從肺動脈壓力對于心動周期長度和壓力度量的測量的制作方法
【專利摘要】一種用于監(jiān)測醫(yī)療裝置內的心血管壓力信號的方法和設備，包括：確定所感測的壓力信號是否大于第一壓力閾值，響應于該感測的壓力信號大于該第一壓力閾值來確定該壓力信號的第一度量，確定所述感測的壓力信號是否大于與該第一壓力閾值不相等的第二壓力閾值，響應于該感測的壓力信號大于該第一壓力閾值來確定該壓力信號的第二度量，以及確定收縮壓或舒張壓中的至少一個，其中基于響應于該壓力信號不大于該第二閾值的該第一度量、以及基于響應于該壓力信號大于該第二閾值的該第二度量，來確定該收縮壓或舒張壓中的至少一個。
【專利說明】從肺動脈壓力對于心動周期長度和壓力度量的測量
【技術領域】
[0001]本公開涉及醫(yī)療裝置，且更具體地，涉及監(jiān)測心臟壓力的可植入醫(yī)療裝置。
【背景技術】
[0002]用于遞送治療和/或監(jiān)測生理狀況的各種可植入醫(yī)療裝置已經臨床植入或提出用于臨床植入患者體內。作為示例，可植入醫(yī)療裝置可向例如心臟、肌肉、神經、大腦、胃、或其它器官或組織遞送刺激或藥物治療和/或監(jiān)測與之關聯的狀況?？芍踩脶t(yī)療裝置可包括或耦合至一個或多個生理學傳感器，該一個或多個生理學傳感器可與該裝置結合來提供與各生理狀況相關的信號，從這些信號可評估患者狀態(tài)或治療的需求。
[0003]某些可植入醫(yī)療裝置可采用攜載刺激電極、感測電極、和/或其它傳感器的一根或多根細長電引線?？芍踩脶t(yī)療引線可配置成允許電極或其它傳感器被放置在期望位置處以遞送刺激或進行感測。例如，各電極或傳感器可被攜載于引線的遠部。引線的近部可耦合至可植入醫(yī)療裝置殼體，該可植入醫(yī)療裝置殼體可包含諸如刺激生成和/或感測電路之類的電路。其它可植入醫(yī)療裝置可采用一個或多個導管，裝置通過該導管向患者體內的目標位置遞送治療流體。這樣的可植入醫(yī)療裝置的示例包括心臟監(jiān)測儀、起搏器、可植入心臟復律除顫器(I⑶)、肌肉刺激器、神經刺激器、治療流體遞送裝置、胰島素泵、和血糖監(jiān)測儀。
[0004]可采用壓力傳感器與可植入醫(yī)療裝置結合作為配置成檢測血壓變化的生理學傳感器。可用于測量血壓的示例性壓力傳感器可采用壓力傳導的電容式、壓電式、壓阻式、電磁的、光學的、諧振頻率、或熱方法。 【專利附圖】

【附圖說明】
[0005]由于參照結合附圖而考慮的以下本發(fā)明各實施例的詳細描述能更好地理解本發(fā)明的各方面和特征，因而這些優(yōu)點會變得更容易理解。
[0006]圖1是示出可用于向患者的心臟提供治療和/或監(jiān)測患者心臟的示例性系統(tǒng)的概念不意圖；
[0007]圖2是更詳細地示出圖1所示的該系統(tǒng)的示例性可植入醫(yī)療裝置(IMD)和引線的概念示意圖；
[0008]圖3是示出圖1的MD的示例性配置的功能框圖；
[0009]圖4是示出可用于實現本公開的某些技術的壓力傳感器的示例性配置的功能框圖；
[0010]圖5是包括壓力傳感器的人類心臟的示意圖；
[0011]圖6是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階導數的時序圖，該一階導數可用于確定收縮壓；
[0012]圖7是示出根據本公開的各技術的用于確定收縮壓的示例性方法的流程圖；
[0013]圖8是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階和二階導數的時序圖，該一階和二階導數可用于確定舒張壓；[0014]圖9是示出根據本公開的各技術的用于確定舒張壓的示例性方法的流程圖；
[0015]圖10是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階導數的時序圖，該一階導數可用于確定心動周期長度；
[0016]圖11是示出根據本公開的各技術的用于確定心動周期長度的示例性方法的流程圖；
[0017]圖12是示出包括服務器、和經由網絡耦合到圖1所示MD和編程器的一個或多個計算裝置在內的示例性系統(tǒng)的框圖；
[0018]圖13是另一示例性可植入醫(yī)療裝置的實施例的框圖；
[0019]圖14是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階導數的時序圖，該一階導數可用于確定心動周期長度和/或一個或多個壓力度量；以及
[0020]圖15是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階和二階導數的時序圖，該一階和二階導數可用于確定收縮壓、舒張壓、和/或周期長度。
【具體實施方式】
[0021]一般而言，本公開描述用于心血管監(jiān)測的技術。心血管監(jiān)測技術可包括從由植入在患者肺動脈內的壓力傳感器檢測到的壓力信號來確定心動周期長度和/或諸如收縮壓和舒張壓之類的心血管壓力度量。在某些情況下，壓力信號的導數可用于確定心動周期長度和/或心臟壓力度量。此 外，可采用二階或更高階導數以標識壓力波形上的有助于具有臨床診斷價值的測量的其它形態(tài)基準點。為此目的還可使用平均和交叉相關或數學變換技術。使用本公開的技術，可植入醫(yī)療裝置可遞送藥物治療或治療電刺激，或基于所確定的心動周期長度和/或各壓力度量來獲取診斷信息。
[0022]在一示例中，本公開涉及一種方法，包括:在不參考心臟電活動的情況下，通過醫(yī)療裝置來標識心血管壓力信號的導數信號內的點，通過該醫(yī)療裝置，從該導數信號的所標識的點開始發(fā)起時間窗口，用該醫(yī)療裝置，來標識該時間窗口內的心血管信號內的點，以及用醫(yī)療裝置，基于所標識的點，來確定收縮壓或舒張壓中的至少一個。
[0023]在另一示例中，本公開涉及一種系統(tǒng)，包括:至少一個壓力傳感器，以及至少一個壓力分析模塊，該至少一個壓力分析模塊配置成在不參考心臟電活動的情況下標識心血管壓力信號的導數信號內的點、從導數信號的所標識的點開始發(fā)起時間窗口、標識該時間窗口內心血管信號內的點，以及基于所標識的點來確定收縮壓或舒張壓中的至少一個。
[0024]在另一示例中，本公開涉及一種計算機可讀存儲介質，包括指令，這些指令在被執(zhí)行時，使壓力分析模塊在不參考心臟電活動的情況下標識心血管壓力信號的導數信號內的點、從導數信號的所標識的點開始發(fā)起時間窗口、標識號時間窗口內心血管信號內的點、以及基于所標識的點來確定收縮壓或舒張壓中的至少一個。
[0025]在另一示例中，本公開涉及一種方法，包括:通過醫(yī)療裝置來標識心血管壓力信號的導數信號內的多個基準點，以及通過醫(yī)療裝置，來標識這些基準點中的相繼基準點之間的時長作為心動周期長度，其中標識多個基準點包括:將導數信號與閾值比較，標識導數信號內滿足該閾值的點，標識導數信號內滿足閾值的點之后的導數信號內的基準點，以及發(fā)起在基準點處開始的不應期，以及其中將導數信號與閾值比較包括在不應期不將該導數信號與閾值比較來標識多個基準點中的后一個。
[0026]一種系統(tǒng)，包括:至少一個壓力傳感器以及至少一個壓力分析模塊，該至少一個壓力分析模塊配置成標識心血管壓力信號的導數信號內的多個基準點，并將基準點中相繼基準點之間的時長標識心動周期長度，其中配置成標識多個基準點的至少一個壓力分析模塊還配置成將導數信號與閾值比較，標識導數信號內滿足該閾值的點，標識該導數信號內滿足該閾值的點之后的導數信號內的基準點，以及觸發(fā)在基準點處開始的不應期，以及其中配置成將導數信號與閾值比較的至少一個壓力分析模塊配置成在不應期不將該導數信號與該閾值比較以標識基準點中的后一個。
[0027]一種計算機可讀存儲介質，包括指令，這些指令在執(zhí)行時，使壓力分析模塊標識心血管壓力信號的導數信號內的多個基準點，并將基準點中相繼基準點之間的時長標識為心動周期長度，其中執(zhí)行時使壓力分析模塊標識多個基準點的指令包括這樣的指令，這些指令在被執(zhí)行時，使壓力分析模塊將該導數信號與閾值比較，標識導數信號內滿足該閾值的點，標識導數信號內滿足閾值的點之后的導數信號內的基準點，以及發(fā)起在基準點處開始的不應期，以及其中執(zhí)行時使壓力分析模塊將導數信號與閾值比較的指令包括這樣的指令，這些指令在被執(zhí)行時使壓力分析模塊在不應期不將該導數信號與該閾值比較以標識基準點中的后一個。
[0028]在以下的附圖和說明中闡述一個或多個方面的細節(jié)。從說明書和附圖以及權利要求書中可顯示出其它特征、目標和優(yōu)點。
[0029]本公開描述了基于肺動脈壓力來測量心動周期長度和壓力度量的各種技術。心動周期長度通常通過從心電圖(ECG)或心內腔電圖(EGM)感測心室電去極化來測得。然而，由于它可期望限制植入患者內的硬件的量和計算要求，電測量可能不可用。使用本公開的技術，可從來自肺動脈(PA)內的一個或多個壓力傳感器的肺動脈壓力(PAP)中導出心動周期長度和諸如收縮壓和舒張壓之類的壓力度量，且不使用心臟電信號，。以此方式，例如，可在無需向患者增加電極的情況下，確定心動周期長度。應理解，本公開中所描述的技術還可應用于用位于右心室(RV)內的有線或無線傳感器基于心室壓力來測量心動周期長度和壓力度量。
`[0030]圖1是可植入醫(yī)療裝置的示意圖。圖1是示出可用于監(jiān)測患者14的心臟12和/或向患者14的心臟12提供治療的示例性系統(tǒng)10的概念示意圖?；颊?4通常但不一定是人類。治療系統(tǒng)10包括MD16，該MD16耦合到引線18、20和22、以及編程器24。MD16可以是例如可植入心臟起搏器、復律器、和/或除顫器，其經由耦合到一根或多根引線18、20、和22的電極向心臟12提供電信號。根據本公開的某些技術，IMD16可從位于患者14的肺動脈內的壓力傳感器(圖1中未示出)接收壓力信息，在某些示例中，基于所接收的壓力信息向心臟12提供電信號，如下文更詳細描述地。壓力傳感器可經由引線、或無線地耦合到IMD160
[0031]弓丨線18,20,22延伸到患者14的心臟12以感測到心臟12的電活動和/或向心臟12遞送電刺激。在圖1所示的示例中,右心室(RV)引線18延伸穿過一個或多個靜脈(未示出)、上腔靜脈(未示出)、右心房26、并進入右心室28。左心室(LV)冠狀竇引線20延伸穿過一個或多個靜脈(未示出)、腔靜脈、右心房26、并進入冠狀竇30到達與心臟12的左心室32的自由壁相鄰的區(qū)域。右心房(RA)引線22延伸穿過一個或多個靜脈和腔靜脈并進入心臟12的右心房26。
[0032]MD16可經由耦合到引線18、20、22中至少一個的電極(圖1中未示出)來感測伴隨于心臟12的去極化和復極化的電信號。在某些示例中，IMD16基于在心臟12內感測到的電信號向心臟12提供起搏脈沖。IMD16所使用的用于感測和起搏的電極的構造可以是單極或雙極。MD16還可經由位于引線18、20、22中至少一個上的電極提供除顫治療和/或復律治療。頂D16可檢測心臟12的心律失常，諸如心室28和32的纖顫，并向心臟12遞送電脈沖形式的除顫治療。在某些示例中，IMD16可編程成遞送一系列治療，例如具有增加能級的電脈沖，直到心臟12的纖顫停止為止。MD16采用本領域已知的一種或多種纖顫檢測技術來檢測纖顫。
[0033]在某些示例中，編程器24可以是手持式計算設備或計算機工作站。諸如內科醫(yī)生、技師、外科醫(yī)生、電生理學家或其它臨床醫(yī)生之類的用戶可與編程器24交互以與MD16通信。例如，用戶可與編程器24交互以從MD16取回生理或診斷信息。用戶還可與編程器24交互來對MD16進行編程，例如選擇MD的運行參數的值。
[0034]例如，用戶可使用編程器24來從IMD16取回關于心臟12的心律、其隨時間的趨勢、或心律不齊發(fā)作的信息。作為另一個示例，用戶可使用編程器24從MD取回關于患者14的其它感測的生理參數的信息，諸如心腔內或血管內壓力、活動、姿勢、呼吸、或胸阻抗。作為另一個示例，用戶可使用編程器24來從MD16取回關于系統(tǒng)10的MD16或諸如MD的引線18、20和22或電源之類的其它組件的性能和完整性的信息。用戶可使用編程器24對治療進展編程、選擇用于遞送除顫脈沖的電極、選擇除顫脈沖的波形、或選擇或配置MD16的纖顫檢測算法。用戶還可使用編程器24對由MD14所提供的其它治療的各方面進行編程，諸如復律或起搏治療。
[0035]MD16和編程器24可使用本領域已知的任何技術經由無線通信來通信。通信技術的示例可包括例如低頻射頻(RF)遙測，但也考慮其它技術。在某些示例中，編程器24可包括編程頭，該編程頭可被放置在頂D16植入部位附近鄰近患者身體,從而改進頂D16與編程器24之間通信的質量或安全性。
[0036]圖2是更詳細示出治療系統(tǒng)10的MD16和引線18、20、和22的概念圖。引線18、20,22可經由連接器塊34電耦合到MD16的信號發(fā)生器和感測模塊。
[0037]每根引線18、20、22包括攜載一個或多個導體的細長絕緣引線本體。雙極電極40和42定位在引線18的遠端附近。此外，雙極電極44和46定位在引線20的遠端附近，且雙極電極48和50定位在引線22的遠端附近。電極40、44、和48可采用環(huán)形電極的形式，而電極42、46、和50可分別采用可伸縮地安裝在絕緣電極頭52、54、和56內的可延伸螺旋線尖端電極的形式。
[0038]引線18、20、22還包括分別可采用線圈形式的細長心臟內電極62、64、66。此外，引線18、20、22之一，例如圖2的引線22，可包括遞送電刺激(例如經靜脈除顫)的上腔靜脈(SVC)線圈67。例如，引線22可被插入穿過上腔靜脈并可將SVC線圈67放置在右心房/SVC結(低SVC)或左鎖骨下靜脈(高SVC)內。電極40、42、44、46、48、50、62、64、66、和67中的每個可電耦合到其相關聯的引線18、20、22的引線本體內的導體中的相應一個，且藉此分別耦合到頂D16的信號發(fā)生器和感測模塊。在某些示例中，如圖2所示，IMD16包括一個或多個殼體電極，諸如殼體電極58,其可與IMD16的氣密封殼體60的外表面一體形成或以其它方式耦合至殼體60。
[0039]IMD16可經由電極40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、和67感測伴隨于去極化和復極化的電信號。該電信號經由各引線18、20、22或在殼體電極58的情況下經由耦合到殼體電極的導體傳導到IMD160 MD16可經由電極40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、以及67的任何雙極組合來感測這些電信號。此外，電極40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、以及67中的任何電極可用于與殼體電極58組合用于單極感測。 [0040]在某些示例中，MD16經由電極40、42、44、46、48、和50的雙極組合遞送起搏脈沖以產生心臟12的心臟組織的去極化。在某些示例中，MD16在經由電極40、42、44、46、48、和50中的任何電極與殼體電極58組合以單極構造遞送起搏脈沖。例如，電極40、42、和/或58可用于向心臟12遞送RV起搏。附加地或可選地，電極44、46、和/或58可用于向心臟12遞送LV起搏，且電極48、50、和/或58可用于向心臟12遞送RA起搏。
[0041]此外，IMD16可經由細長電極62、64、66、和67的任意組合與殼體電極58向心臟12遞送除顫脈沖。電極58、62、64、66也可用于向心臟12遞送心臟復律脈沖。電極62、64、66、和67可由任何合適的導電材料制成，諸如但不限于鉬、鉬合金、或已知可用在可植入除顫電極中的任何其它材料。
[0042]圖1和2所示治療系統(tǒng)10的配置僅是一個示例。在其它示例中，治療系統(tǒng)可包括心外膜引線和/或代替或附加于圖1和2所示靜脈電極引線18、20、22的貼片電極。此外，MD16不需要植入患者14內。在其中MD16不植入患者14內的示例中，頂D16可經由經皮引線向心臟12遞送除顫脈沖和其它治療，該經皮引線延伸穿過患者14的皮膚到達心臟12內或外的各位置。
[0043]此外，在其它示例中，治療系統(tǒng)可包括耦合到MD16的任何適當數量的引線，且每個引線可延伸到心臟12內或附近的任何位置。例如，治療系統(tǒng)的其它示例可包括如圖1和2所示定位的三個靜脈引線，以及位于左心房36內或附近的附加引線。治療系統(tǒng)的其它示例可包括從頂D16延伸到右心房26或右心室28內的單根引線、或延伸到右心室28和右心房26中相應一個的兩根引線(未示出)。圖1和2的示例包括心臟12每個腔室單個電極，該單個電極與該腔室的心臟12的壁(例如)自由壁接合。其它示例可包括每個腔室多個電極，位于心臟壁上的各不同位置處。該多個電極可由每個腔室的一根陰線或多根引線所攜載。
[0044]根據本公開的某些方面，位于患者肺動脈內的一個或多個壓力傳感器可經由無線通信與MD16通信，或可經由一根或多根引線耦合到MD16。例如，壓力傳感器(多個)可將壓力信息(例如表示因變于心臟12內壓力的壓力信號的數據)通信到IMD16。作為響應，IMD16且，具體是MD16的處理器，可如下文更詳細描述地，確定心動周期長度或各種壓力度量。
[0045]為了簡明起見，本公開總體涉及MD16為執(zhí)行任何計算，但本公開并不限于此。在其它示例中，壓力傳感器(多個)可向編程器24通信壓力信息。作為響應，編程器24可確定心動周期長度和各種壓力度量，如下文更詳細描述地。在其它示例中，壓力傳感器(多個)可將壓力信息通信到例如計算裝置、服務器、網絡等的另一個裝置進行存儲和/或分析。
[0046]此外，在其它示例中，壓力傳感器使用本文所述各種技術，可自己分析壓力信息以確定例如心動周期長度或各種壓力度量。在這樣的示例中，壓力傳感器可儲存周期長度和其它度量，并可例如無線地將該周期長度和其它度量通信到IMD16、編程器24、或另一個計
算裝置。
[0047] 圖3是示出可用于實現公開某些技術的IMD16的示例性配置的功能框圖。在所示示例中，IMD16包括處理器80、存儲器82、信號發(fā)生器84、感測模塊86、遙測模塊88、和壓力分析模塊90。如圖3所示，一個或多個壓力傳感器92可經由遙測模塊88與MD16通信。壓力分析模塊90分析從壓力傳感器(多個)92接收到的壓力數據。壓力分析模塊90可被實現為軟件、固件、硬件、或其任何組合。在某些示例性實現中，壓力分析模塊90可以在處理器80內被實現或由處理器80執(zhí)行的軟件過程。存儲器82是非瞬態(tài)計算機可讀存儲介質的一示例，該介質包括計算機可讀指令，當在由處理器80執(zhí)行該指令時使MD16和處理器80執(zhí)行在本公開中歸于MD16和處理器80的各種功能。存儲器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、光學、或電介質，諸如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM (NVRAM)、電可擦除可編程ROM (EEPR0M)、閃速存儲器、或任何其它數字或模擬介質。
[0048]如上文指出的，基于本公開所述的肺動脈壓力來測量心動周期循環(huán)和壓力度量的技術無需與MD16結合使用。但是，在某些示例性實現中，一個或多個壓力傳感器92可將例如表示心臟12內壓力的壓力信號的數據的壓力信息通信到MD16。作為響應，頂D16，且具體是壓力分析模塊90，可執(zhí)行下文所述的某些或全部計算，從而確定心動周期長度和/或各種壓力度量。
[0049]在某些示例性實現中，可植入醫(yī)療裝置可基于所確定的心動周期長度和/或各種壓力度量來遞送藥物治療，如下文參照圖13更詳細描述地。在其它示例性實現中，IMD16的處理器80可基于所確定的心動周期長度或各種壓力度量來控制信號發(fā)生器84向心臟12遞送刺激治療。例如，在接收到表示來自壓力傳感器的壓力信號的壓力信息時，壓力分析模塊90可確定肺動脈內的收縮壓低于預定閾值。作為響應，處理器80可例如控制信號發(fā)生器84以向心臟12遞送起搏脈沖來增加血流量。處理器80還可響應于該確定而調節(jié)起搏設定。
[0050]處理器80可包括微處理器、控制器、數字信號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現場可編程門陣列(FPGA)、或等效的分立或模擬邏輯電路中的一個或多個。在一些示例中，處理器80可包括多個組件，如一個或多個微處理器、一個或多個控制器、一個或多個DSP、一個或多個ASIC、或一個或多個FPGA、以及其它分立或集成邏輯電路的任意組合。本公開中歸于處理器80的功能可實施為軟件、固件、硬件、或它們的任意組合。
[0051]在某些示例中，處理器80控制信號發(fā)生器84以根據可存儲在存儲器82內的一個或多個治療程序向心臟12遞送刺激治療。例如，處理器80可控制信號發(fā)生器84遞送具有由選定的一個或多個治療程序所指定的幅值、脈沖寬度、頻率、或電極極性的電脈沖。
[0052]信號發(fā)生器84例如經由相應引線18、20、22的導體、或在殼體電極58的情況下經由部署在MD16的殼體60內的電導體，電耦合到電極40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、以及67。在某些示例中，信號發(fā)生器84被配置為產生并向心臟12遞送電刺激治療。例如，信號發(fā)生器84可經由至少兩個電極58、62、64、66向心臟12遞送作為治療的除顫電擊。信號發(fā)生器84可經由分別耦合到引線18、20、和22的環(huán)電極40、44、48、和/或引線18、20、和22的螺旋電極42、46、和50來遞送起搏脈沖。在某些示例中，信號發(fā)生器84遞送電脈沖形式的起搏、復律、或除顫刺激。在其它示例中，信號發(fā)生器84可以其它信號形式遞送這些類型刺激中的一種或多種，其它信號形式諸如正弦波、方波、或其它基本連續(xù)的時間信號。
[0053]信號發(fā)生器84可包括開關模塊，且處理器80可使用該開關模塊來選擇使用可用電極中的哪些來遞送這樣的刺激。開關模塊可包括開關陣列、開關矩陣、多路復用器、或適于選擇性地將刺激能量耦合到所選電極的任何其它類型的開關裝置。
[0054]在某些示例中，電感測模塊86監(jiān)測來自電極40、42、44、46、48、50、58、62、64、66、或67中的至少一個的信號，從而監(jiān)測心臟12的電活動。感測模塊86也可包括開關模塊。在某些示例中，處理器80可經由感測模塊86內的開關模塊來選擇用作感測電極的電極。
[0055]感測模塊86可包括一個或多個檢測通道(未示出)，每個檢測通道可包括放大器。各檢測通道可用于感測心臟信號。某些檢測通道可檢測諸如R-或P-波之類的心臟事件，并向處理器80提供發(fā)生這些事件的指示。一個或多個其它檢測通道可向模擬-數字轉換器提供該信號以由處理器80進行處理或分析。在某些示例中，處理器80可將來自一個或多個所選檢測通道的信號的數字化版本作為EGM信號儲存在存儲器82內。響應于來自處理器80的信號，感測模塊86內的開關模塊可將所選電極耦合到所選檢測通道，例如用于在心臟12的特定腔室內檢測事件或獲取EGM。
[0056]對于某些患者，可期望的是限制所植入硬件的量。這樣，可由感測模塊86感測的至少某些電測量對于IMD16可能是不可用的。使用本公開的各種技術，心動周期長度和/或諸如峰值收縮壓和末期舒張壓之類的壓力度量可從來自位于肺動脈(PA)的內一個或多個壓力傳感器92的肺動脈壓力(PAP)中導出。以此方式，可在無需對患者增加電極的情況下確定例如心動周期長度。
[0057]處理器80可維護間隔計數器，諸如A-A、V-V, A_V、RV-LV, A-RV、或A-LV間隔計數器。處理器80可在用感測 模塊86的檢測通道感測到R-波和P-波時重置這些計數器。處理器80還可控制信號發(fā)生器84以在間隔計數器達到預定值時在不重置的情況下遞送起搏脈沖，并然后在由信號發(fā)生器84遞送起搏脈沖時重置逸博間隔計數器。以此方式，處理器80可基于壓力數據來控制心臟起搏功能的基本時序，包括抗快速性心律失常起搏。
[0058]由感測的R-波和P-波重置時出現在逸博間隔計數器內的計數值可由處理器80用于測量R-R間隔、P-P間隔、PR間隔、和R-P間隔的持續(xù)時間，這些是可儲存在存儲器82內的測量值。處理器80可使用間隔計數器內的計數來檢測懷疑的快速性心律失常事件，諸如心室纖顫或室性心動過速。在某些示例中，處理器80可通過標識到縮短的R-R (或P-P)間隔長度來確定已經發(fā)生了快速性心律失常。作為示例，需要對例如一定數量的連續(xù)周期、或對于運行窗口內的周期的一定百分比來檢測低于閾值的間隔時長。在某些示例中，處理器80可附加地或可選地采用數字信號分析技術來表征來自感測模塊86的檢測通道的一個或多個數字化信號，從而對快速性心律失常進行檢測和分類。
[0059]如圖3所示，除了程序指令之外，存儲器82可存儲經由遙測模塊88從壓力傳感器92接收的壓力數據94。處理器80可將從壓力傳感器92接收到的壓力信息作為壓力數據94來存儲。壓力數據94可包括表示患者肺動脈內的壓力信號的原始、未處理的壓力信息。在其它示例中，處理器80可將由壓力分析模塊90處理過的壓力信息存儲在容器82內作為處理過的數據96。處理過的數據96可表示基于壓力數據94所確定的值，諸如周期長度、平均值、隨時間的趨勢。具體來說，處理過的數據96可包括由壓力分析模塊90處理和/或確定的周期長度數據、收縮壓數據、和舒張壓數據。此外，在某些示例性實現中，處理器80可控制壓力傳感器92來測量患者的肺動脈內的壓力。例如，基于儲存在存儲器82內的預定時序數據、或經由例如編程器24的編程器發(fā)送的時序數據，處理器80可經由遙測模塊88向壓力傳感器92發(fā)送指令以取得一個或多個壓力測量值。
[0060]圖4是示出可用于實現本公開某些技術的壓力傳感器的示例性配置的功能框圖。在所示示例中，壓力傳感器92包括處理器500、壓力分析模塊502、遙測模塊504、和存儲器506。處理器500和遙測模塊504可類似于圖3的處理器80和遙測模塊88。處理器500可將壓力信息作為壓力數據508儲存在存儲器506內。壓力數據508可包括表示患者肺動脈內壓力信號的原始的、未處理的壓力信息。在某些示例中，遙測模塊504可向MD16發(fā)送壓力數據508進行處理。在其它示例中，遙測模塊504可向編程器24或向另一外部裝置發(fā)送壓力數據508，例如進行進一步分析。
[0061]在某些示例中，壓力分析模塊502可處理由壓力傳感器92感測的壓力信息并將處理過的信息作為處理器數據510儲存在存儲器506內。壓力分析模塊502可被實現為軟件、固件、硬件、或其任何組合。在某些示例性實現中，壓力分析模塊502可以是在處理器500內實現或由處理器500執(zhí)行的軟件過程。處理過的數據510可表示基于壓力數據508所確定的值，諸如周期長度、平均值、隨時間的趨勢。具體來說，處理過的數據510可包括由壓力分析模塊502處理和/或確定的周期長度數據、收縮壓數據、和舒張壓數據。然后，遙測模塊504可向MD16、編程器24、或向另一外部裝置發(fā)送壓力數據510，例如進行進一步分析。
[0062]圖5是包括無引線壓力傳感器的人類心臟的示意圖。圖5的心臟12示出肺動脈100、右心房150、右心室152、左心房154、左心室156、右肺動脈158、左肺動脈160、主動脈162、房室瓣164、肺動脈瓣166、主動脈瓣168、以及上腔靜脈176。壓力傳感器92可如圖5所示放置在心臟12的肺動脈100內。在某些示例性實現中，傳感器92可放置在主肺動脈100、右肺動脈158、或其任何分支內、和/或位于左肺動脈160或其任何分支內、或右心室內。在其它示例性實現中， 多個壓力傳感器92可放置在肺動脈100、右肺動脈158、或其任何分支內、和/或左肺動脈160或其任何分支內的任何位置。
[0063]如圖5所示，壓力傳感器92可以是無引線組件，例如無需經由引線耦合到MD或其它裝置，且無需以其它方式耦合到任何引線。盡管未示出，但壓力傳感器92可包括無線通信功能，諸如低頻或射頻(RF)遙測、以及允許傳感器92與MD16、編程器24、或另一裝置通信的其它無線通信技術。壓力傳感器92可使用任何數量的公知技術附接到肺動脈壁或右心室壁。例如，壓力傳感器92可包括固定件，例如螺旋尖齒、帶鉤尖齒、倒鉤等，允許傳感器92緊固到肺動脈100。在其它示例中，壓力傳感器92可附連到例如具有任何各種構造的支架，且該支架/傳感器組合可植入肺動脈100內。
[0064]壓力傳感器92可例如使用遞送導管植入肺動脈100內。例如，醫(yī)師可經由遞送導管、經靜脈地穿過頸內動脈或股靜脈來遞送壓力傳感器92 (多個)。然后遞送導管延伸穿過上腔靜脈176、右房室瓣164、右心室152、以及肺動脈瓣166進入肺動脈100。在其它示例中，壓力傳感器92可在醫(yī)師通過切穿胸骨打開患者胸腔之后被植入。
[0065]例如，壓力傳感器92產生表示因變于肺動脈100內流體壓力的壓力信號的信息。MD16、編程器24、和/或例如外部監(jiān)測設備的另一個裝置，可接收、監(jiān)測、和分析該壓力信息，如下文將更詳細描述地，從而確定心動周期長度和/或其它壓力度量。在其它示例中，壓力傳感器92可根據本文所述的技術，自己來分析該壓力信息以確定心動周期長度和/或
壓力度量。
[0066]圖6是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階導數的時序圖，該一階導數可用于確定收縮壓。參照心電圖(ECG)信號202來示出來自肺動脈100內的壓力傳感器92的肺動脈壓力信號200。ECG信號202示出起搏尖峰204A和204B。ECG信號202可通過電極感測，如上文參照圖2詳細描述的。圖6的ECG信號202中的R-波206表示心臟12的心室去極化。僅為參考目的示出ECG信號202。本公開的技術不需要使用或依賴ECG信號202來確定心動周期長度。
[0067]使用本公開的某些技術，可從肺動脈壓力信號200和從其導出的導數(例如dP/dt信號208)來確定收縮期間測得的各種壓力(例如峰值收縮壓)。簡言之，為了確定峰值收縮壓，標識壓力信號的一階導數中最大值點(例如，峰值)，該壓力信號因變于心臟12內的壓力。在標識壓力信號的一階導數內的點之后，發(fā)起時間窗口，該時間窗口從最大值點開始并在時間上向前延伸。通過標識時間窗口內肺動脈壓力信號200的最大值來確定峰值收縮壓。使用本公開的技術，可不參考心臟的電活動來確定峰值收縮壓。
[0068]下文參照圖6描述用于確定峰值收縮壓的技術。將肺動脈壓力信號200的斜率圖示為dP/dt信號208，即壓力相對于時間的一階導數。標識壓力信號一階導數的最大值，即峰值dP/dt，被圖示于dP/dt信號208中210處?？山浻砷撝到徊嫠惴?例如用于感測PAP波形的閾值交叉算法)確定該峰值dP/dt。一旦dP/dt超過閾值且d2P/dt2大于零或數量“η”個(例如1-3個)樣品在成為閾上之前低于閾值，則可發(fā)起窗口。窗口長度可為約100毫秒至約200毫秒。在該窗口內標識壓力信號的一階導數的最大值、即峰值dP/dt。
[0069]在壓力信號的一階導數的峰值處、例如dP/dt信號208的點210處，發(fā)起在時間上向前延伸的時間窗口，例如時間窗口 212?？苫谝粋€或多個其它生理變量(例如心率)來預先確定該時間窗口，或可適應性調制其持續(xù)時間。通過標識如在214處指示的時間窗口212內肺動脈壓力信號200的最大值來確定峰值收`縮壓。以此方式，可在不使用侵入性電極或其它硬件的情況下來確定峰值收縮壓。可基于標識的壓力信號的最大值、即峰值收縮壓，來控制例如經由MD16的治療物質或治療電刺激的遞送。在某些示例性實現中，可確定或儲存壓力信息而不基于該信息調整治療。
[0070]圖7是示出用于根據本公開的各技術用于確定收縮壓的示例性方法的流程圖。如上文所指出的，頂D16的壓力分析模塊90 (圖3)或壓力傳感器92的壓力分析模塊502 (圖4)可用于執(zhí)行上述某些或全部計算來計算收縮壓。例如，壓力傳感器92 (圖3)可經由遙測模塊88 (圖3)向例如處理器80 (圖3)的處理器發(fā)送表示肺動脈壓力信號200的壓力信息或數據(250)。作為響應，處理器80將所接收到的壓力信息儲存在存儲器82 (圖3)內作為壓力數據94，且然后壓力分析模塊90 (圖3)通過對壓力數據94施加高通濾波器(例如導數濾波器)來處理壓力數據94 (圖3)以確定肺動脈信號200的導數，例如一階、二階、或其它更高階導數(252)。換言之，壓力分析模塊90生成壓力信號中的多個斜率點。過濾壓力信息可減少或消除呼吸造成的噪聲。通過對肺動脈信號200施加一階導數濾波器，壓力分析模塊90確定肺動脈信號200的斜率、例如dP/dt信號208，并幫助標識具有最大變化率的信號部分。應注意，在某些示例中，壓力分析模塊90處理從壓力傳感器92接收的壓力信息而不將信息首先儲存在存儲器82內。[0071]在對肺動脈信號施加一階導數濾波器以確定肺動脈信號200的斜率之后，壓力分析模塊90在不參考心臟的電活動情況下就標識心血管壓力信號的導數信號內的點(254)。具體來說，壓力分析模塊90標識一階導數信號的最大值。壓力分析模塊90然后發(fā)起時間窗口，例如圖6的時間窗口 212，該時間窗口從該最大值開始從時間上向前延伸(256)。時間窗口的長度可作為參數存儲在例如IMD16的存儲器82內。時間窗口可具有固定長度，例如約50毫秒(ms)至約500ms，該固定長度可以是用戶可配置的或以其它方式預先編程的。
[0072]在其它示例中，時間窗口可具有可適應生理狀況的可變長度。例如，時間窗口可在心率增加時長度縮短或在心率減小時長度增加。為了提供適應性時間窗口，壓力分析模塊90可例如確定幾個心動周期長度測量值的中值、中位數、模式等(統(tǒng)稱為“平均值”)，這可如下文所述來確定，將所確定的平均周期長度與一個或多個預定閾值、或函數、查找表等比較，并然后考慮心率的任何增加或減少來調整該時間窗口。[0073]從肺動脈壓力信號中可確定心動周期長度作為肺動脈壓力信號200中任何兩個相應點(例如最大值)之間時間的長度。例如，肺動脈壓力信號200內點214與216之間的時間表示心動周期，且因此表示心動周期長度。類似地，可從導數信號208中確定心動周期長度作為導數信號的任意兩個相應點(例如峰值)之間的時間長度。例如，第一導數信號208內點210與218之間的時間表示心動周期長度。無論圖6的時間窗口 212是固定還是適應性的，壓力分析模塊90都標識該時間窗口內心血管壓力信號內的點(258)。然后，壓力分析模塊90基于所標識的點來確定收縮壓(260)。具體來說，壓力分析模塊90在該時間窗口內確定對應于峰值收縮壓的肺動脈壓力信號200的最大值。如果在時間窗口 212內有的壓力波形的一組相鄰點全都具有最大值(即PA壓力峰值具有小平坦區(qū)域)，則可使用算法來選擇那些相同值的點中的一個。各示例包括選擇該組中的第一點、選擇最后一個點、或選擇中間點。如果全都具有最大值的各點不相鄰，則可使用類似規(guī)則來選擇該點以認為是正確的峰值收縮壓和其發(fā)生時間。
[0074]盡管上文參照壓力分析模塊90描述了峰值收縮壓的確定，但如上所述，可使用壓力傳感器92的壓力分析模塊502、編程器24的壓力分析模塊、或另一裝置的壓力分析模塊來使用本公開的技術確定峰值收縮壓。在某些示例中，壓力分析模塊可被實現在本文標識的一個或多個裝置中，諸如如壓力傳感器92、MD16、和編程器24之類的裝置的一個或多個處理器，從而使用本公開的技術來確定峰值收縮壓。
[0075]除了確定例如肺動脈100的肺動脈內的峰值收縮壓之外，可使用本公開的各種技術來確定肺動脈內例如末期舒張壓之類的舒張壓，如下文參照圖8所述。
[0076]圖8是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階和二階導數的時序圖，該一階和二階導數可用于確定舒張壓。
[0077]類似于圖6，圖8參照心電圖(ECG)信號302示出肺動脈100內的來自壓力傳感器92 (圖3)的肺動脈壓力信號300。僅為參考目的示出ECG信號302。本公開的各技術不使用或依賴ECG信號302。使用本公開的某些技術，可從肺動脈壓力信號300和從其導出的導數(例如dP/dt信號304和確定在舒張期間測得的各種壓力，例如末期舒張壓。為了確定末期舒張壓，例如，標識壓力信號的一階導數中例如峰值的最大值點，壓力信號因變于心臟12內的壓力。在標識壓力信號的一階導數內的點之后，發(fā)起時間窗口，該時間窗口從最大值點開始并在時間上向后延伸。然后標識時間窗口內最大二階導數的點。通過標識該時間窗口內在時間上對應于最大二階導數的點的肺動脈壓力信號300上的點來確定末期舒張壓。如果具有二階導數的一組相鄰點全都具有最大值(即二階導數峰值具有小平坦區(qū)域)，則可使用算法來選擇那些相同值的點中的一個。各示例包括選擇該組中的第一點、選擇最后一個點、或選擇中間點。如果全都具有最大值的各點不相鄰，則可使用類似規(guī)則來選擇該點認為是正確的末期舒張壓和其發(fā)生時間。使用本公開的某些技術，可在不參考心臟電活動的情況下來確定末期舒張壓。
[0078]下文參照圖8描述用于確定末期舒張壓的技術。將肺動脈壓力信號300的斜率圖示作為dP/dt信號304，即肺動脈壓力相對于時間的一階導數。肺動脈壓力的一階導數的最大值的點，即峰值dP/dt，圖示于dP/dt信號304中的308處?？山浻砷撝到徊嫠惴ā⒗缬糜诟袦yPAP波形的閾值交叉算法，來確定該峰值dP/dt。一旦dP/dt超過閾值且d2P/dt2大于零或數量“η”個(例如1-3個)樣品在成為閾上之前低于閾值，則可發(fā)起窗口。窗口長度可為約100毫秒至約200毫秒。在該窗口內標識肺動脈壓力的一階導數的最大值、即峰值dP/dtο
[0079]在壓力信號的一階導數的最大值的點處、例如dP/dt信號304的點308處發(fā)起在時間上向后延伸的時間窗口，例如時間窗口 310。然后，標識該時間窗口 310內最大二階導數的點(拐點)，如d2P/dt2信號306中312處所示。然后通過標識該時間窗口 310內在時間上對應于最大二階導數的點的肺動脈壓力信號300的值來確定末期舒張壓，如圖示于虛線316與肺動脈壓力信號300的交點314處。以此方式，可在不使用侵入性電極或其它硬件的情況下來確定末期舒張壓。可基于所標識的壓力信號的二階導數的最大值(即末期舒張壓)，來控制例如經由MD16的治療物質或治療電刺激的遞送。在某些示例性實現中，可確定或儲存壓力信息而不基于該信息調整治療。
[0080]圖9是示出用于根據本公開的各技術的用于確定末期舒張壓的示例性方法的流程圖。如上所述，例如MD16的壓力分析模塊90 (圖3)的壓力分析模塊可用于執(zhí)行上述某些或所有計算，從而計算末期舒張壓。例如，壓力傳感器92 (圖3)可經由遙測模塊88 (圖3)向處理器80 (圖3)發(fā)送表示肺動脈壓力信號200的壓力信息(350)。作為響應，處理器80將所接收的壓力信息儲存在存儲器82 (圖3)內作為壓力數據94 (圖3)，且然后壓力分析模塊90 (圖3)通過對壓力數據94施加高通濾波器(例如導數濾波器)來處理壓力數據94 (圖3)以確定肺動脈信號300的一階和二階導數(352)。通過對肺動脈信號300施加一階導數濾波器，壓力分析模塊90確定肺動脈信號300的斜率，例如dP/dt信號304。通過對肺動脈信號300施加二階導數濾波器，壓力分析模塊90確定肺動脈信號300的二階導數，例如d2P/dt2信號306。應注意，在某些示例中，壓力分析模塊90處理從壓力傳感器92接收到的壓力信息而不將信息首先儲存在存儲器82內。
[0081 ] 在對肺動脈信號300施加導數濾波器之后，壓力分析模塊90在不參考心臟電活動的情況下來標識心血管壓力信號內導數信號內的點(354)。具體來說，壓力分析模塊90從確定的斜率來標識最大值的點，例如點308。壓力分析模塊90然后發(fā)起時間窗口，例如圖8的從所標識的點開始從最大值的點在時間上向后延伸的時間窗口 310 (356)。時間窗口的長度可作為參數存儲在例如MD16的存儲器82內。時間窗口可具有固定長度，該固定長度可以是用戶可配置的或以其它方式預先編程的。在具有固定長度的時間窗口的一示例中，時間窗口可設置成在例如所標識的最大dP/dt值之前200ms內來標識末期舒張壓。在某些示例中，時間窗口可具有可變長度，該可變長度可適于生理狀況，諸如心動周期長度，如上文參照收縮壓和圖6所述的。
[0082]在該時間窗口內，例如圖8的時間窗口 310內，壓力分析模塊90標識該時間窗口310內的最大二階導數的點，例如d2P/dt2信號306內的點312。壓力分析模塊90然后標識時間窗口內心血管信號的點(358)。然后，壓力分析模塊90基于所標識的點來確定末期舒張壓(360)。具體來說，壓力分析模塊90通過標識時間窗口 310內在時間上對應于最大二階導數的點(例如點314)的肺動脈壓力信號300的值來確定末期舒張壓。以此方式，可在不使用侵入性電極或其它硬件的情況下來確定末期舒張壓。
[0083]盡管上文參照壓力分析模塊90描述了末期舒張壓的確定，但如上所述，可使用壓力傳感器92的壓力分析模塊502、編程器24的壓力分析模塊、或另一裝置的壓力分析模塊來使用本公開的技術確定末期舒張壓。在某些示例中，壓力分析模塊可被實現在本文標識的一個或多個裝置中，諸如如壓力傳感器92UMD16、和編程器24之類的裝置的一個或多個處理器，從而使用本公開的技術來確定末期舒張壓。
[0084]除了諸如末期舒張壓和收縮壓之類的壓力度量之外，本公開的各種技術還可用于確定心動周期長度，如下文參照圖10詳細所述的。心動周期是心臟內各事件的完整周期，且心動周期長度是第一次心跳的第一次事件與緊接著第一次心跳的第二次心跳的相應第二事件之間的時間量。
[0085]圖10是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階導數的時序圖，該一階導數可用于確定心臟循環(huán)長度。圖10參照心電圖(ECG)信號402來描繪來自位于肺動脈100內的壓力傳感器92的肺動脈壓力信號400。僅為參考目的示出ECG信號402。本公開的各技術不使用或依賴ECG信號402。
[0086]下文參照圖10描述確定心動周期長度的示例技術。肺動脈壓力信號400的斜率被圖示為dP/dt信號404，即肺動脈壓力相對于時間的一階導數。一階導數信號404包括多個斜率點。標識出由線405指示的大于閾值的多個`斜率點信號404中的第一個，圖所示在406處。人類有用的閾值跨越約40mmHg/s至約600mmHg/s的大致范圍。這些閾值在算法中指定單位為mmHg/W，其中“W”是估算導數的窗口持續(xù)時間。例如，如果以128Hz的采樣頻率對超過4個樣本估算導數，則W、窗口長度會是4/128Hz=0.0313秒。然后，如果發(fā)現這個導數估算器的最佳閾值為16mmHg/W，則以mmHg/s為單位的相應導數閾值會是16/0.0313=512mmHg/
S。在非人類對象中可使用更高的值。該所標識的點也可稱為“感測點”，即肺動脈壓力信號的一階導數的閾上。在某些示例性實現中，閾值可以是固定值。在其它示例性實現中，閾值可以是適應性的并可適于變化的生理狀況。例如，該閾值可隨著最后一個dP/dt最大值的值而變化。閾值也可從先前dP/dt最大值的某些函數隨時間減小。
[0087]除了 dP/dt是閾上、即滿足閾值之外，還可能有標識“感測點”之前的其它條件。一個示例條件是當dP/dt變成閾上時d2P/dt2大于零。該條件可幫助確保當標識感測點時信號上升。另一示例條件是確保數量“η”個dP/dt的樣本(例如1-3個樣本)在變成閾上之前低于閾值。這可有助于確保有至“ + ”閾值交叉。當信號首先推出不應期時這些條件可能有用。
[0088]在標識感測點、即標識大于閾值的信號404的斜率點(例如圖10的點406)之后，發(fā)起第一時間窗口，該第一時間窗口在時間上向前延伸，例如時間窗口 408。在第一時間窗口 408期間，標識dP/dt信號404的最大值的第一點，圖示在圖10中410處。時間窗口 408可具有例如約200ms至約400ms的長度。
[0089]搜索第一時間窗口 408，直到標識到dP/dt信號404的最大值的第一點位置，例如最大值410。然后，標識時間窗口 408內壓力信號的多個斜率點中的第二個，例如dP/dt410的最大值的第一點。多個斜率點中的第二個用作確定心動周期長度的第一參考點。如下文所述，標識相應的第二參考點，且心動周期長度是第一與第二參考點之間的時間。例如，相應的第二參考點可以是420處示出的dP/dt的最大值的第二點。在這種示例中，心動周期長度是點410與點420之間的時間。在其它示例中，第一參考點可以是第一感測點406，且第二參考點可以是第二感測點416，而心動周期長度是點406與416之間的時間。在另一示例中，取而代之，可在兩個峰值收縮壓之間或兩個末期舒張壓之間確定心動周期長度。應注意，從壓力或dP/dt導出的任何預定點可用作心動周期界定點。
[0090]可在第一感測點處發(fā)起第二時間窗口，該第二時間窗口例如是在時間上向前延伸到第二時間415的時間窗口 414。第二時間窗口 414大于第一時間窗口 408，且因此延伸超過第一時間窗口 408，即時間上遲于第一時間窗口 408。第二時間窗口 414表示不應期、例如空閑時期，其間不再進行感測點的確定、即大于閾值405的斜率點信號404的標識，從而防止壓力傳感器92感測到呼吸、心臟變化等造成的無關測量值。有效不應期實際上是從第一感測點、例如點406，到第二時間415、即第二時間窗口 414的時間。通過找到峰值收縮壓發(fā)生的時間并增加例如約100毫米至約300毫秒的不應期來確定第二時間415、即有效不應期的終點。在其中由于呼吸(例如呼吸開始時)或由于正常心臟引起的波形變化(例如重搏脈(dicrotic notch))造成的壓力增加的情況下,該不應期技術可防止雙感測點。通過峰值收縮壓來確定不應期的終點，即基于峰值收縮壓開始的時間來終止不應期，該技術還可致使速率自適應發(fā)熱不應期。因為從感測點到最大壓力的時間隨著心率增加而減小，所以有效不應期也隨心率增加而減小。使用本公開的各種技術可幫助防止在較高心率下錯過感測點，同時在較低心率下提供足夠的不應期。最小檢測的周期長度等于有效不應期、即第二時間窗口 414，且最大心率等 于60，000除以最小檢測的周期長度。
[0091]上述有效不應期、即第二時間窗口 414可以是心率自適應的并以不同與上述的附加方式來適應生理狀況。例如，不應期可從感測點開始計時并相對于測得的心率為心率自適應的，例如如果心率增加則持續(xù)時間減小或如果心率減小則持續(xù)時間增加。為了提供自適應不應期，處理器可例如確定肺動脈壓力信號、一階導數信號、或更高階導數信號的數個心動周期長度測量值的中值、中位數、模式等(統(tǒng)稱為“平均值”)，將所確定的平均周期長度與預定閾值比較，并然后考慮心率的任何增加或減小來相應地調整不應期窗口。在其它示例中，不應期可以是固定的。例如，可在第一感測點、例如點406處，發(fā)起固定不應期。
[0092]在由第二時間窗口 414表示的不應期屆滿之后，標識信號404的大于閾值的多個斜率點中的第三個(由線405指示)，圖示于416處。換言之，在第二時間窗口、例如時間窗口 414外，標識信號404的大于閾值的多個斜率點中的第三個。該標識的點也可稱為第二“感測點”、即肺動脈壓力信號的一階導數的閾上。如上所述，除了 dP/dt是閾上之外，還可能存在標識“感測點”之前的其它條件。
[0093]在標識信號404的大于閾值的多個斜率點中的第三個、即圖示于416處的第二感測點之后，在dP/dt信號404 (即壓力信號的斜率)的壓力信號的多個斜率點的第四個對應于第一時間窗口內先前標識的壓力信號的多個斜率點中第二個。多個斜率點中的第四個用作確定心動周期長度的第二參考點。例如，如果選擇dP/dt410的第一最大值點作為第一參考點，則應選擇dP/dt420的第二最大值點作為相應的第二參考點?；蛘撸绻x擇第一感測點406作為第一參考點，則應選擇第二感測點416作為相應的第二參考點。盡管上文參照dP/dt的第一最大值和dP/dt的第二最大值以及第一感測點和第二感測點進行了描述，但也可在第一末期舒張壓與第二末期舒張壓之間和第一峰值收縮壓與第二峰值收縮壓之間測得心動周期長度。
[0094]最后，在壓力信號的多個斜率點中的所標識的第四個(例如圖10中圖示于420處的第二參考點)，與第一時間窗口內標識的壓力信號的多個斜率點中第二個(例如圖10中圖示于410處)的第一參考點之間確定時間差。這個時間差表示心動周期的長度?？苫谒鶚俗R的時間差(即心動周期長度)來控制例如經由MD16的治療物質或治療電刺激的遞送。在某些示例性實現中，可確定或儲存壓力信息而不基于該信息來調整治療。
[0095]圖11是示出用于根據本公開的各技術的用于確定心臟循環(huán)長度的示例性方法的流程圖。例如MD16的壓力分析模塊90的壓力分析模塊可用于執(zhí)行上述某些或所有計算，從而計算心動周期長度。例如，壓力傳感器92可經由遙測模塊88向處理器80發(fā)送表示肺動脈壓力信號200的壓力信息。作為響應，處理器80將所接收的壓力信息儲存在存儲器82內作為壓力數據94，且然后壓力分析模塊90通過對壓力數據94施加導數濾波器來處理壓力數據94以確定肺動脈信號400的導數，例如一階、二階、或其它更高階導數。通過對肺動脈信號400施加一階導數濾波器，壓力分析模塊90生成心血管壓力信號的導數信號。壓力分析模塊90標識心血管壓力信號的導數信號內的多個基準點、即時間參考點。應注意，在某些示例中，壓力分析模塊90處理從壓力傳感器92接收的壓力信息而不將信息首先儲存在存儲器82內。
[0096]在標識心血管壓 力信號的導數信號內的多個基準點之后，壓力分析模塊90標識基準點的相繼基準點之間的時長作為心動周期長度。例如，如上文指出的，可在第一感測點與第二感測點之間、第一末期舒張壓與第二末期舒張壓之間、第一峰值收縮壓與第二峰值收縮壓之間、或第一最大dP/dt與第二最大dP/dt之間測量心動周期長度。具體來說，壓力分析模塊90將導數信號與閾值相比較(450)。例如，壓力分析模塊90將壓力信號404與閾值405比較。然后，壓力分析模塊90標識導數信號內滿足該閾值的點(452)。例如，壓力分析模塊90將圖10的點406標識為大于線405指示的閾值。壓力分析模塊90標識在導數信號內滿足閾值的所標識的點之后的導數信號內的基準點(454)。例如，如上所述，壓力分析模塊90可將圖10的窗口 408內dP/dt的最大值的第一點410標識為基準點。在另一示例中，壓力分析模塊90可將第一感測點406標識為基準點。然后，壓力分析模塊90發(fā)起在第一感測點(例如點406處)開始的不應期(例如不應期414) (456)。最后，壓力分析模塊90將基準點中相繼基準點之間的時長標識為心動周期長度(458)。例如，壓力分析模塊90將圖10的點410與420之間、或點406與點416之間的時長標識為心動周期長度。應注意，在不應期，不將導數信號與閾值比較以標識基準點中的下一個。
[0097]盡管上文參照壓力分析模塊90描述了心動周期長度的確定，但如上所述，可使用壓力傳感器92的壓力分析模塊502、編程器24的壓力分析模塊、或另一裝置的壓力分析模塊來使用本公開的技術確定心動周期長度。在某些示例中，壓力分析模塊可被實現在本文標識的一個或多個裝置中，諸如諸如壓力傳感器92UMD16、和編程器24的裝置的一個或多個處理器之類，從而使用本公開的技術來確定心動周期長度。
[0098]圖12是示出包括諸如服務器602之類的外部裝置、經由網絡606耦合到圖1所示MD16和編程器24的一個或多個計算裝置604A-604N的示例系統(tǒng)600的框圖。在該示例中，MD16可使用其遙感模塊88，經由第一無線連接與編程器24通信并經由第二無線連接與接入點608通信。在圖12的示例中，訪問點608、編程器24、服務器602和計算裝置604A-604N通過網絡606互聯，并能夠通過彼此通信。在某些情況下，訪問點608、編程器24、服務器602和計算裝置604A-604N中的一個或多個可通過一個或多個無線連接耦合到網絡606。MD16、編程器24、服務器602、和計算裝置604A-604N可各包括一個或多個處理器，諸如一個或多個微處理器、DSP、ASIC、FPGA、可編程邏輯電路、或可執(zhí)行各種功能和操作的類似物，諸如本文所描述的那些。 [0099]訪問點608可包括經由諸如電話撥號、數字用戶線(DSL)或電纜調制解調連接的各種連接中的任何連接連接到網絡606的裝置。在其它示例中，訪問點608可通過各種形式的連接耦合到網絡606，包括有線或無線連接。在某些示例中，訪問點608可與患者14共同定位，并可包括可執(zhí)行本文所述各種功能和操作的一個或多個編程單元和/或計算裝置(例如一個或多個監(jiān)測單元)。例如，訪問點608可包括與患者14共同定位并可監(jiān)測MD16的活動的家用監(jiān)測單元。
[0100]在某些情況下，服務器602可配置成對已從MD16和/或編程器24收集的數據提供可靠存儲位置。網絡606可包括局域網、廣域網、或諸如因特網之類的全球網。在某些情況下，編程器24或服務器602可組織網頁或其它文件中的數據以由諸如臨床醫(yī)生之類的培訓過的專業(yè)人員經由與計算裝置604A-604N關聯的查看終端來查看。在某些方面，圖12的所示系統(tǒng)可用類似于明尼蘇達州的美敦力公司開發(fā)的美敦力CareLink?網絡提供的通用網絡技術和功能所實現。
[0101]在某些示例中，服務器602的處理器610可配置成從壓力傳感器(多個)92接收壓力信息以由壓力分析模塊612以本公開所描述的方式進行處理。在其它示例中，處理器610可接收由壓力分析模塊處理的數據，例如由MD16的壓力分析模塊90處理的處理數據96。壓力分析模塊612可使用本公開描述的任何技術基于所接收的壓力信息來確定心動周期長度、收縮壓、和/或舒張壓。處理器610可基于從肺動脈壓力測得的心動周期長度和/或壓力度量經由訪問點608向例如患者的用戶提供警示或經由計算裝置604之一向醫(yī)師提供標識患者情況變化(例如惡化)的警告。處理器610可基于從肺動脈壓力測得的心動周期長度和/或壓力度量例如經由編程器24或計算裝置604向醫(yī)師建議諸如CRT之類的治療變化。處理器610還可經由網絡606調整或控制MD16進行的治療遞送、例如電刺激治療、和/或治療物質。
[0102]圖13是可用于基于所確定的周期長度和/或各種壓力度量來遞送藥物治療的另一示例性可植入醫(yī)療裝置的實施例的框圖。MD712包括充注端口 726、容器(reservoir)730、處理器770、存儲器772、遙測模塊774、電源776、以及藥泵778。處理器770可包括微處理器、控制器、數字信號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現場可編程門陣列(FPGA)、或分立邏輯電路等。藥泵778可以是基于使用本公開的技術所確定的周期長度和/或測得的各種壓力度量經由導管718從容器730向患者14體內的治療部位以某些劑量的或其它所需流量劑量來遞送治療藥劑的機構。
[0103]處理器770在儲存在存儲器772內指令的輔助下控制藥泵778的操作。例如，各指令可定義治療程序，該治療程序指定經由導管718從容器730遞送到患者14體內目標組織部位的治療劑的丸劑大小。各治療程序還可包括其它治療參數，諸如丸劑遞送頻率、每個丸劑內遞送的治療劑的濃度、遞送的治療劑的類型(如果MD712配置成遞送一種以上的治療劑)、等。
[0104]存儲器772可包括任何易失性、非易失性介質，諸如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM (NVRAM)、電可擦除可編程ROM (EEPROM)、閃速存儲器等。存儲器772可儲存由處理器770執(zhí)行的指令，諸如治療程序或關于患者14的治療的任何其它信息。存儲器772可包括用于儲存指令、患者信息、治療參數(例如分成稱為“治療程序”的組)、或其它類別信息的分開的存儲器。在某些實施例中，存儲器772儲存當由處理器770執(zhí)行時使頂D712和處理器770執(zhí)行本文歸于其的功能的指令。 [0105]IMD712內的遙測模塊774以及例如患者或醫(yī)師編程器的其它裝置內的遙測模塊可通過RF通信技術完成通信。一個或多個壓力傳感器92可經由遙測模塊774與MD712通信。壓力分析模塊790分析從壓力傳感器(多個)92接收到的壓力數據。壓力分析模塊790可被實現為軟件、固件、硬件、或其任何組合。在某些示例性實現中，壓力分析模塊790可以是實現在處理器770內或由處理器770執(zhí)行的軟件過程。存儲器772是非瞬態(tài)計算機可讀存儲介質的一示例，包括計算機可讀指令，該計算機可讀指令當由處理器770執(zhí)行時，使MD712和處理器770基于所確定的周期長度和/或各種壓力度量開始遞送治療劑。存儲器772可包括任何易失性、非易失性、磁性、光學、或電介質，諸如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM (NVRAM)、電可擦除可編程ROM (EEPR0M)、閃速存儲器、或任何其它數字或模擬介質。
[0106]圖14是示出根據本公開的某些技術的指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階導數的時序圖，該一階導數可用于確定心動周期長度和/或一個或多個壓力計量。圖14參照心電圖(ECG)信號802來描繪來自肺動脈100內壓力傳感器92的肺動脈壓力信號700。僅為參考目的示出ECG信號702。本公開的各技術不使用或依賴ECG信號702。
[0107]下文參照圖14描述確定心動周期長度的示例性技術。將肺動脈壓力信號700的斜率圖示為dP/dt信號704，即肺動脈壓力相對于時間的一階導數。一階導數信號704包括多個斜率點。標識出諸如如下文所述且由線705指示的大于閾值的信號704的多個斜率點中的第一個，圖示在706處。該標識的點也可稱為“感測點(sense)”。如上所述,在某些示例性實現中，閾值可以是固定值。在其它示例性實現中，閾值可以是適應性的并可適于變化的生理狀況。例如，該閾值可隨著最后一個dP/dt最大值的值而變化。閾值也可從先前dP/dt最大值的某些函數隨時間減小。
[0108]除了 dP/dt確定為大于閾值705之外，還可能有標識“感測點”之前的其它條件。一個示例條件是當dP/dt大于閾值705時d2P/dt2也大于零。該條件可有助于確保當標識該感測點時信號上升。另一示例性條件是確保數量“η”個dP/dt的樣本(例如1-3個樣本)在大于閾值705之前低于閾值。這可有助于確保有至“ + ”閾值交叉。當信號首先退出不應期時這些條件可能有用。
[0109]根據本公開的實施例，為了改進壓力波形感測和波形上壓力測量值的準確度，該波形可能由于過感測或感測過早而遭破壞，例如可能包括錯誤感測閾值過程。利用錯誤感測閾值有效地允許感測閾值以確定壓力信號的斜率何時對應于所要設置更低以感測低dP/dt波形的感測點，同時，如果由于感測閾值的最初低設置而使感測閾值與即將來的壓力波形過早相交，則允許適當地延遲感測以及因此的壓力測量。作為結果，可改進壓力波形感測和壓力測量。[0110]例如，根據用于確定周期長度的實施例，一旦確定信號704的斜率點大于感測閾值705且因此已發(fā)生感測點705，則發(fā)起時間窗口 708，該時間窗口從確定的感測點706開始在時間上向前延伸，在時間窗口 708期間確定第一導數壓力dP/dt信號704的最大值710。根據包括錯誤感測閾值特征的實施例，時間窗口 708可具有例如約15ms的長度。
[0111]如上所述,還在感測點706處發(fā)起第二時間窗口，例如在時間上從感測點706向前延伸到第二時間720的時間窗口 714。第二時間窗口 714大于第一時間窗口 708，且因此延伸超過第一時間窗口 708，即時間上遲于第一時間窗口 708。第二時間窗口 714表示不應期(例如空閑時期)，其間不再進行感測點的確定(即標識大于閾值705的斜率信號704的點)，從而防止壓力傳感器92感測到由呼吸、心臟變化等造成的無關測量。
[0112]根據包括使用錯誤感測閾值的一個實施例，一旦其中做出dP/dt信號710的最大值的確定的時間窗口 708屆滿，則將斜率信號704與大于初始感測閾值705的第二感測閾值707相比較。例如，根據一個實施例，第二感測閾值707設置成等于斜率信號704的先前確定的最大值710。在可選形式中，第二感測閾值可設置成等于初始感測閾值705的預定增加值。
[0113]然后在預定時期715內將斜率信號704與第二感測閾值707相比較。根據一個實施例，時間段715從例如時間窗口 708的終點713開始在時間上向前延伸。設置成等于最大斜率值710的感測閾值705的時間窗口 715可具有固定長度，例如約50至500ms，該固定長度可以是用戶可配置的或以其它方式預編程的，或者可以是自適應或可變長度，如上所述。
[0114]如果在時間窗口 715期間發(fā)生感測點709(即斜率信號704變得大于第二感測閾值707)，則發(fā)起類似于例如時間窗口 708的時間窗口 712，其在時間上從感測點709開始向前延伸。在時間窗口 712期間確定斜率信號704的最大值711。然后將先前的感測點706和相應的最大斜率710丟棄，并基于最近的感測點709和相應更新的最大斜率711來恢復壓力測量分析。具體來說，一旦時間窗口 712屆滿，通過將斜率信號704與初始感測閾值705比較來標識下一感測點716，發(fā)起時間窗口 713，該時間窗口 713在時間上從確定的感測點716開始向前延伸，且確定時間窗口 713期間發(fā)生的最大斜率信號720。如上文參照圖10所述的，基于感測點709與感測點716之間、或最大斜率信號711與最大斜率信號720之間的間隔，來確定周期長度。
[0115]根據本公開的實施例，在發(fā)生下一感測點716之后可例如使用最大斜率信號720作為第二感測閾值707來重復錯誤感測閾值過程，且如果類似于時間窗口 713，在預定時間段717期間確定斜率信號704大于第二閾值707，則丟棄緊接著的先前感測點709，并基于最近的感測點716來重復壓力測量分析。
[0116]如果在初始感測點706之后發(fā)起的時間窗口 715期間不發(fā)生感測點，即在時間窗口 715期間斜率信號704不大于第二感測閾值707，則基于最近的感測點706和相應確定的斜率信號704的最大值710來繼續(xù)壓力測量分析。具體來說，一旦第二時間窗口 715屆滿且在時間窗口 715期間未發(fā)生感測點，則通過將斜率信號704與初始感測閾值705相比較來標識下一感測點716，發(fā)起時間窗口 713，該時間窗口 713在時間上從確定的感測點716開始向前延伸，并確定時間窗口 713期間發(fā)生最大斜率信號720。如上文參照圖10所述的，基于感測點709與感測點710之間、或最大斜率信號706與最大斜率信號720之間的間隔，來確定周期長度。根據本公開的實施例，在確定感測點716之后也可重復錯誤感測閾值的應用，例如，如果使用諸如最大感測點之類720的更新的感測閾值在時間窗口 717期間發(fā)生感測點，則可致使使用時間窗口 717期間確定的感測點再次發(fā)起該過程等。
[0117]在任一情況下，一旦確定兩個相繼最大斜率值而不超過錯誤感測閾值，產生確定的周期長度，可基于確定的時間差(即心動周期長度)來控制例如經由MD16的治療物質或治療電刺激的遞送。在某些示例性實現中，可確定或儲存壓力信息而不基于該信息來調整治療。
[0118]應理解，盡管描述了在確定周期長度期間實現利用錯誤感測閾值，但在其它壓力測量過程期間也可利用錯誤感測閾值，諸如收縮壓和舒張壓中一個或兩個的確定。
[0119]圖15是示出根據本公開的某些技術指示肺動脈壓力的信號、和肺動脈壓力信號的一階和二階導數的時序圖，該一階和二階導數可用于確定收縮壓、舒張壓、和/或周期長度。類似于上述圖8，圖15參照心電圖(ECG)信號802、以及從其導出的一階導數信號dP/dt804、和二階導數信號d2P/dt2806，示出來自位于肺動脈100內的壓力傳感器92的肺動脈壓力信號800。僅為參考目的示出ECG信號802。本公開的各技術不使用或依賴ECG信號802。
[0120]圖15示出根據本公開的實施例的用于確定醫(yī)療裝置中收縮壓和舒張壓中一個或兩個的分析壓力信號的示例性技術。如圖15所示，在壓力信號800的一階導數過濾之后，確定所得的一階導數dP/dt信號804是否大于預定感測閾值805.根據一個實施例，例如，感測閾值805設置為27mmHg/sec。確定一階導數信號804大于預定感測閾值805時的該標識的點也可稱為“感測點”。如上所述，在某些示例性實現中，感測閾值805可以是固定值。在其它示例性實施方式中，感測閾值805可以是適應性的并可適于變化的生理狀況。例如，該感測閾值805可隨著最后一個dP/dt最大值的值而變化。感測閾值805也可從先前dP/dt最大值的某些函數隨時間減小。
[0121]除了 dP/dt確定為大于閾值805之外，還可能有標識“感測點”之前的其它條件。一個示例條件是當dP/dt大于閾值805時二階導數d2P/dt2信號也大于零。該條件可有助于確保當確定感測點時信號上升。另一示例性條件是確保數量“η”個dP/dt的樣本(例如1-3個樣本)在大于閾值805之前低于閾值。這可有助于確保有至“ + ”閾值交叉。當信號首先推出不應期時這些 條件可能有用。
[0122]一旦確定一階導數信號804大于感測閾值805，且因此確定發(fā)生感測點806，則發(fā)起其間確定導數信號804的最大值810的時間窗口 808。時間窗口 808從發(fā)生感測點806開始延伸到終止時間804達預定時間段。在一個實施例中，例如，時間窗口 808從發(fā)生感測點806開始延伸150ms。
[0123]一旦確定導數信號804的最大值810，則最大值810用作確定末期舒張壓和峰值收縮壓的基準標記。例如，類似于上述末期舒張壓的確定，可發(fā)起舒張窗口 822，其間確定第二導數信號825的最大值824或拐點。舒張時間窗口 822從感測點806之前的時間點823開始延伸，并在例如導數信號804的最大值810處終點。然后通過時間上對應于二階導數壓力信號825的最大值824的虛線828與肺動脈壓力信號800的交點來標識肺動脈壓力信號800中時間上對應于確定的最大二階導數824的點的值，圖示于圖15的826處，來確定末期舒張壓。
[0124]此外，類似于上述峰值收縮壓的確定，一旦確定導數信號804的最大值810，則發(fā)起收縮時間窗口 830，其間確定肺動脈壓力信號800的最大值832以確定峰值收縮壓。時間窗口 830從發(fā)生感測點806開始到終止時間833向前延伸預定時期。在一個實施例中，例如，時間窗口 830從發(fā)生感測點806延伸200ms。
[0125]以此方式，如上所述，在不需要使用侵入性電極或其它硬件的情況下，可單獨地或組合地確定末期舒張壓和峰值收縮壓中的一個或兩個?？苫趬毫π盘?32的所標識的最大值(即峰值收縮壓)以及時間窗口 822內時間上對應于最大二階導數的點824的標識的肺動脈壓力信號800的值(即末期舒張壓)中的一個或組合來控制經由如MD16的治療物質或治療電刺激的遞送。在某些示例性實現，可確定或儲存壓力信息而不基于該信息調整治療。
[0126]如上所述，參考圖14，為了改進舒張期期間由于基線波動而由過感測或感測過早造成的壓力波形感測和波形上的壓力測量，可例如包括錯誤感測閾值。錯誤感測閾值有效地允許感測閾值以確定壓力信號的斜率何時對應于所要設置更低以感測低dP/dt波形的感測點，同時如果由于感測閾值的低設置而使感測閾值505對即將來的壓力波形過早相交，允許適當地延遲感測和因此的延遲壓力測量。作為結果，可改進由于舒張期間基線波動的先前過感測或感測過早壓力形成的波形上的波形感測和壓力測量。
[0127]例如，如上所述，末期舒張壓和峰值收縮壓中一個或組合的確定可包括使用錯誤感測閾值來改進壓力波形感測。具體來說，一旦其中確定dP/dt信號810的最大值的時間窗口 808屆滿，可將斜率信號804與大于先前利用的初始感測閾值805的第二感測閾值807相比較。例如，在一實施例中，第二感測閾值807設置成等于斜率信號804的先前確定的最大值810。在可選形式中，第二感測閾值807可設置成等于初始感測閾值805的預定增加值。
[0128]在預定時間段815內將斜率信號804與第二感測閾值807相比較。根據一個實施例，時間段815從例如時間窗口 814的終點808開始在時間上向前延伸。設置成等于確定的最大斜率值810的感測閾值的時間窗口 815可具有固定長度，該固定長度可以是用戶可配置的或以其它方式預編程的，且可以是自適應或可變長度，如上所述。根據一個實施例，如圖15所示，時間窗 口 815從時間窗口 808的終點814延伸到時間窗口 830的終點833，被用于在確定峰值收縮壓期間來確定肺動脈壓力信號800的最大值832。
[0129]如果在利用錯誤感測閾值期間發(fā)生感測點809，即時間窗口 815期間斜率信號804變得大于第二感測閾值807，則類似于例如時間窗口 808，發(fā)起時間窗口 812，其在時間上從感測點809開始向前延伸。在時間窗口 812期間確定斜率信號804的最大值811，并然后丟棄先前的感測點806和相應的最大斜率810，并基于最近的感測點809和相應更新的最大斜率811來重復壓力測量分析。具體來說，一旦時間窗口 812屆滿，通過將斜率信號804與初始感測閾值805比較來標識下一感測點816，發(fā)起時間窗口 813，該時間窗口 813在時間上從所確定的感測點816開始向前延伸，且確定時間窗口 813期間發(fā)生的最大斜率信號820。然后可如上所述使用感測點816和相應的最大斜率920而不是感測點806和相應的最大感測點810，來確定峰值收縮壓和末期舒張壓中的一個或兩個。
[0130]根據本公開的實施例，在發(fā)生下一感測點816之后可例如使用最大斜率信號820作為第二感測閾值819重復錯誤感測閾值過程，且類似于時間窗口 819，如果在預定時間段817期間確定斜率信號804大于第二閾值819，則丟棄例如感測點816，并基于時間窗口 817之后確定的下一感測點來重復壓力測量分析，時間窗口 817可包括或不包括錯誤感測閾值過程等。
[0131]如果在初始感測點806之后發(fā)起的時間窗口 515期間不發(fā)生感測點，即時間窗口815期間斜率信號804不大于第二感測閾值807，則基于最近的感測點806和斜率信號804的相應確定的最大值810來繼續(xù)壓力測量分析。具體來說，一旦第二時間窗口 815屆滿且時間窗口 815期間未發(fā)生感測點，則可如上所述使用感測點806和相應的最大斜率810來確定峰值收縮壓和末期舒張壓中的一個或兩個。
[0132]使用上述各種技術，在無需對患者增加電極的情況下，可從肺動脈(PA)內一個或多個壓力傳感器的肺動脈壓力(PAP)得到心動周期長度和/或諸如收縮壓和舒張壓之類的
壓力度量。
[0133]已經描述 了本公開的各示例性實現。這些和其它實施方式都在下列權利要求的范圍內。
【權利要求】
1.一種用于監(jiān)測心血管壓力信號的醫(yī)療裝置系統(tǒng)，包括: 感測心血管壓力信號的傳感器；以及 壓力分析模塊，所述壓力分析模塊配置成確定所述感測的壓力信號是否大于第一壓力閾值，響應于所述感測的壓力信號大于所述第一壓力閾值來確定所述壓力信號的第一度量，確定所述感測的壓力信號是否大于與所述第一壓力閾值不相等的第二壓力閾值，響應于所述感測的壓力信號大于所述第一壓力閾值來確定所述壓力信號的第二度量，以及確定收縮壓或舒張壓中的至少一個，其中基于響應于所述壓力信號不大于所述第二閾值的所述第一度量、以及基于響應于所述壓力信號大于所述第二閾值的所述第二度量，來確定所述收縮壓或舒張壓中的至少一個。
2.如權利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括:控制器，所述控制器配置成響應于所確定的收縮壓或舒張壓中的至少一個，來控制電刺激和治療劑中至少一個的遞送。
3.如權利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述第二壓力閾值等于所述壓力信號的所述確定的第一度量。
4.如權利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述壓力信號的所述第一度量和所述第二度量對應于所述壓力信號的導數信號的最大值。
5.如權利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，確定收縮壓或舒張壓中的至少一個包括: 設定時間窗口，所述時間窗口從確定所述感測的壓力信號大于所述第一閾值和確定所述感測的壓力信號大于所述第二閾值中一個的之前的點開始延伸到所述第一度量和所述第二度量中相應的一個； 確定在所述時間窗口期間發(fā)生的所述感測的壓力信號的導數信號的第三度量；以及 將對應于所述第三度量的所述感測的壓力信號的值確定為舒張壓。
6.如權利要求5所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述第一度量和所述第二度量對應于與所述感測的壓力信號對應的第一導數信號的最大值，且所述第三度量對應于與所述感測的壓力信號對應的第二導數信號的最大值。
7.如權利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，確定收縮壓或舒張壓中的至少一個包括: 設定時間窗口，所述時間窗口從確定所述感測的壓力信號大于所述第一閾值和確定所述感測的壓力信號大于所述第二閾值中的一個開始延伸； 確定所述感測到的壓力信號的導數信號的第三度量；以及 將對應于所述第三度量的所述感測的壓力信號的值確定為舒張壓。
8.如權利要求7所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述第一度量、所述第二度量、和所述第三度量對應于與所述所感測的壓力信號對應的第一導數信號的最大值。
9.如權利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，確定收縮壓或舒張壓中的至少一個包括: 設定第一時間窗口，所述第一時間窗口從確定所述感測的壓力信號大于所述第一閾值和確定所述感測的壓力信號大于所述第二閾值中一個的之前的點開始延伸到所述第一度量和所述第二度量中相應的一個； 確定在所述第一時間窗口期間發(fā)生的所述感測的壓力信號的導數信號的第三度量；以及 將對應于所述第三度量的所述感測的壓力信號的值確定為舒張壓； 設定第二時間窗口，所述第二時間窗口從確定所述感測的壓力信號大于所述第一閾值和確定所述感測的壓力信號大于所述第二閾值中的一個開始延伸； 確定所述感測的壓力信號的導數信號的第四度量；以及 將對應于所述第四度量的所述感測的壓力信號的值確定為舒張壓。
10.如權利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述第二壓力閾值等于所述壓力信號的確定的第一度量。
11.如權利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括:控制器，所述控制器配置成響應于確定的收縮壓或舒張壓中的至少一個來控制電刺激和治療劑中至少一個的遞送。
【文檔編號】A61B5/021GK103619241SQ201280028951
【公開日】2014年3月5日 申請日期:2012年1月23日 優(yōu)先權日:2011年4月28日
【發(fā)明者】S·E·格林哈特 申請人:美敦力公司