力传感器从降低功耗的状态中被唤醒(802)。IMD测量心脏的电去极化信号(804)。IMD检测电去极化信号内一次或多次心脏去极化的时序(806)。IMD从压力传感器接收至少一个代表性心血管压力度量，包括指示心血管脉搏时序的度量(808)。MD将该心脏脉搏与去极化时序脉搏比较(810)，并确定两个时序之间是否存在基本一致(812)。如果不存在基本一致，MD指令重新测量心血管压力信号(814)。如果两个时序之间存在基本一致，如，在间隔、周期长度、或速率之间存在基本一致，则一旦完成测量和重新测量(如果有)步骤，压力传感器返回降低功率状态(816)。
[0079]在一些示例中，MD，如頂D102，和压力传感器，如压力传感器114，可在降低功耗睡眠或休眠状态中花费其寿命的一些或大多数。这允许MD或压力传感器最大化其电池寿命。必须周期性地将頂D从睡眠状态唤醒(802)。可按照固定时间表自动地(如,在每日的特定时间)、或响应于外部命令(如，来自所链接的编程器104)，发生唤醒。一旦唤醒，MD可向压力传感器传送唤醒命令。这样的唤醒命令可发生在线导线上(如果压力传感器通过导线连接至MD)，或通过由压力传感器114的通信模块444所接收的信号无线地发生这样的唤醒命令。
[0080]IMD测量心脏的去极化信号(804)。IMD102可通过连接至MD102的感测模块326的两个或更多个电极来测量去极化信号。所测得的去极化信号可被存储于IMD所载存储器中，例如，在MD102的存储器322中，用于由MD或外部编程器(诸如编程器104)以后分析。在一些示例中，可皮下地植入IMD。当H?测量去极化信号时，压力传感器可测量对应(如，时间上对应)的心血管压力信号来实现两个信号的比较或验证。
[0081]MD检测电去极化信号内一次或多次去极化的时序(806)。MD经由MD102的分析模块330来分析MD测得的电信号。MD检测信号内的去极化。MD确定代表去极化时序的度量，诸如两个去极化之间的间隔，例如，周期长度、或去极化速率。去极化时序度量可以是这些值的平均，诸如数个连续间隔的平均、或多个心脏周期期间的平均速率。
[0082]MD还从压力传感器接收指示心脏脉搏时序的至少一个心血管压力度量(808)。指示心脏脉搏时序的心血管压力度量可包括心脏脉搏之间的一个或多个间隔，如心脏周期长度、或脉搏速率。在一些示例中，指示心脏脉搏时序的心血管压力度量可以是数个这些值的平均，诸如数个心脏周期上的平均周期长度或脉搏速率。頂D可在导线上接收心血管压力度量(假设压力传感器经由导线连接至MD)，或经由MD102的通信模块328无线地接收。MD可在存储器(例如，IMD102的存储器332)中存储心血管压力度量。
[0083]在一些示例中，頂D可从压力传感器处接收未处理的心血管压力数据。在这样的示例中，MD可处理心血管压力信号来确定心血管压力度量。心血管压力信号可被存储在MD上的存储器内。
[0084]例如，经由处理器320，MD可将心脏去极化的时序与心脏脉搏进行比较(810)。如果电去极化与心脏脉搏时序并非基本一致，则頂D命令心血管压力信号的重新测量(814)。在一些示例中，当心脏(去极化)速率和心脏脉搏速率并不一致时，可发送这个命令。MD还可丢弃存储于本地存储器内的任何心血管压力度量，例如收缩压或舒张压，其对应于例如基于心血管压力信号的相同采样的失败的比较。在一些示例中，例如，一旦时序度量基本一致从而心血管压力度量被接受且不要求进一步测量，压力传感器可进入睡眠或休眠状态来节约电池寿命(816)。
[0085]图9是描述根据本公开的各技术的脉搏(压力)率和心(去极化)率的示例性比较的判定树。尽管图9的判定树示出其中比较速率的示例，在其他示例中，可比较间隔、周期长度、或代表去极化和脉搏时序的其他度量。[0086]在所示示例中，MD、压力传感器、编程器、或另一个计算设备将由MD102电测量的心脏速率与从压力传感器接收到的脉搏速率进行比较(900)。该比较确定心脏速率和脉搏速率是否基本相同(902)。如果心脏速率和脉搏速率基本相同(902的“是”分支)，则比较模块确定基于心血管信号所确定的其他心血管压力度量是可靠的(904)。然后压力传感器进入睡眠模式。
[0087]如果心脏速率和脉搏速率并不基本相同(902的“否”分支)，则比较模块确定是否适于重新测量心血管压力信号(906)。如果重新测量是合适的，则可更新重新测量计数器，可将命令发送至压力传感器来进行心血管信号的重新测量，且该过程可从步骤900开始重复(910)。如果重新测量不合适，则MD或其他设备可确定该压力传感器不能获得能验证的心血管压力度量(912)。在一些示例中，使用心血管压力度量的其他过程或算法可继续使用之前确定并验证的度量值。
[0088]在一些示例中，MD将电测量的心脏速率与从压力传感器接收的脉搏速率进行比较(900)。可由处理器，例如MD102的处理器320来做出该比较。该MD将同一时段上测得的脉搏速率与心脏速率进行比较，例如该速率对应于其中采样压力和去极化信号的共同时段。
[0089]验证可包括确定心脏速率和脉搏速率是否基本相同(902)。两个速率之间的一致可不需要是精确的。在一些示例中，速率之间的一致性可落在彼此的阈值内，从而补偿IMD和压力传感器对于去极化和脉搏的标识方面的微小或可预期的差异。该阈值可以是默认值、或者用户可选择或可编程的值，藉此该值可以是患者专用的。在一些示例中，可由IMD或此处所述的另一个设备自动地确定患者专用的值。例如，IMD或设备可监测阈值确定期间的去极化或脉搏速率，从而标识速率上的一般变化(normal variance)并相应地设置阈值。可在B?和压力传感器的一个或两者植入后立刻、在随访期间、或周期性地，发生阈值确定时段。在一些示例中，可因变于脉搏或去极化间隔中的一个或两者，动态地调节阈值。在任何情况下，如果心脏速率和心脏脉搏速率一致，可验证所确定的压力度量为可靠(904)。
`[0090]如果心脏速率和心脏脉搏速率并不一致，则MD可确定是否应该重新测量心血管压力信号(906)。为了节省电池功率，压力传感器和/或MD可维持重新测量心血管压力信号的次数计数。如果重新测量心血管压力信号的数量超过预定阈值，则MD或压力传感器可选择简单地结束重新测量周期且为其他活动节省功率。如果没有超过预定义阈值，MD可更新重新测量计数、通知压力传感器来重新测量心血管压力信号、并从比较步骤900开始重复验证过程(910)。在一些示例中，可延迟重新测量达设定时段，例如，从而允许影响心血管压力信号的噪声生成情况消失。
[0091]如果MD或压力传感器确定重新测量心血管信号不合适，则该系统可确定其不可获得经验证的心血管压力度量(912)。MD和压力传感器可采取各种动作，包括生成警告，例如与外部设备通信来为患者或医疗保健提供方提供警告信息、或者等待另一个预定测量周期。心脏速率和心脏脉搏速率(或电去极化与心脏脉搏)之间连续不一致可指示系统内的问题，诸如携载被用于检测心脏的电去极化的电极的导线断裂。不一致还可指示MD或压力传感器的感测阈值参数需要调节，或正发生心脏事件，例如快速性心律失常。
[0092]之前的示例包括了基于指示心脏脉搏(例如，压力波形中的脉搏速率)的时序的压力度量与心脏去极化(例如，基于连续检测到的R-波之间的一个或多个间隔所确定的心脏速率)的时序之间的比较来验证压力度量的可靠性的技术。在一些示例中，可基于来自两个压力传感器的两个心血管信号的比较来验证压力度量。例如，可基于与由位于患者体内第二位置处的第二压力传感器所感测到的第二心血管压力信号所确定的第二压力度量之间的比较，来验证由位于患者体内第一位置处的第一测量传感器所感测到的第一心血管压力信号所确定的第一压力度量。[0093]可在指示在第一和第二波形内检测到的心脏脉搏的时序的第一和第二度量之间做出比较。在一些示例中，由于压力传感器位置的原因，相比来自第二压力传感器的第一心血管压力信号，来自第二压力传感器的第二心血管压力信号可更可靠地包括心脏脉搏。例如，第一传感器可位于患者心脏外，如在肺动脉或心房内，且第二压力传感器可位于患者心脏内，如位于右心室内。此处在脉搏和去极化时序比较的上下文中所述的各种技术可被用于比较在第一和第二心血管压力波形中脉搏时序的比较。
[0094]图10是示出基于来自两个压力传感器的比较信号用于验证心血管压力度量的示例性技术的流程图。根据图10的示例，第一植入的压力传感器测量第一心血管压力信号(920)。在同一时段期间，例如同时，第二植入的压力传感器测量第二心血管压力信号(922)。
[0095]第一压力传感器、第二压力传感器、和/或一个或多个其他设备，基于第一信号确定多个第一心血管压力度量，且基于第二信号确定至少一个第二心血管压力度量(924)。第一心血管压力度量中的一个指示心脏脉搏时序，例如，是第一心脏脉搏速率。第二心血管压力度量中也指示心脏脉搏时序，例如，是第二心脏脉搏速率。
[0096]第一压力传感器、第二压力传感器、和/或一个或多个其他设备，比较指示心脏脉搏时序的第一和第二度量(926)。例如，根据此处相对于压力/去极化比较所述的技术，如果在指示时序的第一和第二压力度量之间并不基本一致(928的否分支)，则由该一个或多个传感器或其他设备拒绝该多个第一压力度量。在一些示例中，还可拒绝基于第二心血管信号确定的附加第二压力度量。响应于该拒绝，例如自发地或响应于命令，第一和第二压力传感器可重新测量第一和第二压力信号(920)。例如，根据此处相对于压力/去极化比较所述的技术，如果在指示时序的第一和第二压力度量之间基本一致(928的是分支)，则由该一个或多个传感器或其他设备接受该多个第一压力度量，例如，可被存储、呈现给用户、或被用于确定患者治疗。
[0097]图11是示出可由MD或其他设备实现的确定何时控制压力传感器测量心血管压力信号以及确定心血管压力度量的示例性方法的流程图。为说明目的，将图11的示例性方法描述为由IMD执行。根据该示例性方法，IMD响应于检测到特定心脏速率状况-心博停止，来控制压力测量。
[0098]根据图11的示例性方法，如此处所述，MD监测心脏去极化信号，例如，来检测R-波并确定心脏速率(940)。MD确定是否检测到心搏停止(942)。例如，MD可基于阈值时段期满，诸如三秒，而没有检测到心脏去极化(例如，R-波)，来检测心搏停止。如果没有检测到心搏停止(942的否分支)，MD继续监测心脏去极化信号。如果检测到心搏停止(942的是分支)，IMD控制压力传感器来测量心血管压力信号并基于该压力信号确定一个或多个心血管压力度量(944)。MD、或另一个设备，可使用该压力度量来确认心搏停止，例如，确定是真的没有去极化还是MD没有感测到发生去极化。可基于压力信号中存在或不存在心脏脉搏来做出该确定。可基于确认或否所检测到的心搏停止的一个或多个压力度量，由一个或多个设备执行:修改去极化感测、存储事件(印isode)(可包括去极化和压力波形)、或者传递治疗(例如起搏、复律、或除颤)。
[0099]图12是示出包括经由网络1010耦合到MD102和编程器24的外部设备(例如服务器1012)以及一个或多个计算设备1016A-1016N的示例性系统1000的框图。在该示例中，頂D102可使用通信模块(例如通信模块328)经由第一无线连接与编程器104通信，并且经由第二无线连接与接入点1018通信。在图12的示例中，接入点1018、编程器104、服务器1012、和计算设备1016A-1016N互连，并且能通过网络1010彼此通信。在一些情况下，接入点1018、编程器104、服务器1012和计算设备1016A-1016N中的一个或多个可通过一个或多个无线连接耦合至网络1010。MD102、编程器104、服务器1012、和计算设备1016A-1016N可各自包括一个或多个处理器，例如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等，它们可执行例如本文描述的各个功能和操作。
[0100]接入点1018可包括经由多种连接中的任何一种连接于网络1010的设备，所述多种连接例如是电话拨号上网、数字订户线路(DSL)或电缆调制解调器连接。在其它示例中，接入点1018可通过包括有线或无线连接的不同形式的连接耦合至网络1010。在一些示例中，接入点1018可与患者(例如，患者10)处于同一位置并可包括一个或多个编程单元和/或计算设备(例如一个或多个监测单元)，它们能执行本文描述的各个功能和操作。例如，接入点1018可包括与患者处于同一位置并且可监测MD102的活动的家庭监测单元。
[0101]在一些情况下，服务器1012可被配置成为从MD102和/或编程器104收集的数据提供安全存储站点。网络1010可包括局域网、广域网或例如因特网的全球网。在一些情况下，编程器104或服务器1012可将数据汇编在网页或其它文档中以供经过培训的专业人员(如临床医生)经由与计算设备1016A-1016N相联的观看终端进行观看。图10示出的系统在某些方面可通过通用的网络技术和功能来实现，比如由明尼苏达州的明尼阿波利斯的Medtronic公司研发的Medtronic CareLink?网络所提供的那些技术。
[0102]在一些示例中，服务器1012的处理器1020可被配置为从压力传感器(多个)(例如，压力传感器114)中接收压力信息，和/或从MD (例如，頂D102)处接收去极化信号，用于由分析模块1022以本公开中所述方式进行处理。分析模块1022可基于所接收到的信息使用本公开所述的任何技术来确定周期长度、速率、收缩压、和/或舒张压。处理器1020可使用此处所述的任何技术，比较指示去极化和脉搏时序的速率、周期长度、或任何其他度量，从而验证一个或多个心血管压力度量的可靠性。
[0103]处理器1020，基于心脏周期长度和/或从肺动脉压力测得的压力度量，可向用户提供警告，例如经由接入点1018向患者提供或者经由计算设备1016之一向临床医生提供警告、标识患者情况的变化，例如恶化。基于从心脏周期长度和/或肺动脉压力中测得的压力度量，处理器1020可例如经由编程器104或计算设备1016向临床医生提示治疗(诸如CRT)中的变化。经由网络1010，处理器1020还可调节或控制MD102进行的治疗传递，如电刺激治疗和/或治疗性物质。
[0104]在一些示例中，使用上述各种技术，在不要求附加导线植入患者的情况下，基于所测得的心脏的电去极化信号来验证从位于远处的压力传感器获得的心血管压力度量。心血管压力测量和验证可以是周期性的，例如每小时或每天。在一些示例中，所比较的去极化和脉搏时序度量可以是在多个心脏周期上的平均值，例如，平均脉搏和去极化速率。
[0105]在一些示例中，頂D可对于由压力传感器传送的压力度量进行逐次心跳地验证。可周期性地执行该逐次心跳地验证达一时段，或连续地执行逐次心跳地验证。该逐次心跳地验证可以是平均时序度量的逐次心跳的比较，或可包括验证个别的所检测到的心脏的电去极化与所检测到的心血管脉搏是否几乎同时发生、或者与所检测到的心血管脉搏具有所期待的时序关联。在后者的示例中，MD或其他设备可验证每一个电去极化对应于心脏脉搏、或者反之，来确保压力传感器没有过感测或欠感测心血管压力波动。
[0106]在一些配置中，响应于电感测的心脏事件，诸如心动过速，可由MD激活压力传感器。响应于这样的激活所提供的心血管压力度量可验证MD所检测到的心动过速，或者提供有用的信息来诊断心动过速背后的状况。在一些示例中，可结合使用压力传感器和MD来提供对于特定心脏事件的更为快速且准确的诊断，诸如心室早发性收缩(PVC)。
[0107]进一步，在一些示例中，MD可促使压力传感器来延迟对于心血管压力的周期性(如，每天)测量。例如，响应于检测到对应的心脏收缩速率将处于使得心血管压力度量不可靠的去极化速率，MD可促 使压力传感器延迟测量。
【权利要求】
1.一种系统，包括: 至少一个压力传感器，被配置为测量心血管压力信号； 医疗设备，被配置为测量心脏的电去极化信号； 至少一个分析模块，被配置为: 基于所测得的心血管压力信号来确定多个心血管压力度量，其中所述多个心血管度量包括指示至少一个心脏脉搏的时序的至少一个心血管压力度量；且 基于所测得的电去极化信号来确定指示至少一个心脏去极化的时序的度量；和 至少一个处理器，被配置为: 比较所述至少一个心脏脉搏时序和所述至少一个心脏去极化的时序；且 基于所述时序是否基本一致来确定是否丢弃所述多个心血管压力度量。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，指示至少一个心脏去极化的时序的所述度量包括心脏速率，且指示至少一个心脏脉搏的时序的所述至少一个心血管压力度量包括脉搏速率。
3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述至少一个压力传感器无线地耦合至所述医疗设备。
4.如权利要求3所述的系统，其特征在于，所述压力传感器被配置为向所述医疗设备无线地传送所述多个心血管度量。
5.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器被配置为:如果丢弃了所述多个心血管压力度量，则控制所述压力传感器重新测量心血管压力信号。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述处理器被配置成: 确定所述心血管压力信号响应于丢弃所述多个心血管压力度量而已被重新测量的次数； 将所述心血管压力信号已被重新测量的次数与预定阈值比较；且 基于所述比较来确定是否控制所述压力传感器重新测量心血管压力信号。
7.如权利要求1所述的系统，其特征在于，除了指示至少一个心脏脉搏的时序的所述心血管压力度量外，所述多个心血管压力度量包括收缩压和舒张压的至少一个。
8.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述医疗设备包括所述处理器。
9.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述医疗设备被配置用于皮下植入患者体内。
10.一种系统,包括: 用于测量心血管压力信号的装置； 用于测量心脏的电去极化信号的装置； 用于基于所测得的心血管压力信号来确定多个心血管压力度量的装置，其中所述多个心血管度量包括指示至少一个心脏脉搏的时序的至少一个心血管压力度量； 用于确定指示在所测得的电去极化信号中的至少一个心脏去极化的时序的度量的装置； 用于比较所述至少一个心脏脉搏的时序和所述至少一个去极化信号的时序的装置；和 用于基于所述时序是否基本一致来确定是否丢弃所述多个心血管压力度量的装置。
11.如权利要求10所述的系统，其特征在于，指示至少一个心脏去极化的时序的所述度量包括心脏速率，且指示至少一个心脏脉搏的时序的所述至少一个心血管压力度量包括脉搏速率。
12.—种系统,包括: 第一压力传感器，被配置为测量第一心血管压力信号； 第二压力传感器，被配置为测量第二心血管压力信号，其中所述第一和第二压力传感器彼此通信；和 植入于所述第一和第二压力传感器的一个或多个的一个或多个分析模块，所述分析模块被配置为: 基于所测得的第一心血管压力信号来确定多个第一心血管压力度量，其中所述多个第一心血管度量包括指示至少一个心脏脉的搏时序的至少一个第一心血管压力度量； 基于所测得的第二心血管压力信号来确定至少一个第二心血管压力度量，其中所述至少一个第二心血管压力度量指示至少一个心脏脉搏的时序； 将用所述第一心血管压力度量指示的至少一个心脏脉搏的时序与用所述第二心血管压力度量指示的至少一个心脏脉搏的时序进行比较；且 基于所述时序是否基本一致来确定是否丢弃所述多个第一心血管压力度量。
13.一种系统,包括: 压力传感器；以及 医疗设备，被配置为: 测量心脏的电去极化信号； 基于心脏的电去极化信号来检测心博停止；且 响应于检测到心博停止，引导所述压力传感器来测量心血管压力信号。
【文档编号】A61B5/024GK103501856SQ201280021546
【公开日】2014年1月8日 申请日期:2012年5月2日 优先权日:2011年5月3日
【发明者】W·J·哈韦尔, T·D·贝内特, Y·K·丘, R·T·特普克二世 申请人:美敦力公司