專利名稱：采用會(huì)聚生物電導(dǎo)線場(chǎng)進(jìn)行阻抗測(cè)量從而實(shí)現(xiàn)的病理評(píng)估的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種活體內(nèi)的阻抗監(jiān)控，及采用阻抗測(cè)量來檢測(cè)和評(píng)估活體的醫(yī)學(xué)病理。
背景技術(shù)：
心肌缺血是一種由心肌供血不足引起的嚴(yán)重的醫(yī)學(xué)病狀，心肌是一種心臟肌肉， 它選擇性收縮以幫助心室泵出血液，然后舒張以幫助心室接受血液。缺血是指異常低 心肌血液灌注；也就是，異常低血液流入心肌組織。缺血事件可能由冠狀動(dòng)脈內(nèi)的斑 塊破裂(其可能產(chǎn)生引起動(dòng)脈阻塞的血塊并阻止充氧血液抵達(dá)心肌組織)所觸發(fā)。當(dāng)這 些發(fā)生時(shí)，患者會(huì)感到胸痛，但可能會(huì)忽視這種感覺以為只是錯(cuò)覺或者認(rèn)為這種疼痛 是由于其它病況所引起的，例如像關(guān)節(jié)炎。其它時(shí)候，患者可能感覺不到任何疼痛。 缺血事件發(fā)生的幾秒鐘內(nèi)，心肌收縮性就可能因?yàn)樽枞鸬难魅狈?dǎo)致的心肌組 織缺乏氧氣而受損。在事件發(fā)生的15到20分鐘內(nèi)，如果不疏通阻塞就會(huì)發(fā)生心臟受損，并且心肌缺氧時(shí)間越長，不可逆心肌受損的風(fēng)險(xiǎn)就越大，這可能發(fā)生在幾小時(shí)之 后。因此需要對(duì)缺血事件進(jìn)行快速檢測(cè)，這樣才能及時(shí)進(jìn)行治療手段的介入，例如設(shè) 計(jì)來清除阻塞物并恢復(fù)自由血液流向心肌組織的各種溶解血栓療法或血管成形療法。一種檢測(cè)缺血的已知方法是獲得患者冠狀動(dòng)脈電活動(dòng)的心電圖(ECG)，并分析 ECG的S-T段以檢查有無偏差。S-T段為S波和T波之間的那部分ECG信號(hào)，己知 它會(huì)在缺血事件之后出現(xiàn)變化。檢測(cè)S-T段偏差可以指示缺血。ECG可以是以本領(lǐng)域 技術(shù)人員公知的方式通過使用置于患者皮膚上不同位置的12根導(dǎo)線來檢測(cè)冠狀動(dòng)脈 的電活動(dòng)從而獲得的。另一種獲得ECG的方法使用了附著在可植入醫(yī)療設(shè)備(比如植 入患者胸腔中的心臟起搏器或心臟除纖顫器)上的電極來檢測(cè)心臟的電活動(dòng)。然后以 上述方式分析這種ECG的S-T段以檢査有無偏差。類似地，肺水腫也是一種嚴(yán)重的醫(yī)學(xué)病狀。肺水腫是指在患者的肺部有過量積液， 并可能指征心臟相關(guān)疾病，如心力衰竭。有可能通過跨肺進(jìn)行電阻測(cè)量來檢測(cè)肺部液 體。肺部存在的液體越多，阻抗越低。 一種進(jìn)行此類電阻測(cè)量的已知方法是使用一種 可植入醫(yī)療設(shè)備，比如心臟起搏器或心臟除纖顫器。通常，在經(jīng)導(dǎo)線連接到可植入醫(yī)
療設(shè)備的右心室電極以及另一個(gè)位于可植入醫(yī)療設(shè)備自身處的電極之間進(jìn)行電阻測(cè)量。這類阻抗測(cè)量對(duì)胸腔組織進(jìn)行采樣，其中包括肺。序列號(hào)為10/303,305的美國專 利申請(qǐng)(申請(qǐng)日為2002年11月25日，申請(qǐng)人為Andres Belalcazar和Robert Patterson(本 發(fā)明的發(fā)明人)和Rebecca Shult)公開了另一種采用可植入醫(yī)療設(shè)備測(cè)量肺阻抗的方法， 其電阻測(cè)量是在置于心臟左心室壁上方的心外膜上并與可植入醫(yī)療設(shè)備相連的電極以 及另一個(gè)位于可植入醫(yī)療設(shè)備處的電極之間進(jìn)行的。通過將刺激電流加到內(nèi)植電極上 并用其它內(nèi)植電極測(cè)量所產(chǎn)生的電壓，然后計(jì)算電壓與電流的比率，從而測(cè)量了阻抗。 還可以通過只采用附著于皮膚上的外部電極進(jìn)行電阻測(cè)量從而檢測(cè)肺部液體變化。發(fā)明內(nèi)容總體上，本發(fā)明提供一種通過測(cè)量一種或多種胸腔器官或組織的電阻來檢測(cè)并評(píng) 估活體內(nèi)的醫(yī)學(xué)病理的改良技術(shù)。在一個(gè)總體方面，本發(fā)明公開一種在活體內(nèi)測(cè)量阻抗以便于病理評(píng)估的方法。本 方法包括在植于活體內(nèi)的第一電極和第二電極之間注入電流，其中第一電極和第二電 極在體內(nèi)定義了第一電導(dǎo)線場(chǎng)(electric lead field)，且第一電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第一電極 和第二電極之間。本方法還包括測(cè)量植入體內(nèi)的第三電極和第四電極之間的電位差， 所述電位差由第一電極和第二電極之間所注入的電流引起。第三電極和第四電極在體 內(nèi)定義了第二電導(dǎo)線場(chǎng)，且所述第二電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第三電極和第四電極之間。第一 電導(dǎo)線場(chǎng)和第二電導(dǎo)線場(chǎng)會(huì)聚在體內(nèi)的評(píng)估部位附近，但基本上相互分離。本方法還包括基于電位差和電流注入來計(jì)算阻抗值，并使用該阻抗值對(duì)評(píng)估部位附近的病理狀況進(jìn)行評(píng)估。在另一個(gè)總體方面，本發(fā)明公開了一種在活體內(nèi)測(cè)量阻抗相角以便于病理評(píng)估的 方法。本方法包括在植于活體內(nèi)的第一電極和第二電極之間注入電流，其中第一電極 和第二電極在體內(nèi)定義了第一電導(dǎo)線場(chǎng)，且第一電導(dǎo)線場(chǎng)定位于第一電極和第二電極 之間。本方法還包括測(cè)量植入體內(nèi)的第三電極和第四電極之間的電位差，所述電位差 由第一電極和第二電極之間所注入的電流引起。第三電極和第四電極在體內(nèi)定義了第 二電導(dǎo)線場(chǎng)，且所述第二電導(dǎo)線場(chǎng)定位于第三電極和第四電極之間。第一電導(dǎo)線場(chǎng)和第二電導(dǎo)線場(chǎng)會(huì)聚在體內(nèi)的評(píng)估部位附近，但基本上相互分離。本方法還包括基于 電位差和電流注入來計(jì)算阻抗相角值，并使用該阻抗相角值對(duì)評(píng)估部位附近的病理狀 況進(jìn)行評(píng)估。另一方面，本發(fā)明公開了一種在活體內(nèi)用來測(cè)量阻抗以便于病理評(píng)估的可植入醫(yī) 療設(shè)備。所述可植入醫(yī)療設(shè)備包括脈沖發(fā)生器，用來在植入活體內(nèi)的第一電極和第二
電極之間注入電流，其中第一電極和第二電極在體內(nèi)定義了第一電導(dǎo)線場(chǎng)，且第一電 導(dǎo)線場(chǎng)定向于第一電極和第二電極之間。所述可植入醫(yī)療設(shè)備還包括電壓測(cè)量電路， 用來測(cè)量植入體內(nèi)的第三電極和第四電極之間的電位差，所述電位差由第一 電極和第 二電極之間所注入的電流引起。第三電極和第四電極在體內(nèi)定義了第二電導(dǎo)線場(chǎng)，且 所述第二電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第三電極和第四電極之間。第一電導(dǎo)線場(chǎng)和第二電導(dǎo)線場(chǎng)會(huì) 聚在體內(nèi)的評(píng)估部位附近，但基本上相互分離。所述可植入醫(yī)療設(shè)備還包括處理單元， 該處理單元基于電位差和電流注入來計(jì)算阻抗值，并使用該阻抗值對(duì)評(píng)估部位附近的 病理狀況進(jìn)行評(píng)估。本方法和裝置的執(zhí)行可能包括如下的一種或多種。所述評(píng)估部位可能不在心室 內(nèi)。所述評(píng)估部位可能是左側(cè)肺或左心室壁，且所述病變可能是肺水腫、心肌缺血或左心室肥大。所述第二電極和第四電極可能間隔約15毫米或間隔約25毫米。所述第 一電極和第三電極可能間隔至少大約4厘米或間隔約10厘米。所述第二電極和第四電 極可能位于左心室附近。所述第一電極可能位于胸腔中或右心室中，且第三電極可能 位于右心房中，靠近頭臂靜脈，或位于上腔靜脈內(nèi)?？梢皂憫?yīng)于病理評(píng)估而觸發(fā)警報(bào)， 并保留阻抗值用于日后參考。所述阻抗值可以與閾值進(jìn)行比較或被發(fā)送到監(jiān)控站。所 述處理單元可觸發(fā)警報(bào)器以響應(yīng)于病理評(píng)估，并且收發(fā)器可將阻抗值發(fā)送到監(jiān)控站。另一方面，可以在第一電極和第二電極之間注入第二電流，可以在第三電極和第 四電極之間測(cè)量第二電位差，可以基于第二電位差和第二電流注入來計(jì)算第二阻抗值， 并且第一阻抗值和第二阻抗值可用來對(duì)評(píng)估部位附近的病理狀況進(jìn)行評(píng)估。所述第一 電流和第二電流可以是不同頻率的交流電，第二電位差可能由第一電極和第二電極之 間所注入的第二電流引起。第一電流的頻率為大約1千赫，而第二電流的頻率為大約 500千赫。病理可以基于第一阻抗值和第二阻抗值進(jìn)行分類，并可以基于第一阻抗值 和第二阻抗值來辨別兩種或多種病理的效果。所述電流可能是包含兩種或多種頻率的 復(fù)合信號(hào)，與兩種或多種頻率相對(duì)應(yīng)的頻率成分都可以從電位差中提取出來，這可能 是電壓信號(hào)。類似地，阻抗相角可以基于第二電位差和第二電流注入來計(jì)算，并且第 一阻抗相角值和第二阻抗相角值可用來對(duì)評(píng)估部位附近的病理狀況進(jìn)行評(píng)估和分類， 或辨別兩種或多種病理的效果。本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)包括如下一種或多種。因?yàn)殪`敏度主要集中在感興趣的區(qū)域附近， 所以使用本發(fā)明的方法可能具有更高水平的阻抗靈敏度和專一性。并且，在不感興趣 區(qū)域中靈敏度有所降低。因?yàn)闇y(cè)量到的阻抗變化更可能是由于在感興趣的區(qū)域內(nèi)的器 官、組織或液體的電阻率變化所導(dǎo)致的，而非感興趣的區(qū)域以外的器官、組織或液體 的電阻率變化所導(dǎo)致的，所以靈敏度集中在感興趣的區(qū)域以及靈敏度在不感興趣的區(qū)域有所降低這兩點(diǎn)相結(jié)合，便能夠更好地評(píng)估和檢測(cè)感興趣區(qū)域附近的病理狀況。由 此，有可能實(shí)現(xiàn)病理狀況的更精確的早期檢測(cè)和評(píng)估，并且不感興趣區(qū)域內(nèi)的電阻率 變化所導(dǎo)致的測(cè)量阻抗變化所觸發(fā)的錯(cuò)誤警報(bào)得以避免。本發(fā)明的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例的細(xì)節(jié)在如下隨附的附圖及其描述中提到。其它本發(fā) 明的特征、目的和優(yōu)勢(shì)從描述和附圖，以及從權(quán)利要求中可以明顯獲知。


圖1是會(huì)聚生物電導(dǎo)線場(chǎng)系統(tǒng)的透視圖；圖2-4是包括用于測(cè)量肺阻抗和心肌阻抗的會(huì)聚生物電導(dǎo)線場(chǎng)電極配置的系統(tǒng)的 透視圖；圖5是模擬結(jié)果的表格； 圖6是由圖5的結(jié)果得到的圖表；圖7-9是包括用于測(cè)量心肌阻抗的會(huì)聚生物電導(dǎo)線場(chǎng)電極配置的系統(tǒng)的透視圖； 圖IO是模擬結(jié)果的圖表；圖11是用于與圖l-4和圖7-9的任何系統(tǒng)一起使用的可植入醫(yī)療設(shè)備的示意性框圖；圖12是模擬結(jié)果的表格；圖13是顯示圖11的設(shè)備如何進(jìn)行水腫評(píng)估的流程圖； 圖14是顯示圖11的設(shè)備如何進(jìn)行缺血評(píng)估的流程圖；圖15是顯示圖11的設(shè)備如何進(jìn)行多頻率阻抗測(cè)量以進(jìn)行病理檢測(cè)、分類和辨別的流程圖。各附圖中同樣的參考符號(hào)表示同樣的元件。 具體描述圖1顯示一個(gè)系統(tǒng)10，其包括心臟12和可植入患者胸腔的可植入醫(yī)療設(shè)備 (IMD)14。 IMD 14包括用來產(chǎn)生電流的脈沖發(fā)生器以及用來檢測(cè)電位差(也就是電壓) 的電壓檢測(cè)電路。IMD14可以是心臟起搏器、心臟除纖顫器、它們的結(jié)合、或任何其 它類型的能夠?qū)㈦娏鞔碳鬟f到胸腔組織并測(cè)量電壓的可植入醫(yī)療設(shè)備。所述IMD14 包括一個(gè)通常所說的"罐式(can)"電極，位于設(shè)備14的外表面。在本直觀系統(tǒng)10中， 顯示了3個(gè)附加電極16、 18、 20，它們可附著在與IMD14相連的導(dǎo)線(未顯示)上。所 述電極16、 18、 20通過穿透導(dǎo)線的導(dǎo)體而電連接到IMD 14，從而便于在上述四個(gè)電 極16、 18、 20或罐式電極中的任兩個(gè)電極之間注入來自脈沖發(fā)生器的電流。類似地， 電壓檢測(cè)電路可以檢測(cè)這四個(gè)電極16、18、20或罐式電極中的任兩個(gè)電極之間的電壓。 然后，IMD 14內(nèi)的阻抗計(jì)算模塊可以根據(jù)歐姆定律取測(cè)量電壓與注入電流的比值來計(jì) 算阻抗。由于在此類阻抗測(cè)量中采用了四個(gè)電極，系統(tǒng)10所示的電極配置可以被稱為 四極配置。在如圖1所示的四極配置中，電極16和18位于心臟12的左心室之上，而 電極20則位于心臟12的右心房中?；谒鼈?cè)谧笮氖覍?dǎo)線(圖1未顯示)上的位置， 電極16可以被稱為近端左心室電極，而電極18被稱為遠(yuǎn)端左心室電極。由于人體包括一定數(shù)量的胸腔器官、組織和液體，所以胸腔阻抗的測(cè)量結(jié)果包括 每一種器官、組織和液體做出的貢獻(xiàn)。例如，心肌、肺、胸肌、胸脂、肝、腎、脾、 胃、骨骼肌、骨骼、軟骨、血液以及其它組織和液體的電阻率均對(duì)胸腔阻抗的測(cè)量結(jié) 果有貢獻(xiàn)。因此，測(cè)量到的胸腔阻抗的變化可能由這些和其它器官或組織的電阻率的 變化所引起。當(dāng)測(cè)量阻抗以檢測(cè)或評(píng)估病理狀況(如肺水腫或心肌缺血)時(shí)，希望可以采用對(duì) 感興趣的區(qū)域(如分別為肺或心肌)高度靈敏的電極配置來測(cè)量阻抗。由于感興趣的區(qū) 域中的電阻率變化會(huì)對(duì)測(cè)量到的阻抗產(chǎn)生相應(yīng)較大的影響，因此，對(duì)感興趣的區(qū)域的 高度靈敏能夠?qū)崿F(xiàn)在感興趣的器官或組織中靈敏地檢測(cè)電阻率的變化。從而，阻抗變 化能表明病理狀況的出現(xiàn)。而且，還希望此類配置對(duì)感興趣區(qū)域以外的器官、組織和 液體具有相對(duì)低的靈敏度，使得這些器官、組織和液體中的電阻率變化對(duì)測(cè)量到的阻 抗將產(chǎn)生相應(yīng)較小的影響。再次參閱圖1，所述系統(tǒng)顯示兩個(gè)生物電導(dǎo)線場(chǎng)22、 24。第一生物電導(dǎo)線場(chǎng)22 源自罐式電極并終止于遠(yuǎn)端左心室電極18。第二生物電導(dǎo)線場(chǎng)24(圖1中用虛線表示) 源自右心房電極20并終止于近端左心室電極16。如圖1所示，第一生物電導(dǎo)線場(chǎng)22 在靠近遠(yuǎn)端左心室電極18處和靠近罐式電極處最密，在這些區(qū)域中以間隔更接近的生 物電場(chǎng)線表示。類似地，第二生物電導(dǎo)線場(chǎng)24在靠近近端左心室電極16和右心房電 極20處最密。第一和第二生物電導(dǎo)線場(chǎng)22、 24可以被稱為會(huì)聚的生物電導(dǎo)線場(chǎng)，這是因?yàn)樗?們從彼此間隔相對(duì)較遠(yuǎn)的不同位置處發(fā)源(此例中，分別指左胸區(qū)域和右心房)，卻終 止于彼此接近處(此例中，即靠近左心室)。因此，所述會(huì)聚的生物電導(dǎo)線場(chǎng)線僅在感 興趣區(qū)域中以高密度匯合。靈敏度集中于感興趣的區(qū)域-本例中即是側(cè)面的左心室及其 相鄰的左肺區(qū)域?？拷信d趣的阻抗測(cè)量區(qū)域的會(huì)聚的生物電場(chǎng)線具有高密度，并且 其它區(qū)域缺少聚集的匯合導(dǎo)線場(chǎng)，這兩點(diǎn)有助于專門針對(duì)感興趣的區(qū)域中的電阻率變 化進(jìn)行高度靈敏的阻抗測(cè)量，如下將進(jìn)行充分描述。這可能與常規(guī)二極和三極電極配 置以及常規(guī)四極電極配置等阻抗測(cè)量配置形成對(duì)比，在常規(guī)配置中相應(yīng)的生物電導(dǎo)線
場(chǎng)密集地會(huì)聚在兩個(gè)區(qū)域中，從而導(dǎo)致不僅對(duì)感興趣的區(qū)域具有阻抗靈敏度，還對(duì)不 感興趣的區(qū)域也同樣具有(對(duì)應(yīng)于其它密集會(huì)聚場(chǎng)的區(qū)域)。第一生物電導(dǎo)線場(chǎng)22(其可能與例如刺激電極相關(guān))可以被定義成罐式電極和遠(yuǎn)端 左心室電極18之間的單位電流注入所產(chǎn)生的電流密度矢量的場(chǎng)。第二生物電導(dǎo)線場(chǎng)24(其可能與例如電壓測(cè)量電極相關(guān))類似地可以被定義成右心房電極20和近端左心室 電極16之間的單位電流注入所形成的電流密度矢量的場(chǎng)。關(guān)于生物電導(dǎo)線場(chǎng)理論的綜 述，參見J.Malmivuo&R.Plonsey, (f^激敏磁,^激敏場(chǎng)游嚴(yán)遝i座U111沖://1511化1".^^.!1/ 1113111^110/561^61111300]0的第11.6.2章和第25.2.1章，分別從第 202頁和第405頁開始。圖l所示的說明性電極配置可用作阻抗測(cè)量配置，例如，脈沖發(fā)生器在罐式電極 和遠(yuǎn)端左心室電極18之間注入電流，電壓檢測(cè)電路測(cè)量右心房電極20和近端左心室 電極16之間的結(jié)果電壓，并且阻抗計(jì)算模塊通過取測(cè)得電壓與注入電流的比值來計(jì)算 阻抗。由于如圖1所示會(huì)聚的生物電導(dǎo)線場(chǎng)系統(tǒng)主要將靈敏度集中在感興趣的區(qū)域附 近，所以不感興趣區(qū)域中的電阻率變化所導(dǎo)致的測(cè)量到的阻抗變化所觸發(fā)的錯(cuò)誤警報(bào) 可以被避免。圖2示出了一種會(huì)聚的生物電場(chǎng)電極配置，它對(duì)肺電阻率變化高度敏感并能用于 肺水腫檢測(cè)和評(píng)估。通過進(jìn)行阻抗測(cè)量并標(biāo)記阻抗變化，便可以檢測(cè)和評(píng)估肺水腫。 此類阻抗變化可能預(yù)示肺部液體增加(也就是肺水腫或其發(fā)生)，并通過早期檢測(cè)及時(shí) 治療。參閱圖2，示出了人體30，其中IMD 14被植入人體30的左胸區(qū)域中。導(dǎo)線32、 34與IMD 14的端口連接，并由此延伸。每個(gè)導(dǎo)線32、 34內(nèi)部均帶有一條或多條導(dǎo)體， 這些導(dǎo)體將IMD 14電連接到己植入人體30的心臟12內(nèi)的電極20、 16、 18。在所述說明性配置中，導(dǎo)線32為右心房導(dǎo)線，并在遠(yuǎn)端附近，帶有一個(gè)位于心 臟12的右心房36中的右心房電極20。右心房導(dǎo)線32從IMD 14的端口處延伸，被引 入靜脈系統(tǒng)，沿上腔靜脈(SVC)38往下，進(jìn)入右心房36。右心房電極20可以是環(huán)狀 電極或尖頭電極，或可位于沿導(dǎo)線32的其它位置，如SVC38或無名靜脈內(nèi)的任何位 置。導(dǎo)線34為左心室導(dǎo)線，包括一個(gè)近端左心室電極16和一個(gè)遠(yuǎn)端左心室電極18， 均定位于心臟12的左心室40上方的心外膜上。左心室導(dǎo)線34從IMD 14上的端口處 延伸，被引入靜脈系統(tǒng)，沿SVC18往下，進(jìn)入右心房36，進(jìn)入冠狀竇，然后再進(jìn)入 沿左心室40上方心外膜上運(yùn)行的冠狀靜脈中。左心室電極16、 18可以是環(huán)狀或尖頭 電極，或可位于沿導(dǎo)線34的其它位置。盡管圖2中左心室導(dǎo)線34被顯示成二極導(dǎo)線， 但是導(dǎo)線34可選地包括附加電極，并且所述導(dǎo)線34還可以沿不同路徑貫穿心臟12。
例如，左心室導(dǎo)線34可包括3、 4、 5或更多個(gè)電極，并且它們可共線排列。類似地， 右心房導(dǎo)線32可包括附加電極，并可遵循一條與圖2所示不相同的貫穿心臟12的路 徑。在一個(gè)實(shí)施例中，左心室電極16、 18間隔大約15mm，罐式電極和右心房電極20 的距離大約10cm。在其它實(shí)施例中，罐式電極和右心房電極20之間的距離可以為大 約8-15cm。類似地，其它實(shí)施例中，左心室電極之間的間隔為大約25mm，并且可以 介于大約5-30mm的范圍中。IMD 14包括一個(gè)位于設(shè)備14外表面上的罐式電極。IMD 14可選地或附加地包括 一個(gè)紐扣電極或箱式電極(header electrode)、或其它類型的電極。在圖2所示的四 極配置中，IMD 14內(nèi)部的脈沖發(fā)生器可以在定位于IMD 14外表面上的罐式電極以及 遠(yuǎn)端左心室電極18之間注入電流。所述注入電流流過左肺44的至少一部分，并引起 可由右心房電極20和近端左心室電極16測(cè)量到的電位差(電壓)。然后，IMD14內(nèi)的 阻抗計(jì)算模塊可以通過計(jì)算測(cè)量到的電壓與注入電流的比值來計(jì)算阻抗。所述阻抗可 用來評(píng)估人體30內(nèi)的肺水腫，這將在下文進(jìn)行具體描述。箭頭42、 46表示在本配置 中兩種生物電導(dǎo)線場(chǎng)的一般取向。導(dǎo)線場(chǎng)42對(duì)應(yīng)于電流注入，導(dǎo)線場(chǎng)46對(duì)應(yīng)于電壓 測(cè)量。如圖2所示，導(dǎo)線場(chǎng)42、 46在左心室壁和左肺附近會(huì)聚，但基本上相互分離?，F(xiàn)在參閱圖3，顯示了另外一個(gè)對(duì)肺電阻率的變化高度敏感的會(huì)聚生物電場(chǎng)電極 配置。 一個(gè)左心室導(dǎo)線50與IMD14的端口相連，其包括三個(gè)電極16、 18、 52。左心 室導(dǎo)線50為三極導(dǎo)線并沿與圖2所示左心室導(dǎo)線34類似的路由通路。除了左心室近 端和遠(yuǎn)端電極16、 18(均位于左心室40的壁上方的心外膜處)之外，導(dǎo)線50還包括電 極52，其位于頭臂靜脈(也就是無名靜脈)中。雖然如圖3所示的配置中采用了三極左 心室導(dǎo)線50，還可以使用其它配置。例如，可以包括頭臂電極52來代替右心房導(dǎo)線、 右心室導(dǎo)線、或代替終止于頭臂靜脈中或其附近的專用導(dǎo)線。所述頭臂電極52可選地 位于頭臂靜脈附近的任何位置。實(shí)際操作中，IMD14內(nèi)的脈沖發(fā)生器可以在位于 IMD14外表面的罐式電極和遠(yuǎn)端左心室電極18之間注入電流。所述注入電流流過左 肺44的至少一部分，并引起一個(gè)可由頭臂電極52和近端左心室電極16測(cè)量到的電壓。 然后，IMD14內(nèi)的阻抗計(jì)算模塊可以通過計(jì)算測(cè)量到的電壓與注入電流的比值來計(jì)算 阻抗，該阻抗可用于評(píng)估肺水腫。箭頭42、 54表示在本配置中兩種生物電導(dǎo)線場(chǎng)的一 般取向。導(dǎo)線場(chǎng)42對(duì)應(yīng)于電流注入，而導(dǎo)線場(chǎng)54對(duì)應(yīng)于電壓測(cè)量。所述導(dǎo)線場(chǎng)42、 54在感興趣的解剖學(xué)區(qū)域附近會(huì)聚，但基本上相互分離。在一個(gè)實(shí)施例中，左心室電 極16、 18間隔大約15mm，罐式電極和頭臂電極52之間的距離為大約4cm。其它實(shí) 施例中，罐式電極和頭臂電極52之間的距離大約為5-7cm。類似地，在其它實(shí)施例中 左心室電極之間的間距為大約25mm，并且可以介于大約5-30mm的范圍內(nèi)。
可以使用附加電極，如一個(gè)或多個(gè)附加的左心室電極或右心房電極，以便進(jìn)行電流注入和電壓測(cè)量。例如，如圖2所示的右心房導(dǎo)線32上可添加頭臂電極52，從而 可以在電流注入過程中連續(xù)測(cè)量右心房電極20和近端左心室電極16之間的電壓、以 及頭臂電極52和近端左心室電極16之間的電壓，并按上述那樣計(jì)算各阻抗。然后， IMD14內(nèi)的阻抗計(jì)算模塊可以計(jì)算加權(quán)平均阻抗測(cè)量，例如，通過使用合適的加權(quán)因 子對(duì)阻抗測(cè)量進(jìn)行求平均。所述測(cè)量可以提供一種更加全局的對(duì)肺水腫的評(píng)估。圖4顯示了另一個(gè)對(duì)肺電阻率的變化高度敏感的說明性會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置， 適用于阻抗測(cè)量以評(píng)估肺水腫。左心室導(dǎo)線34從IMD14的端口處延伸并沿如上述參 考圖2所描述的路由通路，其帶有均位于左心室40上方的心外膜處的近端和遠(yuǎn)端左心 室電極16、 18。 一個(gè)心臟除顫器導(dǎo)線80與IMD14的端口相連，并包含一個(gè)位于人體 30的上腔靜脈38中的心臟除顫器線圈82。所述心臟除顫器線圈82可選地位于頭臂靜 脈中、鎖骨下靜脈中、或另外適當(dāng)?shù)母浇恢?。?jiǎn)化起見，心臟除顫器導(dǎo)線80在圖4 中顯示成終止于心臟除顫器線圈電極82處。實(shí)際上，心臟除顫器導(dǎo)線80可延伸進(jìn)右 心房和右心室，并可包括一個(gè)右心室心臟除顫器線圈(未顯示)。還可以包括右心房或 右心室尖頭或環(huán)狀電極、或其任何結(jié)合。操作中，IMD14內(nèi)的脈沖發(fā)生器可在位于IMD14外表面的罐式電極和遠(yuǎn)端左心 室電極18之間注入電流。所述注的電流流過左肺44的至少一部分，并誘導(dǎo)出一個(gè)可 由心臟除顫器線圈82和近端左心室電極16測(cè)量到的電壓。然后，IMD14內(nèi)的阻抗計(jì) 算模塊通過取測(cè)量到的電壓與注入電流的比值來計(jì)算阻抗，該阻抗可以用來評(píng)估肺水 腫。箭頭42、 84表明在本配置中兩種生物電導(dǎo)線場(chǎng)的一般取向。導(dǎo)線場(chǎng)42對(duì)應(yīng)于電 流注入，而導(dǎo)線場(chǎng)84對(duì)應(yīng)于電壓測(cè)量。圖4顯示導(dǎo)線場(chǎng)42、 84的會(huì)聚的配置，在感 興趣的解剖學(xué)區(qū)域附近會(huì)聚，但基本上相互分離。在一個(gè)實(shí)施例中，左心室電極16、 18間隔大約15mm，罐式電極和心臟除顫器線圈82間距大約12cm。其它實(shí)施例中， 罐式電極和心臟除顫器線圈82間距可為大約9-20cm。類似地，在其它實(shí)施例中左心 室電極之間的間距可能大約25mm，并介于大約5-30mm范圍中。在如圖4所示的配置中，IMD14可以是一個(gè)心臟除顫器，并同時(shí)實(shí)現(xiàn)起搏功能。 導(dǎo)線34、 80可以包含附加電極。還可能從圖2-4所示的配置中得到的測(cè)量結(jié)果結(jié)合起 來。此類阻抗測(cè)量可以用合適的加權(quán)系數(shù)進(jìn)行平均以獲得更可靠或全局的阻抗值，其 可用來更全局地評(píng)估肺水腫。而且，電流注入電極和電壓測(cè)量電極的角色可以互換， 并且可實(shí)現(xiàn)等價(jià)的結(jié)果。這可基于對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員公知的倒易理論而推導(dǎo)出來。圖5顯示采用計(jì)算機(jī)模擬技術(shù)獲得的計(jì)算機(jī)模擬結(jié)果的表100。用磁共振成像 (Magnetic Resonance Imaging)得到的三維計(jì)算機(jī)模型將人的胸腔分成許多體積單位，
每一個(gè)體積單位均對(duì)應(yīng)人體組織。該模型用來模擬正常(基線)情況下的肺阻抗和嚴(yán)重 肺水腫情況下的肺阻抗。每一個(gè)小組織體積單位根據(jù)出版的表格被分配一個(gè)合適的電阻率(例如血=150歐姆-厘米，正常的肺=1400歐姆-厘米，肌肉=400歐姆-厘米等)。然后將電極置于模型中的不同位置，并注入電流。然后，計(jì)算機(jī)利用電場(chǎng)方程來計(jì)算 每個(gè)體積單位處的電壓電勢(shì)。通過用注入電流除測(cè)量的電勢(shì)，便可以利用這些結(jié)果來計(jì)算阻抗。在釆用如圖2-4所示的會(huì)聚生物電場(chǎng)配置時(shí)，計(jì)算機(jī)模擬使用二極左心室 導(dǎo)線，并在遠(yuǎn)端左心室冠狀靜脈電極和植入左側(cè)胸肌區(qū)的IMD的罐式電極之間注入電 流。然后測(cè)量近端左心室冠狀靜脈電極和第四電極(位于心臟內(nèi)或心臟附近不同位置以 模擬多種配置)之間的電壓。表100中的每一行102代表不同的會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置， 對(duì)應(yīng)于圖2-4所示的配置。第一行102a顯示用于使第四電極定位于頭臂靜脈內(nèi)這一配置的數(shù)據(jù)，并包括左 心室電極之間的15mm的間距(即近端和遠(yuǎn)端左心室冠狀靜脈電極之間間隔15mm)。第 二行102b表示類似的配置，但在左心室電極之間間距25mm。行102a和102b代表上 文參照?qǐng)D3所描述的那種配置的模擬數(shù)據(jù)。第三和第四行102c、 102d代表在上腔靜脈 內(nèi)帶有第四電極以模擬圖4所示配置的那種配置的數(shù)據(jù)。行102c內(nèi)的數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于SVC 內(nèi)較高的第四電極線圈植入位置，而行102d內(nèi)的數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于SVC內(nèi)較低的第四電極 線圈植入位置，即在醫(yī)療實(shí)踐中可能發(fā)生以獲得足夠的心臟除纖顫閾值的變化。第五 和第六行102e、 102f表示右心房中帶有第四電極以模擬圖2所示配置的那種配置的數(shù) 據(jù)。行102e模擬15mm左心室電極間距排列方式，而行102f模擬25mm間距排列方 式。這些測(cè)量是在心臟舒張末期進(jìn)行的。本模型通過逐漸減小對(duì)應(yīng)于肺組織的模型體積單位的電阻率，來模擬肺水腫，例 如，從1400歐姆-厘米(健康)減小到350歐姆-厘米(嚴(yán)重水腫)。如表100所示，對(duì)給定 的配置而言，水腫患者的阻抗測(cè)量值小于正常人相應(yīng)的測(cè)量值。例如，在頭臂、15mm 配置時(shí)(行102a)，正常人在心臟舒張末期的阻抗測(cè)量值為34.62歐姆，相比水腫患者 的測(cè)量值22.61歐姆，變化了 34.69%。類似地，計(jì)算得到的在頭臂、25mm配置下(行 102b)的阻抗變化為40.67%， SVC配置下(分別為行102c、行102d)為40.67%和45.08 %，在右心房配置下(分別為行102e、 102f)為34.44X和51,60%。圖6為柱狀圖120，通過將美國專利申請(qǐng)10/303,305 (申請(qǐng)日是2005年11月25 日，申請(qǐng)人是Andres Belalcazar和Robert Patterson(本發(fā)明的發(fā)明人)和Rebecca Shult) 所公開的4種三極非會(huì)聚配置(標(biāo)為RV、 RV線圈、RA、 LVCV)的模擬阻抗百分比變 化與本發(fā)明所述的四極會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置的模擬阻抗百分比變化進(jìn)行比較從而強(qiáng) 調(diào)本發(fā)明的有益效果。柱狀圖120的縱軸標(biāo)示對(duì)給定的患者而言其健康與水腫狀態(tài)之
間測(cè)量的阻抗的百分比變化。柱狀圖120中最靠右的6欄對(duì)應(yīng)于上述參見圖5表100 所述的會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置。如圖6所示，相比于非會(huì)聚配置，每種會(huì)聚生物電場(chǎng) 電極配置對(duì)肺部變化的靈敏度均具有顯著增長。例如，模擬的三極配置測(cè)量的阻抗變 化大約為9X(RV)、 1P/。(RV線圈)、12。/。(RA)禾卩24%(LVCV)，而會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配 置測(cè)量的阻抗變化為34.69%(頭臂環(huán)狀、25mm)， 40.67%(頭臂環(huán)狀、15mm)， 45.08 %(SVC高、25mm)， 48.50X(SVC低、25mm)， 34.44X(RA環(huán)狀、15腿)和51.60%(RA 環(huán)狀、25mm)。因此，采用這些會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置得到的阻抗測(cè)量值可以使得對(duì) 肺電阻率變化的靈敏度有所增大，從而可以對(duì)肺水腫作更佳的評(píng)估。圖7-9說明了對(duì)左心室的心肌電阻率變化高度敏感的會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置，并 可用于檢測(cè)和評(píng)估心肌缺血。心肌缺血或急性缺血事件(心臟病)可以通過測(cè)量心肌阻 抗并記錄阻抗變化來進(jìn)行檢測(cè)和評(píng)估。此類阻抗變化可以指示例如缺血事件，當(dāng)冠狀 血管內(nèi)的斑塊破裂并造成血栓性阻塞時(shí)可能發(fā)生該缺血事件。眾所周知，心肌電阻率 在缺血事件中會(huì)增大；例如，心肌電阻率在急性缺血事件中可能會(huì)翻一倍。 Yolocuauhtli Salazar等人的"燈^^^'巡、欽i《'巡浙,發(fā)^^'巡游遂壁浙求透壟嚴(yán)泣敏 殿貧譜/^麥^Tra"雄wra/ Fe"z^ iVo",ra"纖wra/ /" 5V/w ￡7ecWca/ 7m/ ecto"cg S/ e"r訓(xùn)/or / c/zem/c,flwc/ Z/eaW A(yocaWww」",51 IEEE Transactions on Biomedical Engineering 1421， Aug.2004。及時(shí)檢測(cè)此類阻抗變化可以允許進(jìn)行血栓溶解或血管成 形介入治療，從而防止由缺血事件造成的永久性心肌損壞或?qū)⑵浒l(fā)生幾率減到最小， 并可預(yù)防隨后的心室顫動(dòng)。早期的檢測(cè)甚至可以挽救生命。與那些維持更嚴(yán)重心臟損 壞的患者相比，用本方法治療的患者對(duì)于保健系統(tǒng)而言代表了一種成本消減。而且， 應(yīng)用如圖7-9所描述的配置進(jìn)行的阻抗測(cè)量可以用來監(jiān)控缺血事件發(fā)生后的心肌組 織，以監(jiān)控該組織的治愈情況以及是否留下疤痕。這是因?yàn)榘毯劢M織的電阻率大約是 健康心肌組織的一半。J Salazar等人的文章，i/7_i:。因此，在缺血事件之后測(cè)到的異 常低的阻抗測(cè)量值表明組織留下疤痕。現(xiàn)在請(qǐng)參閱圖7，所示為帶有植入人體30的左側(cè)胸肌區(qū)域的IMD14的人體30。 IMD14可以是心臟起搏器、心臟除纖顫器及其結(jié)合，或任何其它類型的能夠遞送電流 刺激到胸腔組織并測(cè)量電壓的可植入醫(yī)療設(shè)備。導(dǎo)線32、 200、 34與IMD14的端口相 連，并由此延伸。導(dǎo)線32、 200、 34中均容納一條或多條導(dǎo)體，它們將IMD14電連接 到植入心臟12內(nèi)的電極20、 16、 18、 202。在此說明性配置中，導(dǎo)線32為右心房導(dǎo)線，帶有一個(gè)位于心臟12的右心房36 的右心房電極20。導(dǎo)線200為心臟除顫器導(dǎo)線，并在遠(yuǎn)端附近心臟12的右心室204 內(nèi)帶有一個(gè)心臟除顫器線圈202。心臟除顫器導(dǎo)線200從IMD14的端口處延伸，被引
入靜脈系統(tǒng)，沿SVC38往下，進(jìn)入右心房36，并進(jìn)入右心室204。右心房電極20可 以是環(huán)狀電極或尖頭電極?？蛇x地，右心房電極20可位于另一個(gè)導(dǎo)線上，如右心室導(dǎo) 線或左心室導(dǎo)線。導(dǎo)線34為左心室導(dǎo)線，包括一個(gè)近端左心室電極16和一個(gè)遠(yuǎn)端左 心室電極18，均定位于心臟12的左心室40上方的心外膜處。左心室導(dǎo)線34自IMD14 的端口延伸，并被引入靜脈系統(tǒng)，沿SVC18往下，進(jìn)入右心房36，進(jìn)入冠狀竇，然 后再進(jìn)入沿左心室40上方的心外膜運(yùn)行的冠狀靜脈中。左心室電極16、 18可以是環(huán) 狀或尖頭電極，或可位于沿導(dǎo)線34的其它位置。盡管左心室導(dǎo)線34如圖7中的二極 導(dǎo)線所示，但導(dǎo)線34可選地帶有附加電極或較少電極，導(dǎo)線34可以沿不同路徑貫穿 心臟12。例如，左心室導(dǎo)線34可包括3、 4、 5或更多個(gè)電極，它們可共線排列。一 個(gè)實(shí)施例中，左心室電極16、 18間隔大約10-15mm，或大約為從心尖到心底的距離 的1/6。這些尺寸適合于心尖-心底長度為大約8cm的心臟。其它電極間距可以用來對(duì) 不同尺寸的心臟均調(diào)整到比率維持在1/6從而促進(jìn)成比例導(dǎo)線場(chǎng)會(huì)聚穿過左心室。心 臟除顫器200還可以包括添加電極或較少電極，并可如圖7所示沿不同路徑貫穿心臟 12。如圖7所示的配置中，IMD14內(nèi)部的脈沖發(fā)生器可以在定位于右心室204的心臟 除顫器線圈電極202和遠(yuǎn)端左心室電極18之間注入電流。所述注入電流通過心肌的至 少一部分，并誘導(dǎo)出電位差(電壓)，從而可以被右心房電極20和近端左心室電極16 測(cè)量到。然后，IMD14內(nèi)的阻抗計(jì)算模塊可以通過計(jì)算測(cè)量到的電位差與注入電流的 比率來計(jì)算阻抗。所述阻抗可用來評(píng)估人體30內(nèi)的心肌缺血，這將在之后進(jìn)行具體描 述。箭頭206、 208表示在本配置中兩種生物電導(dǎo)線場(chǎng)的一般取向。導(dǎo)線場(chǎng)206對(duì)應(yīng)于 電流注入，導(dǎo)線場(chǎng)208對(duì)應(yīng)于電壓測(cè)量，并在感興趣的解剖學(xué)區(qū)域附近會(huì)聚(左心室壁 心肌)，然而基本上相互分離。 一個(gè)實(shí)施例中，左心室電極16、 18間隔大約15mm， 右心房電極20和心臟除顫器線圈202之間的距離大約10cm。其它實(shí)施例中，右心房 電極20和心臟除顫器線圈202之間的距離大約為4-12cm。類似地，其它實(shí)施例中左 心室電極內(nèi)部間距為大約25mm，并在大約5-30mm的范圍內(nèi)變化。圖8顯示為一配置，其包括附著在IMD14端口上的心臟除顫器導(dǎo)線220，并具有 位于SVC38內(nèi)的近端心臟除顫器線圈82和位于右心室204內(nèi)的遠(yuǎn)端心臟除顫器線圈 202。 IMD14內(nèi)部的脈沖發(fā)生器可以在定位于右心室204的遠(yuǎn)端心臟除顫器線圈電極 202和遠(yuǎn)端左心室電極18之間注入電流。所述注入電流通過心肌的至少一部分，并誘 導(dǎo)出電位差(電壓)，從而可以被位于SVC38內(nèi)的近端心臟除顫器線圈82和近端左心 室電極16測(cè)量到。然后，IMD14內(nèi)的阻抗計(jì)算模塊可以通過計(jì)算測(cè)量到的電位差與 注入電流的比率來計(jì)算阻抗。箭頭206、 222表示在本配置中兩種生物電導(dǎo)線場(chǎng)的一般
取向。導(dǎo)線場(chǎng)206對(duì)應(yīng)于電流注入，導(dǎo)線場(chǎng)222對(duì)應(yīng)于電壓測(cè)量。導(dǎo)線場(chǎng)206、 222 在感興趣的解剖學(xué)區(qū)域附近會(huì)聚，然而基本上相互分離。 一個(gè)實(shí)施例中，左心室電極 16、 18間隔大約15mm，近端心臟除顫器線圈82和遠(yuǎn)端心臟除顫器線圈202之間的距 離大約10cm。其它實(shí)施例中，近端心臟除顫器線圈82和遠(yuǎn)端心臟除顫器線圈202之 間的距離大約為4-12cm。類似地，其它實(shí)施例中左心室電極內(nèi)部間距為大約25mm， 并在大約5-30mm的范圍內(nèi)變化。圖9所示的配置于圖8所示的配置類似，但是圖9中左心室冠狀靜脈電極16、 18間距較大。 一個(gè)實(shí)施例中，左心室導(dǎo)線34上的近端左心室電極16和遠(yuǎn)端左心室電 極18間隔25mm。所述比例對(duì)應(yīng)于心底-心尖長度為8cm的心臟的情況下為大約1/3 的。其它實(shí)施例在心臟大小不同的情況下維持同樣的比例以獲得相似的在左心室壁上 的導(dǎo)線場(chǎng)的成比例會(huì)聚。其它實(shí)施例中，左心室電極16、 18可間隔5mm、 8mm、 10mm、 15mm、20mm、30mm、或任何其它合適的距離，例如任何在5-30mm之間的距離。IMD14 內(nèi)部的脈沖發(fā)生器可以在定位于右心室204的遠(yuǎn)端心臟除顫器線圈電極202和遠(yuǎn)端左 心室電極18之間注入電流。所述注入電流通過心肌的至少一部分，并誘導(dǎo)出電位差(電 壓)，從而可以被位于SVC38內(nèi)的近端心臟除顫器線圈82和近端左心室電極16測(cè)量 到。然后，IMD14內(nèi)的阻抗計(jì)算模塊可以通過計(jì)算測(cè)量到的電位差與注入電流的比率 來計(jì)算阻抗。箭頭250、 252表示在本配置中兩種生物電導(dǎo)線場(chǎng)的一般取向。導(dǎo)線場(chǎng) 250對(duì)應(yīng)于電流注入，導(dǎo)線場(chǎng)252對(duì)應(yīng)于電壓測(cè)量。導(dǎo)線場(chǎng)250、 252在感興趣的解剖 學(xué)區(qū)域附近會(huì)聚，然而基本上相互分離，從而在感興趣的區(qū)域內(nèi)實(shí)現(xiàn)靈敏度和特異性 病理檢測(cè)，并提供對(duì)感興趣區(qū)域外部的電阻率變化的改近的明晰度。如圖7-9所述的配置一樣，上述參考圖2-4描述的會(huì)聚四極配置也具有優(yōu)勢(shì)可用 來實(shí)現(xiàn)對(duì)評(píng)估缺血有用的阻抗測(cè)量。如圖2-4所示的配置對(duì)左心室的心肌電阻率變化 高度敏感，并因此能用來檢測(cè)和評(píng)估心肌缺血。IMD14內(nèi)的阻抗計(jì)算模塊可以通過計(jì) 算測(cè)量到的電位差與注入電流的比率來計(jì)算阻抗，且所述阻抗測(cè)量可用來檢測(cè)和評(píng)估 心肌缺血。而且，采用如圖2-4所述的配置進(jìn)行阻抗測(cè)量可用來監(jiān)控缺血事件發(fā)生后 的心肌組織，以監(jiān)控所述組織愈合是否良好，以及是否留下疤痕。圖10為柱狀圖300,其通過將非會(huì)聚二極阻抗配置(柱302、標(biāo)有二極LV線圈) 的模擬左心室壁阻抗靈敏度百分比與如上面圖2和圖7-9所述的四極會(huì)聚生物電場(chǎng)電 極配置(柱304)進(jìn)行比較來強(qiáng)調(diào)本發(fā)明的有益效果。柱304a對(duì)應(yīng)于圖2所述的配置， 柱304b對(duì)應(yīng)于圖7所述的配置，柱304c對(duì)應(yīng)于圖8所述的配置，柱304d對(duì)應(yīng)于圖9 所述的配置。柱狀圖300的縱軸表示左心室壁阻抗靈敏度。如圖IO所示，當(dāng)與非會(huì)聚 配置(柱302)比較時(shí)，每一種會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置(柱304)均呈現(xiàn)左心室壁阻抗靈敏
度的顯著增加。例如，模擬二極配置(柱302)對(duì)左心室壁心肌具有大約6%的靈敏度， 而會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置具有大約34X(柱304a)、 35%(柱304b)、 36%(柱304c)和-l 1 %(柱304d)的靈敏度。負(fù)的靈敏度表示測(cè)量的阻抗會(huì)在左心室壁電阻率升高時(shí)下降， 反之亦然。因此，采用這些會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置得到的阻抗測(cè)量對(duì)左心室壁電阻率 改變更靈敏，從而能更好地評(píng)估缺血。圖11為圖1-4和圖7-9中的代表可植入設(shè)備14的模塊框圖電路。圖11將會(huì)在下 面參考圖2的配置進(jìn)行描述，然后本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)該理解，所描述的部分也可以應(yīng) 用于其它已經(jīng)在本說明書中描述并展示的配置。設(shè)備14包括用于測(cè)量阻抗并評(píng)估肺 水腫和心肌缺血的電路，以及與外部設(shè)備交互的通信電路。阻抗測(cè)量電路302包括一 個(gè)電流發(fā)生器304，可在任何兩個(gè)電極之間注入電流；例如，所述電流發(fā)生器304可 以在位于IMD14外表面的罐式電極和遠(yuǎn)端左心室冠狀靜脈電極18(圖2)之間注入電 流。 一個(gè)切換開關(guān)306，其以本領(lǐng)域公知的方式將電流引導(dǎo)到合適的端口 308。電流從 所述合適的端口沿導(dǎo)線流到合適的電極。所述注入電流可以是交流電(AC)，以防止電 極發(fā)生不希望的極化作用和電解降級(jí)效應(yīng)，且應(yīng)以不會(huì)造成心臟刺激的流量、頻率和 持續(xù)時(shí)間進(jìn)行。在實(shí)踐中，AC電流的頻率在大約50-100千赫?？捎玫碾娏鞑ㄐ蔚睦?子有正弦波和雙相脈沖(對(duì)稱的或其它)。罐式電極和電極18(見圖2)之間的注入電流在患者體內(nèi)建立了一個(gè)電場(chǎng)。從而， 右心房電極20和近端左心室冠狀近買電極16之間出現(xiàn)電壓。然后用一個(gè)電壓放大器 310測(cè)量導(dǎo)線內(nèi)和通過端口 308和切換開關(guān)306的導(dǎo)線上的電極20和電極16之間的 電壓。所述電壓放大器310可以是測(cè)量電壓的信號(hào)調(diào)節(jié)單元，并且可選地可包括一個(gè) 解調(diào)器?？蛇x地，在適當(dāng)調(diào)整線路后，近端和遠(yuǎn)端左心室冠狀靜脈電極16、 18的角色 可以互換?？刂颇K312接收或儲(chǔ)存注入電流和得到的測(cè)量電壓的數(shù)值信息。位于控制模塊 312內(nèi)部或外部的模擬/數(shù)字(A/D)轉(zhuǎn)換器(未顯示)可用來翻譯該信息。然后，如控制模 塊312內(nèi)部的微處理器、微控制器或數(shù)字信號(hào)處理器這樣的處理單元(未顯示)可利用 電流和電壓信息，通過用電流除電壓來計(jì)算阻抗。隨著身體組織液的增加，組織阻抗 減小。因此，阻抗率可用來評(píng)估肺水腫，并判斷患者肺水腫的程度。描述水腫值判斷 的算法將會(huì)在之后進(jìn)行描述。相反，心肌組織阻抗在缺血事件過程中會(huì)增大。因此， 阻抗值也用來評(píng)估心肌缺血，并且可以為患者檢測(cè)進(jìn)行中的缺血事件。描述缺血檢測(cè) 的算法將會(huì)在之后討論?？刂颇K312，為常規(guī)的，可以附加包括只讀存儲(chǔ)器(ROM)，隨機(jī)存取存儲(chǔ)器 (RAM),閃存、EEPROM存儲(chǔ)器等，其儲(chǔ)存由處理單元以及如數(shù)字/模擬(D/A)轉(zhuǎn)換器、
定時(shí)器、計(jì)數(shù)器、濾波器、切換開關(guān)等(未顯示)等執(zhí)行的指令。阻抗測(cè)量結(jié)果、水腫 值和缺血值也可以儲(chǔ)存在存儲(chǔ)器中。這些控制模塊組件可以整合成單個(gè)設(shè)備，如一個(gè)專用集成電路(ASIC)，或可選地可以是分立設(shè)備。合適的總線(未顯示)實(shí)現(xiàn)控制模塊 312內(nèi)各組件之間的通信。來自傳感器模塊314的信息可用來調(diào)整測(cè)量到的阻抗和水腫或缺血程度之間的關(guān) 系。體位傳感器316能提供患者的方位信息到控制模塊312，將體位補(bǔ)償并入水腫或 缺血的評(píng)估中。由于胸腔和肺內(nèi)的組織和過量液體由于重力原因會(huì)隨體位改變而改變， 測(cè)量到的阻抗也會(huì)隨患者所處的不同位置而改變。例如，當(dāng)患者右側(cè)躺時(shí)，左肺44 內(nèi)的液體和組織會(huì)被重力作用朝向左心室冠狀靜脈電極16、 18附近的縱隔，引起較低 的測(cè)量阻抗。因此，基于體位感應(yīng)信息，可以調(diào)整阻抗測(cè)量和水腫或缺血的程度之間 的關(guān)系以進(jìn)行補(bǔ)償。類似地，可以反過來調(diào)整左側(cè)躺患者的所述關(guān)系?？梢圆捎酶鞣N 類型的體位傳感器，如水銀開關(guān)、DC加速儀、或其它壓電設(shè)備。
通常用來幫助起搏應(yīng)用的活動(dòng)傳感器318,也向控制模塊312提供信息。通過使 用這些補(bǔ)償方案，就可以避免患者體內(nèi)由體位性液體流動(dòng)引起的對(duì)水腫和缺血的判斷 失誤。傳感器316、 318均可選擇性地被排除在可植入設(shè)備14之外。
遙測(cè)模塊320可以使用無線電頻率(RF)傳輸通過天線322與類似的無線裝配的外 部監(jiān)控單元324進(jìn)行無線通信。監(jiān)控單元324可以是計(jì)算機(jī)(定制程序器、臺(tái)式計(jì)算機(jī)、 便攜式計(jì)算機(jī)、掌上計(jì)算機(jī)等)、電視醫(yī)療本地臺(tái)、可穿戴設(shè)備(如手表、移動(dòng)電話、 便攜轉(zhuǎn)發(fā)器或任何其它適當(dāng)?shù)脑O(shè)備)，并可用來對(duì)可植入設(shè)備14進(jìn)行程序控制，或從 IMD14中檢索信息(如阻抗測(cè)量值、水腫值、或缺血值)。所述通信連接可用來向醫(yī)生 或健康護(hù)理人員警示急性缺血事件或用來檢測(cè)例如肺水腫，從而迅速啟動(dòng)醫(yī)療介入。 可選地，監(jiān)控單元324可采用電話連接直撥911并召喚緊急救援隊(duì)，還可以通過網(wǎng)路 聯(lián)絡(luò)(像因特網(wǎng))召喚類似的救援，或以聲音或文字形式通知患者尋找醫(yī)療。以這種方 式，可以1天24小時(shí)，1周7天持續(xù)監(jiān)控患者的各種病理檢測(cè)，并在病理檢測(cè)事件中 迅速警示醫(yī)生或護(hù)理人員。
感應(yīng)/起搏/除顫電路330包括一個(gè)起搏電路332、 一個(gè)除顫電路334和一個(gè)感應(yīng)放 大器336，用來感應(yīng)和/或刺激(起搏)心臟事件并控制心律。通常的阻抗計(jì)算模塊并沒 有在圖ll上明示，卻會(huì)包括圖11中的多個(gè)模塊，或其部分。電池340為各種電路和 IMD14模塊提供電能(為了簡(jiǎn)化，其連接未在圖11上顯示)。可選地，阻抗測(cè)量電路 302能利用來自感應(yīng)/起搏/除顫電路330的正常心臟刺激脈沖代替來自脈沖發(fā)生器304 的電流注入，測(cè)量得到的電壓。然后計(jì)算阻抗。還可選地，可以不采用阻抗測(cè)量電路 302，而采用感應(yīng)/起搏/除顫電路330來實(shí)現(xiàn)判斷阻抗所必須的電流注入和電壓的測(cè)量
如前所述，阻抗測(cè)量可能受來自不同器官和/或人體組織的電阻率貢獻(xiàn)的影響。就 給定的電極測(cè)量配置而言，某些器官或人體組織對(duì)總阻抗測(cè)量的貢獻(xiàn)更顯著，而其它 器官/組織的貢獻(xiàn)較不顯著。我們希望耙器官/組織能對(duì)阻抗測(cè)量貢獻(xiàn)更大，所有其它器 官/組織對(duì)測(cè)量貢獻(xiàn)最小。例如，當(dāng)測(cè)量阻抗以評(píng)估肺水腫時(shí)，希望看到對(duì)肺的靈敏度 高，而對(duì)所有其它胸腔器官/組織的靈敏度最低。類似地，當(dāng)測(cè)量阻抗以評(píng)估心肌缺血 時(shí)，希望看到對(duì)心肌的靈敏度高，而對(duì)所有其它胸腔器官/組織的靈敏度最低。圖12為表400，顯示采用上述各種電極配置的模型編制的阻抗靈敏行系數(shù)模擬結(jié) 果。每種配置在表400中由欄401、 402表示。欄401a代表在美國專利申請(qǐng)序列號(hào) 10/303,305(申請(qǐng)日為2002年11月25日，申請(qǐng)人為Andres Belalcazar禾卩Robert Patterson(本發(fā)明的發(fā)明人)和Rebecca Shult)中描述的配置，欄401b代表一種公知配置， 欄402a-402b代表本文中描述的會(huì)聚生物電導(dǎo)線場(chǎng)電極配置。欄402a和402b對(duì)應(yīng)于 上述參考圖3的配置；欄402c對(duì)應(yīng)于上述參考圖4的配置；欄402d和402e對(duì)應(yīng)于上 述參考圖2的配置。對(duì)每種配置401、 402而言，表400顯示各種胸腔器官和組織對(duì)所 述配置的總阻抗測(cè)量的定量貢獻(xiàn)數(shù)據(jù)。系數(shù)值越高，其對(duì)總阻抗的貢獻(xiàn)越顯著。例如， 當(dāng)監(jiān)控肺部時(shí)，希望肺部系數(shù)盡可能高，而所有其它系數(shù)要相對(duì)低。這保證了測(cè)量到 的阻抗變化為肺部-特異性的，并如希望的那樣肺部阻抗結(jié)果變化很大。類似地，監(jiān)控 左心室壁時(shí)，希望有高的左心室壁系數(shù)，而其它系數(shù)則要低。表400顯示，采用會(huì)聚生物電場(chǎng)電極配置(欄402a-402e)，對(duì)IMD14附近的脂肪(行 403)和肌肉(行404)的靈敏度縮減了近10倍(例如，三極配置中(欄401a、401b)從0.2199 和0.1888變?yōu)闀?huì)聚四極配置(欄402a-402e)中的少于0.022)。因此，會(huì)聚生物電場(chǎng)電極 配置更能抵抗體位或肩膀和胸肌區(qū)域的其它變化。正如希望的那樣，靈敏度的損失引 起對(duì)其它區(qū)域的更高的靈敏度，尤其是，對(duì)左心室壁和血液(行406)，以及對(duì)左肺(行 405)。因此，這些配置對(duì)由手臂或肩膀運(yùn)動(dòng)(其舒展和收縮IMD14附近的胸肌)、或?qū)?胸肌水腫引起的阻抗改變較不敏感，而對(duì)由左肺和左心室壁引起的阻抗變化較為敏感， 因此能更好的檢測(cè)和評(píng)估肺水腫和缺血。表400還顯示左心室電極16、 18的電極內(nèi)部間距(15mm和25mm)為重要因素。 間隔更遠(yuǎn)的電極提供了感應(yīng)區(qū)的更深的滲透，其在對(duì)肺進(jìn)行監(jiān)控的情況下是需要的， 而在左心室壁監(jiān)控的情況下則是不需要的。例如，帶有25mm左心室電極內(nèi)部間距(欄 402b)的頭臂配置的左肺(行405)靈敏度系數(shù)為0.3196，相比15mm間距(欄402a)的系 數(shù)0.2548，其對(duì)左肺電阻率變化更靈敏。類似地，右心房25mm配置(欄402e)具有左 肺(行405)靈敏度系數(shù)0.4175，相比15mm間距(欄402d)的系數(shù)0.2493。然而，頭臂 15mm配置(欄402a)具有左心室側(cè)壁(行406)靈敏度系數(shù)0.2514，相比25mm間距(欄 402b)的系數(shù)-0.0806，以及右心房15mm配置(欄402d)具有系數(shù)0.3394，相比25mm間 距(欄402e)的系數(shù)-0.1950，均證明了對(duì)左心室壁電阻率的更好的靈敏度。如前所述， 15mm和25mm的尺寸適合于心尖-心底距離8cm的典型的心臟。電極內(nèi)間距可基于其 它尺寸的心臟等比例改變以保證導(dǎo)線場(chǎng)持續(xù)會(huì)聚穿透感興趣的組織，從而能夠?qū)馄?學(xué)上的不同尺寸進(jìn)行評(píng)估和檢測(cè)。表400采用上述胸腔計(jì)算模塊進(jìn)行計(jì)算以模擬配置的導(dǎo)線場(chǎng)。由器官或組織組成 的每個(gè)不同的體積單位的貢獻(xiàn)通過Schmitt-Geselowitz等式的體積積分計(jì)算，如下列等式1所示(1)Z=/ PJLE* JL1dv等式l中，z為由測(cè)量設(shè)備通過計(jì)算接受極測(cè)量電壓與輸出極注入電流的比率而得到的阻抗(歐姆)。p為本組織在每個(gè)部位的電阻率(歐姆-厘米)；JLE為電壓測(cè)量電極 對(duì)的導(dǎo)線場(chǎng)矢量(l/cm八2); Ju為電流注入電極對(duì)的導(dǎo)線場(chǎng)矢量(l/cmA2); dv為體積積 分微分(cm")。等式1表明對(duì)由每種器官體積單元的每一部位的組織電阻率進(jìn)行加權(quán) 的導(dǎo)線場(chǎng)的標(biāo)量積進(jìn)行積分，得到對(duì)應(yīng)于該組織對(duì)總測(cè)量阻抗的貢獻(xiàn)的歐姆值。用系 統(tǒng)顯示的總阻抗除以歐姆表示的器官的貢獻(xiàn)，得到表400中列出的靈敏度系數(shù)。上述 等式內(nèi)的術(shù)語意義的進(jìn)一步細(xì)節(jié)，參見J.Malmivuo&R.Plonsey，《生物電磁生物電場(chǎng) 白勺原i里及應(yīng)用》(Bioelectromagnetism:Principles and Applications of Bioelectric Fields) (1995)。圖13的流程圖為如何將算法應(yīng)用于圖11的控制模塊312中以進(jìn)行水腫評(píng)估的例 子。由執(zhí)行指令的控制模塊處理單元實(shí)現(xiàn)的過程開始于步驟500，由水腫定時(shí)器(例如， 位于控制模塊312的處理單元內(nèi))執(zhí)行等待時(shí)間。所述過程可能從大約2小時(shí)到3天， 由醫(yī)生決定。數(shù)值可設(shè)定程序通過無線電頻率連接到遙測(cè)模塊320(圖11)。經(jīng)過所述等待時(shí)間之后，控制模塊312在步驟510中等待下次心室事件。所述心 室事件可以由常駐于控制模塊312內(nèi)的起搏時(shí)間控制信息決定，或獲自感應(yīng)/起搏/除顫 電路330(圖ll)內(nèi)的感應(yīng)放大器336。心室事件的發(fā)生表明心臟開始收縮，并在步驟 520中提示大約150ms的等待時(shí)間以允許心臟充分收縮。下一步，步驟530中，在速 率為25Hz時(shí)對(duì)阻抗取樣10次，并將阻抗樣本儲(chǔ)存于存儲(chǔ)緩沖區(qū)Ce(針對(duì)心臟/水腫)。 這樣做利于在阻抗波形(即，由阻抗測(cè)量作為波形組成點(diǎn)所限定的波形)前后對(duì)阻抗進(jìn) 行取樣，以得到和判斷峰的收縮末期值，在這里指Zes—s(針對(duì)水腫檢測(cè)的Z收縮末期)。
Zes—s設(shè)置成與緩沖區(qū)Ce中10個(gè)阻抗樣本的最大值相等并儲(chǔ)存與存儲(chǔ)緩沖區(qū)Re(針對(duì) 呼吸/水腫)，且緩沖區(qū)Ce在步驟540中清空。步驟550中，計(jì)數(shù)器決定是否已存儲(chǔ)了48個(gè)Zes—s。如果否，重復(fù)步驟510-540。 以這種方法，步驟510-540重復(fù)47次，從而在緩沖區(qū)Re存儲(chǔ)器滿48個(gè)收縮末期阻抗 測(cè)量值Zes—s，足夠涵蓋直到大約3次呼吸循環(huán)。接下來，步驟560，將肺水腫值設(shè)定 為緩沖區(qū)Re內(nèi)3個(gè)最小阻抗值的中間值(即，對(duì)應(yīng)于呼氣末期的值)。肺水腫值可儲(chǔ)存 于存儲(chǔ)區(qū)內(nèi)，清空緩存區(qū)Re，適當(dāng)?shù)亩〞r(shí)器和計(jì)數(shù)器歸零(570)，過程結(jié)束。然后，所 述過程可以再次從步驟500開始，等到直到下一次水腫取樣時(shí)刻。為了測(cè)量結(jié)果的穩(wěn) 定和可重復(fù)性，需要在心臟和呼吸循環(huán)內(nèi)的同一時(shí)刻進(jìn)行測(cè)量；例如，在收縮末期和 呼氣末期進(jìn)行測(cè)量(如上結(jié)合圖13的流程圖所述)，或在舒張末期和呼氣末期，或在心 臟循環(huán)的任何其它點(diǎn)。所述水腫值可以與存儲(chǔ)的水腫閾值進(jìn)行比較(可在遙測(cè)連接上設(shè)定程序)，當(dāng)水腫 值超過閾值時(shí)設(shè)置報(bào)警標(biāo)志，或觸發(fā)警報(bào)器。然后，存儲(chǔ)的水腫值或阻抗值在監(jiān)控站 324詢問設(shè)備14時(shí)，可由遙測(cè)模塊320傳送到監(jiān)控站324(圖11)。醫(yī)生隨后即可分析 數(shù)據(jù)判斷水腫值的走向。流程圖14為如何將算法應(yīng)用于圖11的控制模塊312中以進(jìn)行缺血評(píng)估的例子。 由執(zhí)行指令的控制模塊處理單元實(shí)現(xiàn)的過程開始于步驟600，由缺血定時(shí)器(例如，位 于控制模塊312的處理單元內(nèi))執(zhí)行等待時(shí)間。所述過程可能從大約15秒到5分鐘， 由醫(yī)生決定。在實(shí)施例中，等待時(shí)間可為大約l分鐘。數(shù)值可設(shè)定程序通過無線電頻 率連接到遙測(cè)模塊320(圖11)。再參見圖14，經(jīng)過所述等待時(shí)間之后，控制模塊312在步驟610中等待下次心室 事件。所述心室事件可以由常駐于控制模塊312內(nèi)的起搏時(shí)間控制信息決定，或獲自 感應(yīng)/起搏/除顫電路330(圖11)內(nèi)的感應(yīng)放大器336。心室事件的發(fā)生表明心臟開始收 縮，并在步驟520中提示大約150ms的等待時(shí)間以允許心臟充分收縮。下一步，步驟 630中，在速率為25Hz時(shí)對(duì)阻抗取樣10次，并將阻抗樣本儲(chǔ)存于存儲(chǔ)緩沖區(qū)Ci(針對(duì) 心臟/缺血)。這樣做利于在阻抗波形(即，由阻抗測(cè)量作為波形組成點(diǎn)所限定的波形) 前后對(duì)阻抗進(jìn)行取樣，以得到和判斷峰的收縮末期值，在這里指Zesj(針對(duì)缺血檢測(cè) 的Z收縮末期)。Zes—i設(shè)成與緩沖區(qū)Ci中10個(gè)阻抗樣本的最大值相等并被儲(chǔ)存在存 儲(chǔ)緩沖區(qū)Ri(針對(duì)呼吸/缺血)中，且緩沖區(qū)Ci在步驟640中清空。步驟650中，由計(jì)數(shù)器決定是否已存儲(chǔ)了 48個(gè)Zes一i。如果否，重復(fù)步驟610-640。 以這種方法，步驟610-640重復(fù)47次，從而在緩沖區(qū)Ri存儲(chǔ)器滿48個(gè)收縮末期阻抗 測(cè)量值Zes i，足夠涵蓋直到大約3次呼吸循環(huán)。接下來，步驟660，將肺缺血值設(shè)定
為緩沖區(qū)Re內(nèi)3個(gè)最小阻抗值的中間值(S卩，對(duì)應(yīng)于呼氣末期的值)。肺缺血值可儲(chǔ)存 于存儲(chǔ)區(qū)內(nèi)，清空緩存區(qū)Ri，適當(dāng)?shù)亩〞r(shí)器和計(jì)數(shù)器歸零(670)，過程結(jié)束。然后，所 述過程可以再次從步驟600開始，等到直到下一次缺血取樣時(shí)刻。為了測(cè)量結(jié)果的穩(wěn) 定和可重復(fù)性，需要在心臟和呼吸循環(huán)內(nèi)的同一時(shí)刻進(jìn)行測(cè)量；例如，在收縮末期和 呼氣末期進(jìn)行測(cè)量(如上結(jié)合圖13的流程圖所述)，或在舒張末期和呼氣末期，或在心 臟循環(huán)的任何其它點(diǎn)。所述缺血值可以與存儲(chǔ)的缺血閾值進(jìn)行比較(可在遙測(cè)連接上設(shè)定程序)，當(dāng)缺血 值超過閾值時(shí)設(shè)置報(bào)警標(biāo)志，或觸發(fā)警報(bào)器。然后，存儲(chǔ)的缺血值或阻抗值在監(jiān)控站 324詢問設(shè)備14時(shí)，可由遙測(cè)模塊320傳送到監(jiān)控站324(圖11)。醫(yī)生隨后即可分析 數(shù)據(jù)判斷缺血值的走向。實(shí)施例中，水腫和缺血可以按大致相同的心率和體位進(jìn)行評(píng)估。能夠?qū)崿F(xiàn)的一種 方法是通過僅在心率和體位進(jìn)入預(yù)設(shè)程序范圍內(nèi)(g卩，僅在心率和體位與最后一次水腫 或缺血評(píng)估完成時(shí)大致相同的情況下才執(zhí)行流程圖中的步驟)才開始執(zhí)行如圖13或圖 14顯示的流程步驟?？蛇x地，水腫和/或缺血評(píng)估可根據(jù)圖13或圖14的步驟，與對(duì)應(yīng) 的心率和體位信息一同儲(chǔ)存入存儲(chǔ)區(qū)內(nèi)。之后，所述水腫和/或缺血測(cè)量結(jié)果可根據(jù)心率范圍或體位類別被歸類到各個(gè)小箱子里，并將它們傳送或遞送給他/她所選類別對(duì)應(yīng)的醫(yī)生。算法有許多可選的形式。例如，可以采用不同數(shù)目的樣本，取樣率可以改變，可 用平均值代替中間值，可選擇不同的等待時(shí)間，及可執(zhí)行不同的比較方案。例如，可 用單個(gè)寄存器來替代緩沖區(qū)并與取樣并行進(jìn)行，新取樣的測(cè)量值與儲(chǔ)存于寄存器內(nèi)的 進(jìn)行中的最大/最小值比較。作為等待時(shí)間的可選替代，患者可用一張磁卡開始一系列 測(cè)量。阻抗值和傳感器信息可用來分配與測(cè)量到的阻抗值不同的水腫值或缺血值。當(dāng) 然，時(shí)間印記也可以與水腫或缺血值以及其它相關(guān)信息(如體位信息、心率或活動(dòng)水平) 一同儲(chǔ)存。電視醫(yī)療本地臺(tái)也可以啟動(dòng)測(cè)量，然后將結(jié)果發(fā)送到醫(yī)療中心。阻抗測(cè)量 對(duì)正常心臟刺激事件可能是時(shí)分多路復(fù)用的?？蛇x地，正常心臟刺激脈沖可用來代替 專用的阻抗測(cè)量電流注入。流程圖15為如何將算法應(yīng)用于圖11的控制模塊312中以在不同頻率下進(jìn)行阻抗 測(cè)量以辨別對(duì)不同病理的效果，如水腫和缺血，其可能對(duì)單頻測(cè)量具有混淆效果。已 知缺血狀態(tài)下的心肌顯現(xiàn)對(duì)不同頻率的顯著差異的阻抗反應(yīng)，如在1千赫和500千赫 之間，而肺組織和水腫液體對(duì)1兆赫以下的頻率并不顯現(xiàn)多少不同。^i Salazar等人 的文章，》/7J:。心肌缺血程度對(duì)在500千赫時(shí)進(jìn)行的阻抗測(cè)量幾乎沒有效果，而在1 千赫時(shí)，缺血程度對(duì)阻抗似有顯著影響。因此，可以進(jìn)行多頻測(cè)量，結(jié)果可用來對(duì)例
如由肺水腫活心肌缺血引起的阻抗變化進(jìn)行分類。再次參考圖15,由執(zhí)行指令的控制模塊處理單元進(jìn)行的過程開始于步驟700，由1千赫的注入電流頻率進(jìn)行第一阻抗測(cè)量，并由500千赫的注入電流頻率進(jìn)行第二阻抗 測(cè)量。注入電流可以分別是1千赫和500千赫的正弦波，或可以是能引起與所述正弦 波激發(fā)頻率內(nèi)容相似的反應(yīng)的任何波形，例如，單相或雙相形式的矩形指數(shù)衰變脈沖。 接下來，步驟710，由第一阻抗測(cè)量值和第一參考值的差的絕對(duì)值計(jì)算A—Z一lk，并由 第二阻抗測(cè)量值和第二參考值的差的絕對(duì)值計(jì)算A—Z—500k。參考值可由例如醫(yī)生在 植入設(shè)備14時(shí)通過程序設(shè)定，或在之后由醫(yī)生在隨訪時(shí)更新?？蛇x地，所述參考值可 由控制單元312(圖ll)更新。例如，控制單元312執(zhí)行計(jì)算之后會(huì)引起參考值的更新， 如在決定阻抗測(cè)量的運(yùn)行平均值的計(jì)算或某些其它適應(yīng)技術(shù)之后。如果△ _Z—1 k小于第 一 閾值(Thresh—1 k)，而且同時(shí)△ —Z—500k小于第二閾值 (Thresh一500k)(720)，那么就不存在緊急狀況，可能在一段適當(dāng)?shù)牡却龝r(shí)間之后，過程 重新開始。否則，至少一個(gè)A值超過它所對(duì)應(yīng)的閾值，則可能存在水腫或缺血。過程 從步驟730開始繼續(xù)來判斷是否有病理情況出現(xiàn)。如果A—Z—lk大于ThreshJk，且A —Z—500k大于ThreSh_500k，那么肺水腫標(biāo)志或警報(bào)器就設(shè)置在步驟740，且過程結(jié)束。 然而，如果步驟730的條件失敗，那么兩個(gè)A值中僅有一個(gè)具有顯著性改變。如前所 述，由于高頻測(cè)量值對(duì)缺血不靈敏，如果僅低頻測(cè)量值顯著改變，那么改變僅可能由 缺血事件引起。步驟750執(zhí)行如果A—Z—lk大于Thresh—lk并且A—Z—500k小于 Thresh—500k，那么步驟760就啟動(dòng)急性缺血事件標(biāo)志或警報(bào)器，且過程結(jié)束。如果， 另一方面，僅高頻測(cè)量值改變(如，在500千赫時(shí)阻抗值驟降)，則改變可能是由水腫 事件引起(由于在500千赫時(shí)，缺血對(duì)阻抗測(cè)量值幾乎沒有影響)，而且對(duì)并行低頻測(cè) 量值自一段時(shí)間后未發(fā)生顯著改變的解釋可能為同時(shí)發(fā)生缺血事件。這種情況下，缺 血導(dǎo)致如1千赫的低頻時(shí)的阻抗增加，而水腫導(dǎo)致減少。如果兩個(gè)事件同時(shí)發(fā)生，那 么結(jié)果可能互相抵消，在低頻監(jiān)控時(shí)就觀察不到顯著改變。所述決定性步驟發(fā)生在步 驟770:如果△—Z—lk小于Thresh—lk且△—Z_500k大于Thresh—500k，那么步驟780 就啟動(dòng)急性缺血事件標(biāo)志或警報(bào)器，過程結(jié)束。圖15的流程圖描述了檢測(cè)水腫或缺血 事件發(fā)生的過程。水腫清除和缺血情況的消退，或其組合，可根據(jù)相似的原理以相似 的過程進(jìn)行檢測(cè)。因此，本發(fā)明能夠監(jiān)控、檢測(cè)、辨別水腫和心肌缺血，并能對(duì)其進(jìn) 行分類?？墒褂迷S多不同的算法。例如，可以對(duì)不同頻率進(jìn)行兩次以上阻抗測(cè)量，并且可 以使用的可選的頻率有50Hz、 500Hz、 5KHz、 10KHz、 50KHz、 100KHz、 400KHz、 600KHz、 lMHz等。與其注入兩種不同頻率的電流，還不如注入帶有兩種頻率的混合
信號(hào)電流，并且設(shè)備14的電壓測(cè)量電路內(nèi)的輔助過濾電路能用來分離所述頻率成分?？梢允褂糜蓤D13-14所示的流程圖描述的算法所獲得的阻抗值。所述遙測(cè)模塊320(圖 11)將標(biāo)志或警報(bào)傳輸?shù)奖O(jiān)控站324(圖ll)或傳輸?shù)结t(yī)生或護(hù)理人員。所述算法可以各 種合適的時(shí)間間隔執(zhí)行，如每15秒、每30秒、每分鐘、每2分鐘、每5分鐘、每7 分鐘、每IO分鐘、每小時(shí)等。測(cè)量值和計(jì)算結(jié)果可以儲(chǔ)存在存儲(chǔ)器或下載到監(jiān)控站以備醫(yī)生參考。已描述了本發(fā)明的一些實(shí)施例。然而，應(yīng)該理解在不背離本發(fā)明精神和范圍的前 提下還有許多改良可以做。例如，采用上述檢測(cè)缺血的原理，還可以監(jiān)控左心室壁的 肥大(壁增厚)，其通常與血壓過高(高血壓)或主動(dòng)脈瓣狹窄一同發(fā)生。肥大可能是心臟 負(fù)擔(dān)過重(不希望發(fā)生的病癥)的指征。發(fā)生時(shí)間的不同可以將缺血時(shí)間與肥大時(shí)間區(qū) 分開來。缺血事件的發(fā)生相當(dāng)快，而肥大的發(fā)生/消退通常需要幾天。還可以使用上述 多頻技術(shù)來排除缺血。電流注入和電壓測(cè)量的極性可以互換。而且，電流注入電極和 電壓測(cè)量電極的作用可以互換。正如本領(lǐng)域技術(shù)人員公知的那樣，阻抗是一種在頻域內(nèi)定義的復(fù)量，由幅值 和相角組成。所述阻抗幅值是測(cè)量到的電壓的幅值與注入電流的幅值之比。所述 阻抗相角是指注入電流和測(cè)量電壓之間的相移程度。 一種測(cè)量阻抗相移的方法是 計(jì)算注入電流信號(hào)峰與測(cè)量電壓信號(hào)峰之間的時(shí)間量。如圖2-4或7-9所示的任何 配置均可測(cè)量阻抗幅值和/或阻抗相角，以進(jìn)行病理評(píng)估和檢測(cè)。因此，其它實(shí)施 例屬于權(quán)利要求宣稱的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1、一種在活體內(nèi)測(cè)量阻抗以便于病理評(píng)估的方法，所述方法包括在植入活體內(nèi)的第一電極和第二電極之間注入電流，所述第一電極和第二電極在體內(nèi)定義了第一電導(dǎo)線場(chǎng)，所述第一電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第一電極和第二電極之間；測(cè)量植入體內(nèi)的第三電極和第四電極之間的電位差，所述電位差由第一電極和第二電極之間所注入的電流引起，所述第三電極和第四電極在體內(nèi)定義了第二電導(dǎo)線場(chǎng)，所述第二電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第三電極和第四電極之間，其中所述第一電導(dǎo)線場(chǎng)和第二電導(dǎo)線場(chǎng)會(huì)聚在體內(nèi)的評(píng)估部位附近，但基本上互相分離；和基于電位差和電流注入來計(jì)算阻抗值，并采用所述阻抗值對(duì)評(píng)估部位附近的病理進(jìn)行評(píng)估。
2、 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述評(píng)估部位不在心室內(nèi)。
3、 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述評(píng)估部位為左肺且所述病理為 肺水腫。
4、 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述評(píng)估部位為心臟的左心室壁且 所述病理為心肌缺血。
5、 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述評(píng)估部位為心臟的左心室壁且 所述病理為左心室肥大。
6、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二電極和第四電極位于心臟 的左心室附近，所述第一電極位于胸肌區(qū)中，所述第三電極位于心臟的右心房中。
7、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二電極和第四電極位于心臟 的左心室附近，所述第一電極位于胸肌區(qū)中，所述第三電極位于頭臂靜脈附近。
8、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二電極和第四電極位于心臟 的左心室附近，所述第一電極位于胸肌區(qū)中，所述第三電極位于上腔靜脈中。
9、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二電極和第四電極位于心臟 的左心室附近，所述第一電極位于心臟的右心室中，所述第三電極位于心臟的右心房 中。
10、 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述第二電極和第四電極位于心臟 的左心室附近，所述第一電極位于心臟的右心室中，所述第三電極位于上腔靜脈中。
11、 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述第二電極和第四電極間隔大約 15mm。
12、 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述第二電極和第四電極間隔大約 25mm。
13、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一電極和第三電極間隔至少 大約4cm。
14、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一電極和第三電極間隔至少 大約10cm。
15、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，還包括響應(yīng)于病理評(píng)估而觸發(fā)警報(bào)。
16、 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，還包括存儲(chǔ)所述阻抗值以備后用。
17、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，還包括將所述阻抗值傳送到監(jiān)控站。
18、 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，還包括在第一電極和第二電極之 間注入第二電流，測(cè)量第三電極和第四電極之間的第二電位差，基于第二電位差和第 二電流注入來計(jì)算第二阻抗值，并采用第一阻抗值和第二阻抗值對(duì)評(píng)估部位附近的病 理進(jìn)行評(píng)估，其中所述第一電流和所述第二電流為不同頻率的交流電，且其中所述第 二電位差由所述第一電極和第二電極之間所注入的第二電流引起。
19、 如權(quán)利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一電流的頻率大約為1千 赫，所述第二電流的頻率大約為500千赫。
20、 如權(quán)利要求18所述的方法，其特征在于，還包括基于第一阻抗值和第二阻 抗值對(duì)病理進(jìn)行分類。
21、 如權(quán)利要求18所述的方法，其特征在于，基于第一阻抗值和第二阻抗值辨 別兩種或多種病理的阻抗效應(yīng)。
22、 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述電流是由兩種或多種頻率組成 的組合信號(hào)。
23、 如權(quán)利要求22所述的方法，其特征在于，還包括從電位差中提取多個(gè)頻率 成分，所述頻率成分對(duì)應(yīng)于兩種或多種頻率，其中電位差為電壓信號(hào)。
24、 如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，還包括將阻抗值與閾值進(jìn)行比較。
25、 一種在活體內(nèi)測(cè)量阻抗以便于病理評(píng)估的可植入醫(yī)療設(shè)備，包括 脈沖發(fā)生器，用于在植入活體內(nèi)的第一電極和第二電極之間注入電流，所述第一電極和第二電極在體內(nèi)定義了第一電導(dǎo)線場(chǎng)，所述第一電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第一電極和第 二電極之間；電壓測(cè)量電路，用于測(cè)量植入體內(nèi)的第三電極和第四電極之間的電位差，所述電 位差由第一電極和第二電極之間所注入的電流引起，所述第三電極和第四電極在體內(nèi) 定義了第二電導(dǎo)線場(chǎng)，所述第二電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第三和第四電極之間，其中所述第一 電導(dǎo)線場(chǎng)和第二電導(dǎo)線場(chǎng)會(huì)聚在體內(nèi)的評(píng)估部位附近，但基本上互相分離；和處理單元，所述處理單元基于電位差和電流注入來計(jì)算阻抗值并采用所述阻抗值對(duì)評(píng)估部位附近的病理進(jìn)行評(píng)估。
26、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述評(píng)估部位不在心室內(nèi)。
27、 如權(quán)利要求26所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述評(píng)估部位為左肺 且所述病理為肺水腫。
28、 如權(quán)利要求26所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述評(píng)估部位為心臟 的左心室壁且所述病理為心肌缺血。
29、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述第二電極和第四 電極間隔大約15mm。
30、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述第二電極和第四 電極間隔大約25mm。
31、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述第一電極和第三 電極間隔至少大約4cm。
32、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述第一電極和第三 電極間隔至少大約10cm。
33、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，所述處理單元響應(yīng)于 病理評(píng)估而觸發(fā)警報(bào)。
34、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，還包括用于將阻抗值 發(fā)送到監(jiān)控站的收發(fā)設(shè)備。
35、 如權(quán)利要求25所述的可植入醫(yī)療設(shè)備，其特征在于，脈沖發(fā)生器在第一電 極和第二電極之間注入第二電流，測(cè)量第三電極和第四電極之間的第二電位差，基于 第二電位差和第二電流注入來計(jì)算第二阻抗值，并采用第一阻抗值和第二阻抗值對(duì)評(píng) 估部位附近的病理進(jìn)行評(píng)估，其中所述第一電流和所述第二電流為不同頻率的交流電， 且其中所述第二電位差由第一電極和第二電極之間所注入的第二電流引起。
36、 一種在活體內(nèi)測(cè)量阻抗相角以便于病理評(píng)估的方法，所述方法包括 在植入活體內(nèi)的第一電極和第二電極之間注入電流，所述第一電極和第二電極在體內(nèi)定義了第一電導(dǎo)線場(chǎng)，所述第一電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第一電極和第二電極之間；測(cè)量植入體內(nèi)的第三電極和第四電極之間的電位差，所述電位差由第一電極和第 二電極之間所注入的電流引起，所述第三電極和第四電極在體內(nèi)定義了第二電導(dǎo)線場(chǎng)， 所述第二電導(dǎo)線場(chǎng)定向于第三電極和第四電極之間，其中所述第一電導(dǎo)線場(chǎng)和第二電 導(dǎo)線場(chǎng)會(huì)聚在體內(nèi)的評(píng)估部位附近，但基本上互相分離；和基于電位差和電流注入來計(jì)算阻抗相角值，并采用所述阻抗相角值對(duì)評(píng)估部位附 近的病理進(jìn)行評(píng)估。
37、 如權(quán)利要求36所述的方法，其特征在于，還包括在第一電極和第二電極之 間注入第二電流，測(cè)量第三電極和第四電極之間的第二電位差，基于第二電位差和第 二電流注入來計(jì)算第二阻抗相角值，并采用第一阻抗相角值和第二阻抗相角值對(duì)評(píng)估 部位附近的病理進(jìn)行評(píng)估，其中所述第一電流和所述第二電流為不同頻率的交流電， 且其中所述第二電位差由第一電極和第二電極之間所注入的第二電流引起。
38、 如權(quán)利要求37所述的方法，其特征在于，還包括基于第一阻抗相角值和第 二阻抗相角值對(duì)病理進(jìn)行分類。
39、 如權(quán)利要求37所述的方法，其特征在于，基于所述第一阻抗相角值和第二 阻抗相角值辨別兩種或多種病理的阻抗效應(yīng)。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種在活體內(nèi)采用會(huì)聚生物電導(dǎo)線場(chǎng)測(cè)量阻抗以便于病理評(píng)估的方法和設(shè)備，其中包括在植入活體內(nèi)的第一電極和第二電極之間注入電流，所述第一電極和第二電極定義了定向于第一電極和第二電極之間的第一電導(dǎo)線場(chǎng)。測(cè)量植入體內(nèi)的第三電極和第四電極之間的電位差，所述電位差由注入第一電極和第二電極之間的電流產(chǎn)生。第三電極和第四電極定義了定向于第三電極和第四電極之間的第二電導(dǎo)線場(chǎng)。第一電導(dǎo)線場(chǎng)和第二電導(dǎo)線場(chǎng)會(huì)聚在體內(nèi)的評(píng)估部位附近，但基本上相互分離?；陔娢徊詈妥⑷腚娏饔?jì)算阻抗值，并用該阻抗值評(píng)估所述評(píng)估部位附近的病理狀況。
文檔編號(hào)A61B5/053GK101163443SQ200680008535
公開日2008年4月16日 申請(qǐng)日期2006年2月14日 優(yōu)先權(quán)日2005年2月15日
發(fā)明者A·貝拉卡扎, R·帕特森 申請(qǐng)人:明尼蘇達(dá)大學(xué)董事會(huì)