CN101163443A - 采用会聚生物电导线场进行阻抗测量从而实现的病理评估 - Google Patents

采用会聚生物电导线场进行阻抗测量从而实现的病理评估 Download PDF

Info

Publication number
CN101163443A
CN101163443A CNA2006800085357A CN200680008535A CN101163443A CN 101163443 A CN101163443 A CN 101163443A CN A2006800085357 A CNA2006800085357 A CN A2006800085357A CN 200680008535 A CN200680008535 A CN 200680008535A CN 101163443 A CN101163443 A CN 101163443A
Authority
CN
China
Prior art keywords
electrode
impedance
electric current
potential difference
pathology
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CNA2006800085357A
Other languages
English (en)
Other versions
CN100584270C (zh
Inventor
A·贝拉卡扎
R·帕特森
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of Minnesota
Original Assignee
University of Minnesota
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by University of Minnesota filed Critical University of Minnesota
Publication of CN101163443A publication Critical patent/CN101163443A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN100584270C publication Critical patent/CN100584270C/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/41—Detecting, measuring or recording for evaluating the immune or lymphatic systems
    • A61B5/414—Evaluating particular organs or parts of the immune or lymphatic systems
    • A61B5/416—Evaluating particular organs or parts of the immune or lymphatic systems the spleen
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0537—Measuring body composition by impedance, e.g. tissue hydration or fat content
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/45—For evaluating or diagnosing the musculoskeletal system or teeth
    • A61B5/4519—Muscles

Abstract

本发明公开了一种在活体内采用会聚生物电导线场测量阻抗以便于病理评估的方法和设备，其中包括在植入活体内的第一电极和第二电极之间注入电流，所述第一电极和第二电极定义了定向于第一电极和第二电极之间的第一电导线场。测量植入体内的第三电极和第四电极之间的电位差，所述电位差由注入第一电极和第二电极之间的电流产生。第三电极和第四电极定义了定向于第三电极和第四电极之间的第二电导线场。第一电导线场和第二电导线场会聚在体内的评估部位附近，但基本上相互分离。基于电位差和注入电流计算阻抗值，并用该阻抗值评估所述评估部位附近的病理状况。

Description

采用会聚生物电导线场进行阻抗测量从而实现的病理评估
技术领域
本发明涉及一种活体内的阻抗监控，及采用阻抗测量来检测和评估活体的医学病理。
背景技术
心肌缺血是一种由心肌供血不足引起的严重的医学病状，心肌是一种心脏肌肉，它选择性收缩以帮助心室泵出血液，然后舒张以帮助心室接受血液。缺血是指异常低心肌血液灌注；也就是，异常低血液流入心肌组织。缺血事件可能由冠状动脉内的斑块破裂(其可能产生引起动脉阻塞的血块并阻止充氧血液抵达心肌组织)所触发。当这些发生时，患者会感到胸痛，但可能会忽视这种感觉以为只是错觉或者认为这种疼痛是由于其它病况所引起的，例如像关节炎。其它时候，患者可能感觉不到任何疼痛。缺血事件发生的几秒钟内，心肌收缩性就可能因为阻塞引起的血流缺乏导致的心肌组织缺乏氧气而受损。在事件发生的15到20分钟内，如果不疏通阻塞就会发生心脏受损，并且心肌缺氧时间越长，不可逆心肌受损的风险就越大，这可能发生在几小时之后。因此需要对缺血事件进行快速检测，这样才能及时进行治疗手段的介入，例如设计来清除阻塞物并恢复自由血液流向心肌组织的各种溶解血栓疗法或血管成形疗法。
一种检测缺血的已知方法是获得患者冠状动脉电活动的心电图(ECG)，并分析ECG的S-T段以检查有无偏差。S-T段为S波和T波之间的那部分ECG信号，已知它会在缺血事件之后出现变化。检测S-T段偏差可以指示缺血。ECG可以是以本领域技术人员公知的方式通过使用置于患者皮肤上不同位置的12根导线来检测冠状动脉的电活动从而获得的。另一种获得ECG的方法使用了附着在可植入医疗设备(比如植入患者胸腔中的心脏起搏器或心脏除纤颤器)上的电极来检测心脏的电活动。然后以上述方式分析这种ECG的S-T段以检查有无偏差。
类似地，肺水肿也是一种严重的医学病状。肺水肿是指在患者的肺部有过量积液，并可能指征心脏相关疾病，如心力衰竭。有可能通过跨肺进行电阻测量来检测肺部液体。肺部存在的液体越多，阻抗越低。一种进行此类电阻测量的已知方法是使用一种可植入医疗设备，比如心脏起搏器或心脏除纤颤器。通常，在经导线连接到可植入医疗设备的右心室电极以及另一个位于可植入医疗设备自身处的电极之间进行电阻测量。这类阻抗测量对胸腔组织进行采样，其中包括肺。序列号为10/303,305的美国专利申请(申请日为2002年11月25日，申请人为Andres Belalcazar和Robert Patterson(本发明的发明人)和Rebecca Shult)公开了另一种采用可植入医疗设备测量肺阻抗的方法，其电阻测量是在置于心脏左心室壁上方的心外膜上并与可植入医疗设备相连的电极以及另一个位于可植入医疗设备处的电极之间进行的。通过将刺激电流加到内植电极上并用其它内植电极测量所产生的电压，然后计算电压与电流的比率，从而测量了阻抗。还可以通过只采用附着于皮肤上的外部电极进行电阻测量从而检测肺部液体变化。
发明内容
总体上，本发明提供一种通过测量一种或多种胸腔器官或组织的电阻来检测并评估活体内的医学病理的改良技术。
在一个总体方面，本发明公开一种在活体内测量阻抗以便于病理评估的方法。本方法包括在植于活体内的第一电极和第二电极之间注入电流，其中第一电极和第二电极在体内定义了第一电导线场(electric lead field)，且第一电导线场定向于第一电极和第二电极之间。本方法还包括测量植入体内的第三电极和第四电极之间的电位差，所述电位差由第一电极和第二电极之间所注入的电流引起。第三电极和第四电极在体内定义了第二电导线场，且所述第二电导线场定向于第三电极和第四电极之间。第一电导线场和第二电导线场会聚在体内的评估部位附近，但基本上相互分离。本方法还包括：基于电位差和电流注入来计算阻抗值，并使用该阻抗值对评估部位附近的病理状况进行评估。
在另一个总体方面，本发明公开了一种在活体内测量阻抗相角以便于病理评估的方法。本方法包括在植于活体内的第一电极和第二电极之间注入电流，其中第一电极和第二电极在体内定义了第一电导线场，且第一电导线场定位于第一电极和第二电极之间。本方法还包括测量植入体内的第三电极和第四电极之间的电位差，所述电位差由第一电极和第二电极之间所注入的电流引起。第三电极和第四电极在体内定义了第二电导线场，且所述第二电导线场定位于第三电极和第四电极之间。第一电导线场和第二电导线场会聚在体内的评估部位附近，但基本上相互分离。本方法还包括：基于电位差和电流注入来计算阻抗相角值，并使用该阻抗相角值对评估部位附近的病理状况进行评估。
另一方面，本发明公开了一种在活体内用来测量阻抗以便于病理评估的可植入医疗设备。所述可植入医疗设备包括脉冲发生器，用来在植入活体内的第一电极和第二电极之间注入电流，其中第一电极和第二电极在体内定义了第一电导线场，且第一电导线场定向于第一电极和第二电极之间。所述可植入医疗设备还包括电压测量电路，用来测量植入体内的第三电极和第四电极之间的电位差，所述电位差由第一电极和第二电极之间所注入的电流引起。第三电极和第四电极在体内定义了第二电导线场，且所述第二电导线场定向于第三电极和第四电极之间。第一电导线场和第二电导线场会聚在体内的评估部位附近，但基本上相互分离。所述可植入医疗设备还包括处理单元，该处理单元基于电位差和电流注入来计算阻抗值，并使用该阻抗值对评估部位附近的病理状况进行评估。
本方法和装置的执行可能包括如下的一种或多种。所述评估部位可能不在心室内。所述评估部位可能是左侧肺或左心室壁，且所述病变可能是肺水肿、心肌缺血或左心室肥大。所述第二电极和第四电极可能间隔约15毫米或间隔约25毫米。所述第一电极和第三电极可能间隔至少大约4厘米或间隔约10厘米。所述第二电极和第四电极可能位于左心室附近。所述第一电极可能位于胸腔中或右心室中，且第三电极可能位于右心房中，靠近头臂静脉，或位于上腔静脉内。可以响应于病理评估而触发警报，并保留阻抗值用于日后参考。所述阻抗值可以与阈值进行比较或被发送到监控站。所述处理单元可触发警报器以响应于病理评估，并且收发器可将阻抗值发送到监控站。
另一方面，可以在第一电极和第二电极之间注入第二电流，可以在第三电极和第四电极之间测量第二电位差，可以基于第二电位差和第二电流注入来计算第二阻抗值，并且第一阻抗值和第二阻抗值可用来对评估部位附近的病理状况进行评估。所述第一电流和第二电流可以是不同频率的交流电，第二电位差可能由第一电极和第二电极之间所注入的第二电流引起。第一电流的频率为大约1千赫，而第二电流的频率为大约500千赫。病理可以基于第一阻抗值和第二阻抗值进行分类，并可以基于第一阻抗值和第二阻抗值来辨别两种或多种病理的效果。所述电流可能是包含两种或多种频率的复合信号，与两种或多种频率相对应的频率成分都可以从电位差中提取出来，这可能是电压信号。类似地，阻抗相角可以基于第二电位差和第二电流注入来计算，并且第一阻抗相角值和第二阻抗相角值可用来对评估部位附近的病理状况进行评估和分类，或辨别两种或多种病理的效果。
本发明的优点包括如下一种或多种。因为灵敏度主要集中在感兴趣的区域附近，所以使用本发明的方法可能具有更高水平的阻抗灵敏度和专一性。并且，在不感兴趣区域中灵敏度有所降低。因为测量到的阻抗变化更可能是由于在感兴趣的区域内的器官、组织或液体的电阻率变化所导致的，而非感兴趣的区域以外的器官、组织或液体的电阻率变化所导致的，所以灵敏度集中在感兴趣的区域以及灵敏度在不感兴趣的区域有所降低这两点相结合，便能够更好地评估和检测感兴趣区域附近的病理状况。由此，有可能实现病理状况的更精确的早期检测和评估，并且不感兴趣区域内的电阻率变化所导致的测量阻抗变化所触发的错误警报得以避免。
本发明的一个或多个实施例的细节在如下随附的附图及其描述中提到。其它本发明的特征、目的和优势从描述和附图，以及从权利要求中可以明显获知。
附图说明
图1是会聚生物电导线场系统的透视图；
图2-4是包括用于测量肺阻抗和心肌阻抗的会聚生物电导线场电极配置的系统的透视图；
图5是模拟结果的表格；
图6是由图5的结果得到的图表；
图7-9是包括用于测量心肌阻抗的会聚生物电导线场电极配置的系统的透视图；
图10是模拟结果的图表；
图11是用于与图1-4和图7-9的任何系统一起使用的可植入医疗设备的示意性框图；
图12是模拟结果的表格；
图13是显示图11的设备如何进行水肿评估的流程图；
图14是显示图11的设备如何进行缺血评估的流程图；
图15是显示图11的设备如何进行多频率阻抗测量以进行病理检测、分类和辨别的流程图。
各附图中同样的参考符号表示同样的元件。
具体描述
图1显示一个系统10，其包括心脏12和可植入患者胸腔的可植入医疗设备(IMD)14。IMD 14包括用来产生电流的脉冲发生器以及用来检测电位差(也就是电压)的电压检测电路。IMD14可以是心脏起搏器、心脏除纤颤器、它们的结合、或任何其它类型的能够将电流刺激传递到胸腔组织并测量电压的可植入医疗设备。所述IMD14包括一个通常所说的“罐式(can)”电极，位于设备14的外表面。在本直观系统10中，显示了3个附加电极16、18、20，它们可附着在与IMD14相连的导线(未显示)上。所述电极16、18、20通过穿透导线的导体而电连接到IMD 14，从而便于在上述四个电极16、18、20或罐式电极中的任两个电极之间注入来自脉冲发生器的电流。类似地，电压检测电路可以检测这四个电极16、18、20或罐式电极中的任两个电极之间的电压。然后，IMD 14内的阻抗计算模块可以根据欧姆定律取测量电压与注入电流的比值来计算阻抗。由于在此类阻抗测量中采用了四个电极，系统10所示的电极配置可以被称为四极配置。在如图1所示的四极配置中，电极16和18位于心脏12的左心室之上，而电极20则位于心脏12的右心房中。基于它们在左心室导线(图1未显示)上的位置，电极16可以被称为近端左心室电极，而电极18被称为远端左心室电极。
由于人体包括一定数量的胸腔器官、组织和液体，所以胸腔阻抗的测量结果包括每一种器官、组织和液体做出的贡献。例如，心肌、肺、胸肌、胸脂、肝、肾、脾、胃、骨骼肌、骨骼、软骨、血液以及其它组织和液体的电阻率均对胸腔阻抗的测量结果有贡献。因此，测量到的胸腔阻抗的变化可能由这些和其它器官或组织的电阻率的变化所引起。
当测量阻抗以检测或评估病理状况(如肺水肿或心肌缺血)时，希望可以采用对感兴趣的区域(如分别为肺或心肌)高度灵敏的电极配置来测量阻抗。由于感兴趣的区域中的电阻率变化会对测量到的阻抗产生相应较大的影响，因此，对感兴趣的区域的高度灵敏能够实现在感兴趣的器官或组织中灵敏地检测电阻率的变化。从而，阻抗变化能表明病理状况的出现。而且，还希望此类配置对感兴趣区域以外的器官、组织和液体具有相对低的灵敏度，使得这些器官、组织和液体中的电阻率变化对测量到的阻抗将产生相应较小的影响。
再次参阅图1，所述系统显示两个生物电导线场22、24。第一生物电导线场22源自罐式电极并终止于远端左心室电极18。第二生物电导线场24(图1中用虚线表示)源自右心房电极20并终止于近端左心室电极16。如图1所示，第一生物电导线场22在靠近远端左心室电极18处和靠近罐式电极处最密，在这些区域中以间隔更接近的生物电场线表示。类似地，第二生物电导线场24在靠近近端左心室电极16和右心房电极20处最密。
第一和第二生物电导线场22、24可以被称为会聚的生物电导线场，这是因为它们从彼此间隔相对较远的不同位置处发源(此例中，分别指左胸区域和右心房)，却终止于彼此接近处(此例中，即靠近左心室)。因此，所述会聚的生物电导线场线仅在感兴趣区域中以高密度汇合。灵敏度集中于感兴趣的区域-本例中即是侧面的左心室及其相邻的左肺区域。靠近感兴趣的阻抗测量区域的会聚的生物电场线具有高密度，并且其它区域缺少聚集的汇合导线场，这两点有助于专门针对感兴趣的区域中的电阻率变化进行高度灵敏的阻抗测量，如下将进行充分描述。这可能与常规二极和三极电极配置以及常规四极电极配置等阻抗测量配置形成对比，在常规配置中相应的生物电导线场密集地会聚在两个区域中，从而导致不仅对感兴趣的区域具有阻抗灵敏度，还对不感兴趣的区域也同样具有(对应于其它密集会聚场的区域)。
第一生物电导线场22(其可能与例如刺激电极相关)可以被定义成罐式电极和远端左心室电极1 8之间的单位电流注入所产生的电流密度矢量的场。第二生物电导线场24(其可能与例如电压测量电极相关)类似地可以被定义成右心房电极20和近端左心室电极16之间的单位电流注入所形成的电流密度矢量的场。关于生物电导线场理论的综述，参见J.Malmivuo&R.Plonsey，《生物电磁：生物电场的原理及应用》(Bioelectromagnetism：Principles and Applications of Bioelectric Fields)(1995)(获自http://butler.cc.tut.fi/～malmivuo/bem/bembook)的第11.6.2章和第25.2.1章，分别从第202页和第405页开始。
图1所示的说明性电极配置可用作阻抗测量配置，例如，脉冲发生器在罐式电极和远端左心室电极18之间注入电流，电压检测电路测量右心房电极20和近端左心室电极16之间的结果电压，并且阻抗计算模块通过取测得电压与注入电流的比值来计算阻抗。由于如图1所示会聚的生物电导线场系统主要将灵敏度集中在感兴趣的区域附近，所以不感兴趣区域中的电阻率变化所导致的测量到的阻抗变化所触发的错误警报可以被避免。
图2示出了一种会聚的生物电场电极配置，它对肺电阻率变化高度敏感并能用于肺水肿检测和评估。通过进行阻抗测量并标记阻抗变化，便可以检测和评估肺水肿。此类阻抗变化可能预示肺部液体增加(也就是肺水肿或其发生)，并通过早期检测及时治疗。参阅图2，示出了人体30，其中IMD 14被植入人体30的左胸区域中。导线32、34与IMD 14的端口连接，并由此延伸。每个导线32、34内部均带有一条或多条导体，这些导体将IMD 14电连接到已植入人体30的心脏12内的电极20、16、18。
在所述说明性配置中，导线32为右心房导线，并在远端附近，带有一个位于心脏1 2的右心房36中的右心房电极20。右心房导线32从IMD 14的端口处延伸，被引入静脉系统，沿上腔静脉(SVC)38往下，进入右心房36。右心房电极20可以是环状电极或尖头电极，或可位于沿导线32的其它位置，如SVC38或无名静脉内的任何位置。导线34为左心室导线，包括一个近端左心室电极16和一个远端左心室电极18，均定位于心脏12的左心室40上方的心外膜上。左心室导线34从IMD 14上的端口处延伸，被引入静脉系统，沿SVC18往下，进入右心房36，进入冠状窦，然后再进入沿左心室40上方心外膜上运行的冠状静脉中。左心室电极16、18可以是环状或尖头电极，或可位于沿导线34的其它位置。尽管图2中左心室导线34被显示成二极导线，但是导线34可选地包括附加电极，并且所述导线34还可以沿不同路径贯穿心脏12。例如，左心室导线34可包括3、4、5或更多个电极，并且它们可共线排列。类似地，右心房导线32可包括附加电极，并可遵循一条与图2所示不相同的贯穿心脏12的路径。在一个实施例中，左心室电极16、18间隔大约15mm，罐式电极和右心房电极20的距离大约10cm。在其它实施例中，罐式电极和右心房电极20之间的距离可以为大约8-15cm。类似地，其它实施例中，左心室电极之间的间隔为大约25mm，并且可以介于大约5-30mm的范围中。
IMD 14包括一个位于设备14外表面上的罐式电极。IMD 14可选地或附加地包括一个纽扣电极或箱式电极(header electrode)、或其它类型的电极。在图2所示的四极配置中，IMD 14内部的脉冲发生器可以在定位于IMD 14外表面上的罐式电极以及远端左心室电极18之间注入电流。所述注入电流流过左肺44的至少一部分，并引起可由右心房电极20和近端左心室电极1 6测量到的电位差(电压)。然后，IMD 14内的阻抗计算模块可以通过计算测量到的电压与注入电流的比值来计算阻抗。所述阻抗可用来评估人体30内的肺水肿，这将在下文进行具体描述。箭头42、46表示在本配置中两种生物电导线场的一般取向。导线场42对应于电流注入，导线场46对应于电压测量。如图2所示，导线场42、46在左心室壁和左肺附近会聚，但基本上相互分离。
现在参阅图3，显示了另外一个对肺电阻率的变化高度敏感的会聚生物电场电极配置。一个左心室导线50与IMD14的端口相连，其包括三个电极16、18、52。左心室导线50为三极导线并沿与图2所示左心室导线34类似的路由通路。除了左心室近端和远端电极16、18(均位于左心室40的壁上方的心外膜处)之外，导线50还包括电极52，其位于头臂静脉(也就是无名静脉)中。虽然如图3所示的配置中采用了三极左心室导线50，还可以使用其它配置。例如，可以包括头臂电极52来代替右心房导线、右心室导线、或代替终止于头臂静脉中或其附近的专用导线。所述头臂电极52可选地位于头臂静脉附近的任何位置。实际操作中，IMD14内的脉冲发生器可以在位于IMD14外表面的罐式电极和远端左心室电极18之间注入电流。所述注入电流流过左肺44的至少一部分，并引起一个可由头臂电极52和近端左心室电极16测量到的电压。然后，IMD14内的阻抗计算模块可以通过计算测量到的电压与注入电流的比值来计算阻抗，该阻抗可用于评估肺水肿。箭头42、54表示在本配置中两种生物电导线场的一般取向。导线场42对应于电流注入，而导线场54对应于电压测量。所述导线场42、54在感兴趣的解剖学区域附近会聚，但基本上相互分离。在一个实施例中，左心室电极16、18间隔大约15mm，罐式电极和头臂电极52之间的距离为大约4cm。其它实施例中，罐式电极和头臂电极52之间的距离大约为5-7cm。类似地，在其它实施例中左心室电极之间的间距为大约25mm，并且可以介于大约5-30mm的范围内。
可以使用附加电极，如一个或多个附加的左心室电极或右心房电极，以便进行电流注入和电压测量。例如，如图2所示的右心房导线32上可添加头臂电极52，从而可以在电流注入过程中连续测量右心房电极20和近端左心室电极16之间的电压、以及头臂电极52和近端左心室电极16之间的电压，并按上述那样计算各阻抗。然后，IMD14内的阻抗计算模块可以计算加权平均阻抗测量，例如，通过使用合适的加权因子对阻抗测量进行求平均。所述测量可以提供一种更加全局的对肺水肿的评估。
图4显示了另一个对肺电阻率的变化高度敏感的说明性会聚生物电场电极配置，适用于阻抗测量以评估肺水肿。左心室导线34从IMD14的端口处延伸并沿如上述参考图2所描述的路由通路，其带有均位于左心室40上方的心外膜处的近端和远端左心室电极16、18。一个心脏除颤器导线80与IMD14的端口相连，并包含一个位于人体30的上腔静脉38中的心脏除颤器线圈82。所述心脏除颤器线圈82可选地位于头臂静脉中、锁骨下静脉中、或另外适当的附近位置。简化起见，心脏除颤器导线80在图4中显示成终止于心脏除颤器线圈电极82处。实际上，心脏除颤器导线80可延伸进右心房和右心室，并可包括一个右心室心脏除颤器线圈(未显示)。还可以包括右心房或右心室尖头或环状电极、或其任何结合。
操作中，IMD14内的脉冲发生器可在位于IMD14外表面的罐式电极和远端左心室电极18之间注入电流。所述注的电流流过左肺44的至少一部分，并诱导出一个可由心脏除颤器线圈82和近端左心室电极16测量到的电压。然后，IMD14内的阻抗计算模块通过取测量到的电压与注入电流的比值来计算阻抗，该阻抗可以用来评估肺水肿。箭头42、84表明在本配置中两种生物电导线场的一般取向。导线场42对应于电流注入，而导线场84对应于电压测量。图4显示导线场42、84的会聚的配置，在感兴趣的解剖学区域附近会聚，但基本上相互分离。在一个实施例中，左心室电极16、18间隔大约15mm，罐式电极和心脏除颤器线圈82间距大约12cm。其它实施例中，罐式电极和心脏除颤器线圈82间距可为大约9-20cm。类似地，在其它实施例中左心室电极之间的间距可能大约25mm，并介于大约5-30mm范围中。
在如图4所示的配置中，IMD14可以是一个心脏除颤器，并同时实现起搏功能。导线34、80可以包含附加电极。还可能从图2-4所示的配置中得到的测量结果结合起来。此类阻抗测量可以用合适的加权系数进行平均以获得更可靠或全局的阻抗值，其可用来更全局地评估肺水肿。而且，电流注入电极和电压测量电极的角色可以互换，并且可实现等价的结果。这可基于对本领域技术人员公知的倒易理论而推导出来。
图5显示采用计算机模拟技术获得的计算机模拟结果的表100。用磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging)得到的三维计算机模型将人的胸腔分成许多体积单位，每一个体积单位均对应人体组织。该模型用来模拟正常(基线)情况下的肺阻抗和严重肺水肿情况下的肺阻抗。每一个小组织体积单位根据出版的表格被分配一个合适的电阻率(例如：血＝150欧姆-厘米，正常的肺＝1400欧姆-厘米，肌肉＝400欧姆-厘米等)。然后将电极置于模型中的不同位置，并注入电流。然后，计算机利用电场方程来计算每个体积单位处的电压电势。通过用注入电流除测量的电势，便可以利用这些结果来计算阻抗。在采用如图2-4所示的会聚生物电场配置时，计算机模拟使用二极左心室导线，并在远端左心室冠状静脉电极和植入左侧胸肌区的IMD的罐式电极之间注入电流。然后测量近端左心室冠状静脉电极和第四电极(位于心脏内或心脏附近不同位置以模拟多种配置)之间的电压。表100中的每一行102代表不同的会聚生物电场电极配置，对应于图2-4所示的配置。
第一行102a显示用于使第四电极定位于头臂静脉内这一配置的数据，并包括左心室电极之间的15mm的间距(即近端和远端左心室冠状静脉电极之间间隔15mm)。第二行102b表示类似的配置，但在左心室电极之间间距25mm。行102a和102b代表上文参照图3所描述的那种配置的模拟数据。第三和第四行102c、102d代表在上腔静脉内带有第四电极以模拟图4所示配置的那种配置的数据。行102c内的数据对应于SVC内较高的第四电极线圈植入位置，而行102d内的数据对应于SVC内较低的第四电极线圈植入位置，即在医疗实践中可能发生以获得足够的心脏除纤颤阈值的变化。第五和第六行102e、102f表示右心房中带有第四电极以模拟图2所示配置的那种配置的数据。行102e模拟15mm左心室电极间距排列方式，而行102f模拟25mm间距排列方式。这些测量是在心脏舒张末期进行的。
本模型通过逐渐减小对应于肺组织的模型体积单位的电阻率，来模拟肺水肿，例如，从1400欧姆-厘米(健康)减小到350欧姆-厘米(严重水肿)。如表100所示，对给定的配置而言，水肿患者的阻抗测量值小于正常人相应的测量值。例如，在头臂、15mm配置时(行102a)，正常人在心脏舒张末期的阻抗测量值为34.62欧姆，相比水肿患者的测量值22.61欧姆，变化了34.69％。类似地，计算得到的在头臂、25mm配置下(行102b)的阻抗变化为40.67％，SVC配置下(分别为行102c、行102d)为40.67％和45.08％，在右心房配置下(分别为行102e、102f)为34.44％和51.60％。
图6为柱状图120，通过将美国专利申请10/303,305(申请日是2005年11月25日，申请人是Andres Belalcazar和Robert Patterson(本发明的发明人)和Rebecca Shult)所公开的4种三极非会聚配置(标为RV、RV线圈、RA、LVCV)的模拟阻抗百分比变化与本发明所述的四极会聚生物电场电极配置的模拟阻抗百分比变化进行比较从而强调本发明的有益效果。柱状图120的纵轴标示对给定的患者而言其健康与水肿状态之间测量的阻抗的百分比变化。柱状图120中最靠右的6栏对应于上述参见图5表100所述的会聚生物电场电极配置。如图6所示，相比于非会聚配置，每种会聚生物电场电极配置对肺部变化的灵敏度均具有显著增长。例如，模拟的三极配置测量的阻抗变化大约为9％(RV)、11％(RV线圈)、12％(RA)和24％(LVCV)，而会聚生物电场电极配置测量的阻抗变化为34.69％(头臂环状、25mm)，40.67％(头臂环状、15mm)，45.08％(SVC高、25mm)，48.50％(SVC低、25mm)，34.44％(RA环状、15mm)和51.60％(RA环状、25mm)。因此，采用这些会聚生物电场电极配置得到的阻抗测量值可以使得对肺电阻率变化的灵敏度有所增大，从而可以对肺水肿作更佳的评估。
图7-9说明了对左心室的心肌电阻率变化高度敏感的会聚生物电场电极配置，并可用于检测和评估心肌缺血。心肌缺血或急性缺血事件(心脏病)可以通过测量心肌阻抗并记录阻抗变化来进行检测和评估。此类阻抗变化可以指示例如缺血事件，当冠状血管内的斑块破裂并造成血栓性阻塞时可能发生该缺血事件。众所周知，心肌电阻率在缺血事件中会增大；例如，心肌电阻率在急性缺血事件中可能会翻一倍。见Yolocuauhtli Salazar等人的“健康心肌、缺血心肌和愈合心肌的透壁和非透壁原位电阻抗谱比较(Transmural Versus Nontransmural In Situ Electrical Impedance Spectrum forHealthy，Ischemic，and Healed Myocardium)”，51 IEEE Transactions on BiomedicalEngineering 1421，Aug.2004。及时检测此类阻抗变化可以允许进行血栓溶解或血管成形介入治疗，从而防止由缺血事件造成的永久性心肌损坏或将其发生几率减到最小，并可预防随后的心室颤动。早期的检测甚至可以挽救生命。与那些维持更严重心脏损坏的患者相比，用本方法治疗的患者对于保健系统而言代表了一种成本消减。而且，应用如图7-9所描述的配置进行的阻抗测量可以用来监控缺血事件发生后的心肌组织，以监控该组织的治愈情况以及是否留下疤痕。这是因为疤痕组织的电阻率大约是健康心肌组织的一半。见Salazar等人的文章，如上。因此，在缺血事件之后测到的异常低的阻抗测量值表明组织留下疤痕。
现在请参阅图7，所示为带有植入人体30的左侧胸肌区域的IMD14的人体30。IMD14可以是心脏起搏器、心脏除纤颤器及其结合，或任何其它类型的能够递送电流刺激到胸腔组织并测量电压的可植入医疗设备。导线32、200、34与IMD14的端口相连，并由此延伸。导线32、200、34中均容纳一条或多条导体，它们将IMD14电连接到植入心脏12内的电极20、16、18、202。
在此说明性配置中，导线32为右心房导线，带有一个位于心脏12的右心房36的右心房电极20。导线200为心脏除颤器导线，并在远端附近心脏12的右心室204内带有一个心脏除颤器线圈202。心脏除颤器导线200从IMD14的端口处延伸，被引入静脉系统，沿SVC38往下，进入右心房36，并进入右心室204。右心房电极20可以是环状电极或尖头电极。可选地，右心房电极20可位于另一个导线上，如右心室导线或左心室导线。导线34为左心室导线，包括一个近端左心室电极16和一个远端左心室电极18，均定位于心脏12的左心室40上方的心外膜处。左心室导线34自IMD14的端口延伸，并被引入静脉系统，沿SVC18往下，进入右心房36，进入冠状窦，然后再进入沿左心室40上方的心外膜运行的冠状静脉中。左心室电极16、18可以是环状或尖头电极，或可位于沿导线34的其它位置。尽管左心室导线34如图7中的二极导线所示，但导线34可选地带有附加电极或较少电极，导线34可以沿不同路径贯穿心脏12。例如，左心室导线34可包括3、4、5或更多个电极，它们可共线排列。一个实施例中，左心室电极16、18间隔大约10-15mm，或大约为从心尖到心底的距离的1/6。这些尺寸适合于心尖-心底长度为大约8cm的心脏。其它电极间距可以用来对不同尺寸的心脏均调整到比率维持在1/6从而促进成比例导线场会聚穿过左心室。心脏除颤器200还可以包括添加电极或较少电极，并可如图7所示沿不同路径贯穿心脏12。
如图7所示的配置中，IMD14内部的脉冲发生器可以在定位于右心室204的心脏除颤器线圈电极202和远端左心室电极18之间注入电流。所述注入电流通过心肌的至少一部分，并诱导出电位差(电压)，从而可以被右心房电极20和近端左心室电极16测量到。然后，IMD14内的阻抗计算模块可以通过计算测量到的电位差与注入电流的比率来计算阻抗。所述阻抗可用来评估人体30内的心肌缺血，这将在之后进行具体描述。箭头206、208表示在本配置中两种生物电导线场的一般取向。导线场206对应于电流注入，导线场208对应于电压测量，并在感兴趣的解剖学区域附近会聚(左心室壁心肌)，然而基本上相互分离。一个实施例中，左心室电极16、18间隔大约15mm，右心房电极20和心脏除颤器线圈202之间的距离大约10cm。其它实施例中，右心房电极20和心脏除颤器线圈202之间的距离大约为4-12cm。类似地，其它实施例中左心室电极内部间距为大约25mm，并在大约5-30mm的范围内变化。
图8显示为一配置，其包括附着在IMD14端口上的心脏除颤器导线220，并具有位于SVC38内的近端心脏除颤器线圈82和位于右心室204内的远端心脏除颤器线圈202。IMD14内部的脉冲发生器可以在定位于右心室204的远端心脏除颤器线圈电极202和远端左心室电极18之间注入电流。所述注入电流通过心肌的至少一部分，并诱导出电位差(电压)，从而可以被位于SVC38内的近端心脏除颤器线圈82和近端左心室电极16测量到。然后，IMD14内的阻抗计算模块可以通过计算测量到的电位差与注入电流的比率来计算阻抗。箭头206、222表示在本配置中两种生物电导线场的一般取向。导线场206对应于电流注入，导线场222对应于电压测量。导线场206、222在感兴趣的解剖学区域附近会聚，然而基本上相互分离。一个实施例中，左心室电极16、18间隔大约15mm，近端心脏除颤器线圈82和远端心脏除颤器线圈202之间的距离大约10cm。其它实施例中，近端心脏除颤器线圈82和远端心脏除颤器线圈202之间的距离大约为4-12cm。类似地，其它实施例中左心室电极内部间距为大约25mm，并在大约5-30mm的范围内变化。
图9所示的配置于图8所示的配置类似，但是图9中左心室冠状静脉电极16、18间距较大。一个实施例中，左心室导线34上的近端左心室电极16和远端左心室电极18间隔25mm。所述比例对应于心底-心尖长度为8cm的心脏的情况下为大约1/3的。其它实施例在心脏大小不同的情况下维持同样的比例以获得相似的在左心室壁上的导线场的成比例会聚。其它实施例中，左心室电极16、18可间隔5mm、8mm、10mm、15mm、20mm、30mm、或任何其它合适的距离，例如任何在5-30mm之间的距离。IMD14内部的脉冲发生器可以在定位于右心室204的远端心脏除颤器线圈电极202和远端左心室电极18之间注入电流。所述注入电流通过心肌的至少一部分，并诱导出电位差(电压)，从而可以被位于SVC38内的近端心脏除颤器线圈82和近端左心室电极16测量到。然后，IMD14内的阻抗计算模块可以通过计算测量到的电位差与注入电流的比率来计算阻抗。箭头250、252表示在本配置中两种生物电导线场的一般取向。导线场250对应于电流注入，导线场252对应于电压测量。导线场250、252在感兴趣的解剖学区域附近会聚，然而基本上相互分离，从而在感兴趣的区域内实现灵敏度和特异性病理检测，并提供对感兴趣区域外部的电阻率变化的改近的明晰度。
如图7-9所述的配置一样，上述参考图2-4描述的会聚四极配置也具有优势可用来实现对评估缺血有用的阻抗测量。如图2-4所示的配置对左心室的心肌电阻率变化高度敏感，并因此能用来检测和评估心肌缺血。IMD14内的阻抗计算模块可以通过计算测量到的电位差与注入电流的比率来计算阻抗，且所述阻抗测量可用来检测和评估心肌缺血。而且，采用如图2-4所述的配置进行阻抗测量可用来监控缺血事件发生后的心肌组织，以监控所述组织愈合是否良好，以及是否留下疤痕。
图10为柱状图300，其通过将非会聚二极阻抗配置(柱302、标有：二极LV线圈)的模拟左心室壁阻抗灵敏度百分比与如上面图2和图7-9所述的四极会聚生物电场电极配置(柱304)进行比较来强调本发明的有益效果。柱304a对应于图2所述的配置，柱304b对应于图7所述的配置，柱304c对应于图8所述的配置，柱304d对应于图9所述的配置。柱状图300的纵轴表示左心室壁阻抗灵敏度。如图10所示，当与非会聚配置(柱302)比较时，每一种会聚生物电场电极配置(柱304)均呈现左心室壁阻抗灵敏度的显著增加。例如，模拟二极配置(柱302)对左心室壁心肌具有大约6％的灵敏度，而会聚生物电场电极配置具有大约34％(柱304a)、35％(柱304b)、36％(柱304c)和-11％(柱304d)的灵敏度。负的灵敏度表示测量的阻抗会在左心室壁电阻率升高时下降，反之亦然。因此，采用这些会聚生物电场电极配置得到的阻抗测量对左心室壁电阻率改变更灵敏，从而能更好地评估缺血。
图11为图1-4和图7-9中的代表可植入设备14的模块框图电路。图11将会在下面参考图2的配置进行描述，然后本领域技术人员应该理解，所描述的部分也可以应用于其它已经在本说明书中描述并展示的配置。设备14包括：用于测量阻抗并评估肺水肿和心肌缺血的电路，以及与外部设备交互的通信电路。阻抗测量电路302包括一个电流发生器304，可在任何两个电极之间注入电流；例如，所述电流发生器304可以在位于IMD 14外表面的罐式电极和远端左心室冠状静脉电极18(图2)之间注入电流。一个切换开关306，其以本领域公知的方式将电流引导到合适的端口308。电流从所述合适的端口沿导线流到合适的电极。所述注入电流可以是交流电(AC)，以防止电极发生不希望的极化作用和电解降级效应，且应以不会造成心脏刺激的流量、频率和持续时间进行。在实践中，AC电流的频率在大约50-100千赫。可用的电流波形的例子有正弦波和双相脉冲(对称的或其它)。
罐式电极和电极18(见图2)之间的注入电流在患者体内建立了一个电场。从而，右心房电极20和近端左心室冠状近买电极16之间出现电压。然后用一个电压放大器310测量导线内和通过端口308和切换开关306的导线上的电极20和电极16之间的电压。所述电压放大器310可以是测量电压的信号调节单元，并且可选地可包括一个解调器。可选地，在适当调整线路后，近端和远端左心室冠状静脉电极16、18的角色可以互换。
控制模块312接收或储存注入电流和得到的测量电压的数值信息。位于控制模块312内部或外部的模拟/数字(A/D)转换器(未显示)可用来翻译该信息。然后，如控制模块312内部的微处理器、微控制器或数字信号处理器这样的处理单元(未显示)可利用电流和电压信息，通过用电流除电压来计算阻抗。随着身体组织液的增加，组织阻抗减小。因此，阻抗率可用来评估肺水肿，并判断患者肺水肿的程度。描述水肿值判断的算法将会在之后进行描述。相反，心肌组织阻抗在缺血事件过程中会增大。因此，阻抗值也用来评估心肌缺血，并且可以为患者检测进行中的缺血事件。描述缺血检测的算法将会在之后讨论。
控制模块312，为常规的，可以附加包括只读存储器(ROM)，随机存取存储器(RAM)，闪存、EEPROM存储器等，其储存由处理单元以及如数字/模拟(D/A)转换器、定时器、计数器、滤波器、切换开关等(未显示)等执行的指令。阻抗测量结果、水肿值和缺血值也可以储存在存储器中。这些控制模块组件可以整合成单个设备，如一个专用集成电路(ASIC)，或可选地可以是分立设备。合适的总线(未显示)实现控制模块312内各组件之间的通信。
来自传感器模块314的信息可用来调整测量到的阻抗和水肿或缺血程度之间的关系。体位传感器316能提供患者的方位信息到控制模块312，将体位补偿并入水肿或缺血的评估中。由于胸腔和肺内的组织和过量液体由于重力原因会随体位改变而改变，测量到的阻抗也会随患者所处的不同位置而改变。例如，当患者右侧躺时，左肺44内的液体和组织会被重力作用朝向左心室冠状静脉电极16、18附近的纵隔，引起较低的测量阻抗。因此，基于体位感应信息，可以调整阻抗测量和水肿或缺血的程度之间的关系以进行补偿。类似地，可以反过来调整左侧躺患者的所述关系。可以采用各种类型的体位传感器，如水银开关、DC加速仪、或其它压电设备。
通常用来帮助起搏应用的活动传感器318，也向控制模块312提供信息。通过使用这些补偿方案，就可以避免患者体内由体位性液体流动引起的对水肿和缺血的判断失误。传感器316、318均可选择性地被排除在可植入设备14之外。
遥测模块320可以使用无线电频率(RF)传输通过天线322与类似的无线装配的外部监控单元324进行无线通信。监控单元324可以是计算机(定制程序器、台式计算机、便携式计算机、掌上计算机等)、电视医疗本地台、可穿戴设备(如手表、移动电话、便携转发器或任何其它适当的设备)，并可用来对可植入设备14进行程序控制，或从IMD14中检索信息(如阻抗测量值、水肿值、或缺血值)。所述通信连接可用来向医生或健康护理人员警示急性缺血事件或用来检测例如肺水肿，从而迅速启动医疗介入。可选地，监控单元324可采用电话连接直拨911并召唤紧急救援队，还可以通过网路联络(像因特网)召唤类似的救援，或以声音或文字形式通知患者寻找医疗。以这种方式，可以1天24小时，1周7天持续监控患者的各种病理检测，并在病理检测事件中迅速警示医生或护理人员。
感应/起搏/除颤电路330包括一个起搏电路332、一个除颤电路334和一个感应放大器336，用来感应和/或刺激(起搏)心脏事件并控制心律。通常的阻抗计算模块并没有在图11上明示，却会包括图11中的多个模块，或其部分。电池340为各种电路和IMD14模块提供电能(为了简化，其连接未在图11上显示)。可选地，阻抗测量电路302能利用来自感应/起搏/除颤电路330的正常心脏刺激脉冲代替来自脉冲发生器304的电流注入，测量得到的电压。然后计算阻抗。还可选地，可以不采用阻抗测量电路302，而采用感应/起搏/除颤电路330来实现判断阻抗所必须的电流注入和电压的测量功能。
如前所述，阻抗测量可能受来自不同器官和/或人体组织的电阻率贡献的影响。就给定的电极测量配置而言，某些器官或人体组织对总阻抗测量的贡献更显著，而其它器官/组织的贡献较不显著。我们希望靶器官/组织能对阻抗测量贡献更大，所有其它器官/组织对测量贡献最小。例如，当测量阻抗以评估肺水肿时，希望看到对肺的灵敏度高，而对所有其它胸腔器官/组织的灵敏度最低。类似地，当测量阻抗以评估心肌缺血时，希望看到对心肌的灵敏度高，而对所有其它胸腔器官/组织的灵敏度最低。
图12为表400，显示采用上述各种电极配置的模型编制的阻抗灵敏行系数模拟结果。每种配置在表400中由栏401、402表示。栏401a代表在美国专利申请序列号10/303,305(申请日为2002年11月25日，申请人为Andres Belalcazar和RobertPatterson(本发明的发明人)和Rebecca Shult)中描述的配置，栏401b代表一种公知配置，栏402a-402b代表本文中描述的会聚生物电导线场电极配置。栏402a和402b对应于上述参考图3的配置；栏402c对应于上述参考图4的配置；栏402d和402e对应于上述参考图2的配置。对每种配置401、402而言，表400显示各种胸腔器官和组织对所述配置的总阻抗测量的定量贡献数据。系数值越高，其对总阻抗的贡献越显著。例如，当监控肺部时，希望肺部系数尽可能高，而所有其它系数要相对低。这保证了测量到的阻抗变化为肺部-特异性的，并如希望的那样肺部阻抗结果变化很大。类似地，监控左心室壁时，希望有高的左心室壁系数，而其它系数则要低。
表400显示，采用会聚生物电场电极配置(栏402a-402e)，对IMD14附近的脂肪(行403)和肌肉(行404)的灵敏度缩减了近10倍(例如，三极配置中(栏401a、401b)从0.2199和0.1888变为会聚四极配置(栏402a-402e)中的少于0.022)。因此，会聚生物电场电极配置更能抵抗体位或肩膀和胸肌区域的其它变化。正如希望的那样，灵敏度的损失引起对其它区域的更高的灵敏度，尤其是，对左心室壁和血液(行406)，以及对左肺(行405)。因此，这些配置对由手臂或肩膀运动(其舒展和收缩IMD14附近的胸肌)、或对胸肌水肿引起的阻抗改变较不敏感，而对由左肺和左心室壁引起的阻抗变化较为敏感，因此能更好的检测和评估肺水肿和缺血。
表400还显示左心室电极16、18的电极内部间距(15mm和25mm)为重要因素。间隔更远的电极提供了感应区的更深的渗透，其在对肺进行监控的情况下是需要的，而在左心室壁监控的情况下则是不需要的。例如，带有25mm左心室电极内部间距(栏402b)的头臂配置的左肺(行405)灵敏度系数为0.3196，相比15mm间距(栏402a)的系数0.2548，其对左肺电阻率变化更灵敏。类似地，右心房25mm配置(栏402e)具有左肺(行405)灵敏度系数0.4175，相比15mm间距(栏402d)的系数0.2493。然而，头臂15mm配置(栏402a)具有左心室侧壁(行406)灵敏度系数0.2514，相比25mm间距(栏402b)的系数-0.0806，以及右心房15mm配置(栏402d)具有系数0.3394，相比25mm间距(栏402e)的系数-0.1950，均证明了对左心室壁电阻率的更好的灵敏度。如前所述，15mm和25mm的尺寸适合于心尖-心底距离8cm的典型的心脏。电极内间距可基于其它尺寸的心脏等比例改变以保证导线场持续会聚穿透感兴趣的组织，从而能够对解剖学上的不同尺寸进行评估和检测。
表400采用上述胸腔计算模块进行计算以模拟配置的导线场。由器官或组织组成的每个不同的体积单位的贡献通过Schmitt-Geselowitz等式的体积积分计算，如下列等式1所示：
(1)Z＝∫ρJLE·JLIdv
等式1中，Z为由测量设备通过计算接受极测量电压与输出极注入电流的比率而得到的阻抗(欧姆)。ρ为本组织在每个部位的电阻率(欧姆-厘米)；JLE为电压测量电极对的导线场矢量(1/cm^2)；JLI为电流注入电极对的导线场矢量(1/cm^2)；dv为体积积分微分(cm^3)。等式1表明对由每种器官体积单元的每一部位的组织电阻率进行加权的导线场的标量积进行积分，得到对应于该组织对总测量阻抗的贡献的欧姆值。用系统显示的总阻抗除以欧姆表示的器官的贡献，得到表400中列出的灵敏度系数。上述等式内的术语意义的进一步细节，参见J.Malmivuo&R.Plonsey，《生物电磁：生物电场的原理及应用》(Bioelectromagnetism：Principles and Applications of Bioelectric Fields)(1995)。
图13的流程图为如何将算法应用于图11的控制模块312中以进行水肿评估的例子。由执行指令的控制模块处理单元实现的过程开始于步骤500，由水肿定时器(例如，位于控制模块312的处理单元内)执行等待时间。所述过程可能从大约2小时到3天，由医生决定。数值可设定程序通过无线电频率连接到遥测模块320(图11)。
经过所述等待时间之后，控制模块312在步骤510中等待下次心室事件。所述心室事件可以由常驻于控制模块312内的起搏时间控制信息决定，或获自感应/起搏/除颤电路330(图11)内的感应放大器336。心室事件的发生表明心脏开始收缩，并在步骤520中提示大约150ms的等待时间以允许心脏充分收缩。下一步，步骤530中，在速率为25Hz时对阻抗取样10次，并将阻抗样本储存于存储缓冲区Ce(针对心脏/水肿)。这样做利于在阻抗波形(即，由阻抗测量作为波形组成点所限定的波形)前后对阻抗进行取样，以得到和判断峰的收缩末期值，在这里指Zes_s(针对水肿检测的Z收缩末期)。Zes_s设置成与缓冲区Ce中10个阻抗样本的最大值相等并储存与存储缓冲区Re(针对呼吸/水肿)，且缓冲区Ce在步骤540中清空。
步骤550中，计数器决定是否已存储了48个Zes_s。如果否，重复步骤510-540。以这种方法，步骤510-540重复47次，从而在缓冲区Re存储器满48个收缩末期阻抗测量值Zes_s，足够涵盖直到大约3次呼吸循环。接下来，步骤560，将肺水肿值设定为缓冲区Re内3个最小阻抗值的中间值(即，对应于呼气末期的值)。肺水肿值可储存于存储区内，清空缓存区Re，适当的定时器和计数器归零(570)，过程结束。然后，所述过程可以再次从步骤500开始，等到直到下一次水肿取样时刻。为了测量结果的稳定和可重复性，需要在心脏和呼吸循环内的同一时刻进行测量；例如，在收缩末期和呼气末期进行测量(如上结合图13的流程图所述)，或在舒张末期和呼气末期，或在心脏循环的任何其它点。
所述水肿值可以与存储的水肿阈值进行比较(可在遥测连接上设定程序)，当水肿值超过阈值时设置报警标志，或触发警报器。然后，存储的水肿值或阻抗值在监控站324询问设备14时，可由遥测模块320传送到监控站324(图11)。医生随后即可分析数据判断水肿值的走向。
流程图14为如何将算法应用于图11的控制模块312中以进行缺血评估的例子。由执行指令的控制模块处理单元实现的过程开始于步骤600，由缺血定时器(例如，位于控制模块312的处理单元内)执行等待时间。所述过程可能从大约15秒到5分钟，由医生决定。在实施例中，等待时间可为大约1分钟。数值可设定程序通过无线电频率连接到遥测模块320(图11)。
再参见图14，经过所述等待时间之后，控制模块312在步骤610中等待下次心室事件。所述心室事件可以由常驻于控制模块312内的起搏时间控制信息决定，或获自感应/起搏/除颤电路330(图11)内的感应放大器336。心室事件的发生表明心脏开始收缩，并在步骤520中提示大约150ms的等待时间以允许心脏充分收缩。下一步，步骤630中，在速率为25Hz时对阻抗取样10次，并将阻抗样本储存于存储缓冲区Ci(针对心脏/缺血)。这样做利于在阻抗波形(即，由阻抗测量作为波形组成点所限定的波形)前后对阻抗进行取样，以得到和判断峰的收缩末期值，在这里指Zes_i(针对缺血检测的Z收缩末期)。Zes_i设成与缓冲区Ci中10个阻抗样本的最大值相等并被储存在存储缓冲区Ri(针对呼吸/缺血)中，且缓冲区Ci在步骤640中清空。
步骤650中，由计数器决定是否已存储了48个Zes_i。如果否，重复步骤610-640。以这种方法，步骤610-640重复47次，从而在缓冲区Ri存储器满48个收缩末期阻抗测量值Zes_i，足够涵盖直到大约3次呼吸循环。接下来，步骤660，将肺缺血值设定为缓冲区Re内3个最小阻抗值的中间值(即，对应于呼气末期的值)。肺缺血值可储存于存储区内，清空缓存区Ri，适当的定时器和计数器归零(670)，过程结束。然后，所述过程可以再次从步骤600开始，等到直到下一次缺血取样时刻。为了测量结果的稳定和可重复性，需要在心脏和呼吸循环内的同一时刻进行测量；例如，在收缩末期和呼气末期进行测量(如上结合图13的流程图所述)，或在舒张末期和呼气末期，或在心脏循环的任何其它点。
所述缺血值可以与存储的缺血阈值进行比较(可在遥测连接上设定程序)，当缺血值超过阈值时设置报警标志，或触发警报器。然后，存储的缺血值或阻抗值在监控站324询问设备14时，可由遥测模块320传送到监控站324(图11)。医生随后即可分析数据判断缺血值的走向。
实施例中，水肿和缺血可以按大致相同的心率和体位进行评估。能够实现的一种方法是通过仅在心率和体位进入预设程序范围内(即，仅在心率和体位与最后一次水肿或缺血评估完成时大致相同的情况下才执行流程图中的步骤)才开始执行如图13或图14显示的流程步骤。可选地，水肿和/或缺血评估可根据图13或图14的步骤，与对应的心率和体位信息一同储存入存储区内。之后，所述水肿和/或缺血测量结果可根据心率范围或体位类别被归类到各个小箱子里，并将它们传送或递送给他/她所选类别对应的医生。
算法有许多可选的形式。例如，可以采用不同数目的样本，取样率可以改变，可用平均值代替中间值，可选择不同的等待时间，及可执行不同的比较方案。例如，可用单个寄存器来替代缓冲区并与取样并行进行，新取样的测量值与储存于寄存器内的进行中的最大/最小值比较。作为等待时间的可选替代，患者可用一张磁卡开始一系列测量。阻抗值和传感器信息可用来分配与测量到的阻抗值不同的水肿值或缺血值。当然，时间印记也可以与水肿或缺血值以及其它相关信息(如体位信息、心率或活动水平)一同储存。电视医疗本地台也可以启动测量，然后将结果发送到医疗中心。阻抗测量对正常心脏刺激事件可能是时分多路复用的。可选地，正常心脏刺激脉冲可用来代替专用的阻抗测量电流注入。
流程图15为如何将算法应用于图11的控制模块312中以在不同频率下进行阻抗测量以辨别对不同病理的效果，如水肿和缺血，其可能对单频测量具有混淆效果。已知缺血状态下的心肌显现对不同频率的显著差异的阻抗反应，如在1千赫和500千赫之间，而肺组织和水肿液体对1兆赫以下的频率并不显现多少不同。参见Salazar等人的文章，如上。心肌缺血程度对在500千赫时进行的阻抗测量几乎没有效果，而在1千赫时，缺血程度对阻抗Id有显著影响。因此，可以进行多频测量，结果可用来对例如由肺水肿活心肌缺血引起的阻抗变化进行分类。
再次参考图15，由执行指令的控制模块处理单元进行的过程开始于步骤700，由1千赫的注入电流频率进行第一阻抗测量，并由500千赫的注入电流频率进行第二阻抗测量。注入电流可以分别是1千赫和500千赫的正弦波，或可以是能引起与所述正弦波激发频率内容相似的反应的任何波形，例如，单相或双相形式的矩形指数衰变脉冲。接下来，步骤710，由第一阻抗测量值和第一参考值的差的绝对值计算Δ_Z_1k，并由第二阻抗测量值和第二参考值的差的绝对值计算Δ_Z_500k。参考值可由例如医生在植入设备14时通过程序设定，或在之后由医生在随访时更新。可选地，所述参考值可由控制单元312(图11)更新。例如，控制单元312执行计算之后会引起参考值的更新，如在决定阻抗测量的运行平均值的计算或某些其它适应技术之后。
如果Δ_Z_1k小于第一阈值(Thresh_1k)，而且同时Δ_Z_500k小于第二阈值(Thresh_500k)(720)，那么就不存在紧急状况，可能在一段适当的等待时间之后，过程重新开始。否则，至少一个Δ值超过它所对应的阈值，则可能存在水肿或缺血。过程从步骤730开始继续来判断是否有病理情况出现。如果Δ_Z_1k大于Thresh_1k，且Δ_Z_500k大于Thresh_500k，那么肺水肿标志或警报器就设置在步骤740，且过程结束。然而，如果步骤730的条件失败，那么两个Δ值中仅有一个具有显著性改变。如前所述，由于高频测量值对缺血不灵敏，如果仅低频测量值显著改变，那么改变仅可能由缺血事件引起。步骤750执行：如果Δ_Z_1k大于Thresh_1k并且Δ_Z_500k小于Thresh_500k，那么步骤760就启动急性缺血事件标志或警报器，且过程结束。如果，另一方面，仅高频测量值改变(如，在500千赫时阻抗值骤降)，则改变可能是由水肿事件引起(由于在500千赫时，缺血对阻抗测量值几乎没有影响)，而且对并行低频测量值自一段时间后未发生显著改变的解释可能为同时发生缺血事件。这种情况下，缺血导致如1千赫的低频时的阻抗增加，而水肿导致减少。如果两个事件同时发生，那么结果可能互相抵消，在低频监控时就观察不到显著改变。所述决定性步骤发生在步骤770：如果Δ_Z_1k小于Thresh_1k且Δ_Z_500k大于Thresh_500k，那么步骤780就启动急性缺血事件标志或警报器，过程结束。图15的流程图描述了检测水肿或缺血事件发生的过程。水肿清除和缺血情况的消退，或其组合，可根据相似的原理以相似的过程进行检测。因此，本发明能够监控、检测、辨别水肿和心肌缺血，并能对其进行分类。
可使用许多不同的算法。例如，可以对不同频率进行两次以上阻抗测量，并且可以使用的可选的频率有50Hz、500Hz、5KHz、10KHz、50KHz、100KHz、400KHz、600KHz、1MHz等。与其注入两种不同频率的电流，还不如注入带有两种频率的混合信号电流，并且设备14的电压测量电路内的辅助过滤电路能用来分离所述频率成分。可以使用由图13-14所示的流程图描述的算法所获得的阻抗值。所述遥测模块320(图11)将标志或警报传输到监控站324(图11)或传输到医生或护理人员。所述算法可以各种合适的时间间隔执行，如每15秒、每30秒、每分钟、每2分钟、每5分钟、每7分钟、每10分钟、每小时等。测量值和计算结果可以储存在存储器或下载到监控站以备医生参考。
已描述了本发明的一些实施例。然而，应该理解在不背离本发明精神和范围的前提下还有许多改良可以做。例如，采用上述检测缺血的原理，还可以监控左心室壁的肥大(壁增厚)，其通常与血压过高(高血压)或主动脉瓣狭窄一同发生。肥大可能是心脏负担过重(不希望发生的病症)的指征。发生时间的不同可以将缺血时间与肥大时间区分开来。缺血事件的发生相当快，而肥大的发生/消退通常需要几天。还可以使用上述多频技术来排除缺血。电流注入和电压测量的极性可以互换。而且，电流注入电极和电压测量电极的作用可以互换。
正如本领域技术人员公知的那样，阻抗是一种在频域内定义的复量，由幅值和相角组成。所述阻抗幅值是测量到的电压的幅值与注入电流的幅值之比。所述阻抗相角是指注入电流和测量电压之间的相移程度。一种测量阻抗相移的方法是计算注入电流信号峰与测量电压信号峰之间的时间量。如图2-4或7-9所示的任何配置均可测量阻抗幅值和/或阻抗相角，以进行病理评估和检测。因此，其它实施例属于权利要求宣称的范围内。

Claims (39)

1.一种在活体内测量阻抗以便于病理评估的方法，所述方法包括：
在植入活体内的第一电极和第二电极之间注入电流，所述第一电极和第二电极在体内定义了第一电导线场，所述第一电导线场定向于第一电极和第二电极之间；
测量植入体内的第三电极和第四电极之间的电位差，所述电位差由第一电极和第二电极之间所注入的电流引起，所述第三电极和第四电极在体内定义了第二电导线场，所述第二电导线场定向于第三电极和第四电极之间，其中所述第一电导线场和第二电导线场会聚在体内的评估部位附近，但基本上互相分离；和
基于电位差和电流注入来计算阻抗值，并采用所述阻抗值对评估部位附近的病理进行评估。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述评估部位不在心室内。
3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述评估部位为左肺且所述病理为肺水肿。
4.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述评估部位为心脏的左心室壁且所述病理为心肌缺血。
5.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述评估部位为心脏的左心室壁且所述病理为左心室肥大。
6.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二电极和第四电极位于心脏的左心室附近，所述第一电极位于胸肌区中，所述第三电极位于心脏的右心房中。
7.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二电极和第四电极位于心脏的左心室附近，所述第一电极位于胸肌区中，所述第三电极位于头臂静脉附近。
8.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二电极和第四电极位于心脏的左心室附近，所述第一电极位于胸肌区中，所述第三电极位于上腔静脉中。
9.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二电极和第四电极位于心脏的左心室附近，所述第一电极位于心脏的右心室中，所述第三电极位于心脏的右心房中。
10.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二电极和第四电极位于心脏的左心室附近，所述第一电极位于心脏的右心室中，所述第三电极位于上腔静脉中。
11.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二电极和第四电极间隔大约15mm。
12.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二电极和第四电极间隔大约25mm。
13.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一电极和第三电极间隔至少大约4cm。
14.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一电极和第三电极间隔至少大约10cm。
15.如权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括响应于病理评估而触发警报。
16.如权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括存储所述阻抗值以备后用。
17.如权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括将所述阻抗值传送到监控站。
18.如权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括：在第一电极和第二电极之间注入第二电流，测量第三电极和第四电极之间的第二电位差，基于第二电位差和第二电流注入来计算第二阻抗值，并采用第一阻抗值和第二阻抗值对评估部位附近的病理进行评估，其中所述第一电流和所述第二电流为不同频率的交流电，且其中所述第二电位差由所述第一电极和第二电极之间所注入的第二电流引起。
19.如权利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一电流的频率大约为1千赫，所述第二电流的频率大约为500千赫。
20.如权利要求18所述的方法，其特征在于，还包括基于第一阻抗值和第二阻抗值对病理进行分类。
21.如权利要求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别两种或多种病理的阻抗效应。
22.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述电流是由两种或多种频率组成的组合信号。
23.如权利要求22所述的方法，其特征在于，还包括从电位差中提取多个频率成分，所述频率成分对应于两种或多种频率，其中电位差为电压信号。
24.如权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括将阻抗值与阈值进行比较。
25.一种在活体内测量阻抗以便于病理评估的可植入医疗设备，包括：
脉冲发生器，用于在植入活体内的第一电极和第二电极之间注入电流，所述第一电极和第二电极在体内定义了第一电导线场，所述第一电导线场定向于第一电极和第二电极之间；
电压测量电路，用于测量植入体内的第三电极和第四电极之间的电位差，所述电位差由第一电极和第二电极之间所注入的电流引起，所述第三电极和第四电极在体内定义了第二电导线场，所述第二电导线场定向于第三和第四电极之间，其中所述第一电导线场和第二电导线场会聚在体内的评估部位附近，但基本上互相分离；和
处理单元，所述处理单元基于电位差和电流注入来计算阻抗值并采用所述阻抗值对评估部位附近的病理进行评估。
26.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述评估部位不在心室内。
27.如权利要求26所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述评估部位为左肺且所述病理为肺水肿。
28.如权利要求26所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述评估部位为心脏的左心室壁且所述病理为心肌缺血。
29.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述第二电极和第四电极间隔大约15mm。
30.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述第二电极和第四电极间隔大约25mm。
31.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述第一电极和第三电极间隔至少大约4cm。
32.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述第一电极和第三电极间隔至少大约10cm。
33.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述处理单元响应于病理评估而触发警报。
34.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，还包括用于将阻抗值发送到监控站的收发设备。
35.如权利要求25所述的可植入医疗设备，其特征在于，脉冲发生器在第一电极和第二电极之间注入第二电流，测量第三电极和第四电极之间的第二电位差，基于第二电位差和第二电流注入来计算第二阻抗值，并采用第一阻抗值和第二阻抗值对评估部位附近的病理进行评估，其中所述第一电流和所述第二电流为不同频率的交流电，且其中所述第二电位差由第一电极和第二电极之间所注入的第二电流引起。
36.一种在活体内测量阻抗相角以便于病理评估的方法，所述方法包括：
在植入活体内的第一电极和第二电极之间注入电流，所述第一电极和第二电极在体内定义了第一电导线场，所述第一电导线场定向于第一电极和第二电极之间；
测量植入体内的第三电极和第四电极之间的电位差，所述电位差由第一电极和第二电极之间所注入的电流引起，所述第三电极和第四电极在体内定义了第二电导线场，所述第二电导线场定向于第三电极和第四电极之间，其中所述第一电导线场和第二电导线场会聚在体内的评估部位附近，但基本上互相分离；和
基于电位差和电流注入来计算阻抗相角值，并采用所述阻抗相角值对评估部位附近的病理进行评估。
37.如权利要求36所述的方法，其特征在于，还包括在第一电极和第二电极之间注入第二电流，测量第三电极和第四电极之间的第二电位差，基于第二电位差和第二电流注入来计算第二阻抗相角值，并采用第一阻抗相角值和第二阻抗相角值对评估部位附近的病理进行评估，其中所述第一电流和所述第二电流为不同频率的交流电，且其中所述第二电位差由第一电极和第二电极之间所注入的第二电流引起。
38.如权利要求37所述的方法，其特征在于，还包括基于第一阻抗相角值和第二阻抗相角值对病理进行分类。
39.如权利要求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别两种或多种病理的阻抗效应。
CN200680008535A 2005-02-15 2006-02-14 采用会聚生物电导线场进行阻抗测量从而实现的病理评估 Active CN100584270C (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US11/058,123 2005-02-15
US11/058,123 US7447543B2 (en) 2005-02-15 2005-02-15 Pathology assessment with impedance measurements using convergent bioelectric lead fields

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101163443A true CN101163443A (zh) 2008-04-16
CN100584270C CN100584270C (zh) 2010-01-27

Family

ID=36816587

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200680008535A Active CN100584270C (zh) 2005-02-15 2006-02-14 采用会聚生物电导线场进行阻抗测量从而实现的病理评估

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7447543B2 (zh)
EP (1) EP1848334A4 (zh)
JP (1) JP2008529678A (zh)
CN (1) CN100584270C (zh)
HK (1) HK1119550A1 (zh)
WO (1) WO2006088805A2 (zh)

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102209492A (zh) * 2008-10-10 2011-10-05 明尼苏达大学董事会 利用生物阻抗的改良的心力衰竭监控器
CN103230272A (zh) * 2013-04-23 2013-08-07 中国科学院电工研究所 一种用于肝病营养状态检测的方法及装置
CN103402579A (zh) * 2011-01-21 2013-11-20 美敦力公司 导线断裂与连接问题的诊断
CN103930021A (zh) * 2011-08-30 2014-07-16 埃斯特雷马杜拉大学 用于测量、处理和远程监测电生物阻抗的单元、模块化系统和方法
CN103976737A (zh) * 2014-05-28 2014-08-13 中山大学 一种左右肺呼吸阻抗相关性分析方法及系统
CN105578949A (zh) * 2013-09-26 2016-05-11 心脏起搏器股份公司 使用胸部阻抗的心力衰竭事件检测
CN105769192A (zh) * 2016-02-24 2016-07-20 苏州润心医疗科技有限公司 一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法
CN106156698A (zh) * 2015-03-30 2016-11-23 联想(北京)有限公司 一种信息处理方法及电子设备
CN107438399A (zh) * 2015-04-08 2017-12-05 皇家飞利浦有限公司 心血管恶化预警评分
CN110542837A (zh) * 2018-03-23 2019-12-06 百多力两合公司 评估数据以发现电极导线中缺陷的医疗器械和方法
CN114492536A (zh) * 2022-02-15 2022-05-13 福州大学 一种肌阻抗信号分离方法

Families Citing this family (87)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2452648B1 (en) 2003-09-12 2016-02-10 Vessix Vascular, Inc. System for selectable eccentric remodeling and/or ablation of atherosclerotic material
JP4542793B2 (ja) * 2004-02-02 2010-09-15 株式会社タニタ インピーダンス式反応能力測定装置
US8396548B2 (en) 2008-11-14 2013-03-12 Vessix Vascular, Inc. Selective drug delivery in a lumen
EP3045110B1 (en) 2005-03-28 2019-07-31 Vessix Vascular, Inc. Intraluminal electrical tissue characterization and tuned rf energy for selective treatment of atheroma and other target tissues
EP2460468A1 (en) 2005-07-01 2012-06-06 Impedimed Limited Monitoring system
JP2008544777A (ja) 2005-07-01 2008-12-11 インぺディメッド リミテッド 監視システム
WO2007041783A1 (en) 2005-10-11 2007-04-19 Impedance Cardiology Systems, Inc. Hydration status monitoring
AT502921B1 (de) * 2005-10-21 2012-01-15 Falko Dr Skrabal Gerät zur messung von herz- und gefässfunktion (function) und körperräumen (spaces) mit hilfe der impedanzmessung
US7844331B2 (en) * 2005-12-20 2010-11-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for controlling anti-tachyarrhythmia pacing using hemodynamic sensor
CN101506798A (zh) * 2006-03-22 2009-08-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 呼吸门控心动描记法
US8600497B1 (en) 2006-03-31 2013-12-03 Pacesetter, Inc. Systems and methods to monitor and treat heart failure conditions
US8712519B1 (en) 2006-03-31 2014-04-29 Pacesetter, Inc. Closed-loop adaptive adjustment of pacing therapy based on cardiogenic impedance signals detected by an implantable medical device
US7794404B1 (en) 2006-03-31 2010-09-14 Pacesetter, Inc System and method for estimating cardiac pressure using parameters derived from impedance signals detected by an implantable medical device
US7640056B2 (en) * 2006-05-18 2009-12-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Monitoring fluid in a subject using an electrode configuration providing negative sensitivity regions
US7894900B2 (en) * 2006-08-30 2011-02-22 Smartimplant OÜ Device and method for monitoring cardiac pacing rate
CA2663897C (en) * 2006-09-19 2015-01-06 Gambro Lundia Ab Estimation of propensity to symptomatic hypotension
DE602006018545D1 (de) * 2006-09-25 2011-01-05 St Jude Medical Medizinische einrichtung mit einem impedanzmessmittel zur messung von viszeralem fett
CA2666661C (en) 2006-10-18 2015-01-20 Minnow Medical, Inc. Tuned rf energy and electrical tissue characterization for selective treatment of target tissues
WO2008049082A2 (en) 2006-10-18 2008-04-24 Minnow Medical, Inc. Inducing desirable temperature effects on body tissue
WO2008049087A2 (en) 2006-10-18 2008-04-24 Minnow Medical, Inc. System for inducing desirable temperature effects on body tissue
US8014863B2 (en) 2007-01-19 2011-09-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Heart attack or ischemia detector
US9615744B2 (en) * 2007-01-31 2017-04-11 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier for impedance measurement
US7391257B1 (en) * 2007-01-31 2008-06-24 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier for impedance measurement
US7385443B1 (en) * 2007-01-31 2008-06-10 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier
US8265769B2 (en) * 2007-01-31 2012-09-11 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier for wireless telemetry
US8862221B2 (en) * 2007-02-21 2014-10-14 St. Jude Medical Ab Monitoring mechanical heart properties
WO2008105691A1 (en) * 2007-02-28 2008-09-04 St. Jude Medical Ab Device and method for detecting a myocardial infarction and treating the myocardial infarction using therapeutic light
ATE512693T1 (de) * 2007-02-28 2011-07-15 St Jude Medical Herzstimulator mit einem impedanzmesskreis zum nachweis einer ischämie
US8504152B2 (en) 2007-04-04 2013-08-06 Pacesetter, Inc. System and method for estimating cardiac pressure based on cardiac electrical conduction delays using an implantable medical device
US8208999B2 (en) 2007-04-04 2012-06-26 Pacesetter, Inc. System and method for estimating electrical conduction delays from immittance values measured using an implantable medical device
AU2008241356B2 (en) 2007-04-20 2013-10-03 Impedimed Limited Monitoring system and probe
US8496653B2 (en) 2007-04-23 2013-07-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Thrombus removal
US8781595B2 (en) 2007-04-30 2014-07-15 Medtronic, Inc. Chopper mixer telemetry circuit
US7930022B2 (en) * 2007-05-07 2011-04-19 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method to determine hemodynamic tolerability
US7970462B2 (en) * 2007-05-29 2011-06-28 Biotronik Crm Patent Ag Implantable medical devices evaluating thorax impedance
US8070686B2 (en) * 2007-07-02 2011-12-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Monitoring lung fluid status using the cardiac component of a thoracic impedance-indicating signal
AU2008286194B2 (en) 2007-08-09 2014-05-15 Impedimed Limited Impedance measurement process
US8831716B2 (en) * 2007-09-11 2014-09-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Histogram-based thoracic impedance monitoring
EP2200692B1 (en) * 2007-09-26 2016-11-09 Medtronic, Inc. Frequency selective monitoring of physiological signals
US8380314B2 (en) 2007-09-26 2013-02-19 Medtronic, Inc. Patient directed therapy control
US8121694B2 (en) 2007-10-16 2012-02-21 Medtronic, Inc. Therapy control based on a patient movement state
US20090118626A1 (en) * 2007-11-01 2009-05-07 Transoma Medical, Inc. Calculating Respiration Parameters Using Impedance Plethysmography
WO2009078758A1 (en) * 2007-12-19 2009-06-25 St. Jude Medical Ab An implantable heart monitoring device, system and method
EP2249908B1 (en) 2008-01-25 2014-01-01 Medtronic, Inc. Sleep stage detection
US8750979B2 (en) * 2008-01-29 2014-06-10 St. Jude Medical, AB Method and implantable medical device (IMD) for monitoring permeability status of cell membranes
US9199075B1 (en) 2008-02-07 2015-12-01 Respicardia, Inc. Transvascular medical lead
US8744565B2 (en) 2008-04-30 2014-06-03 Medtronic, Inc. Multi-frequency impedance monitoring system
US20090275854A1 (en) * 2008-04-30 2009-11-05 Zielinski Todd M System and method of monitoring physiologic parameters based on complex impedance waveform morphology
WO2009154758A2 (en) 2008-06-19 2009-12-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with hemodynamic tolerability analyzer
US20090326408A1 (en) * 2008-06-30 2009-12-31 Loell Boyce Moon Providing Impedance Plethysmography Electrodes
US8249718B2 (en) * 2008-07-11 2012-08-21 Medtronic, Inc. Programming posture state-responsive therapy with nominal therapy parameters
US8504150B2 (en) 2008-07-11 2013-08-06 Medtronic, Inc. Associating therapy adjustments with posture states using a stability timer
WO2010014686A1 (en) 2008-07-30 2010-02-04 Aleva Neurotherapeutics, S.A. Apparatus and method for optimized stimulation of a neurological target
US8032212B2 (en) * 2008-09-15 2011-10-04 Pacesetter, Inc. System and method for monitoring thoracic fluid levels based on impedance using an implantable medical device
US8914101B2 (en) * 2008-10-30 2014-12-16 Medtronic, Inc. System and method to localize changes in intrathoracic fluid content using measured impedance in an implantable device
US8478402B2 (en) * 2008-10-31 2013-07-02 Medtronic, Inc. Determining intercardiac impedance
US20100113964A1 (en) * 2008-10-31 2010-05-06 Wahlstrand John D Determining intercardiac impedance
EP2604313B1 (en) 2008-11-12 2014-09-17 Ecole Polytechnique Federale de Lausanne Microfabricated neurostimulation device
US8050760B2 (en) * 2008-11-13 2011-11-01 Pacesetter, Inc. System and method for evaluating mechanical cardiac dyssynchrony based on multiple impedance vectors using an implantable medical device
WO2010056745A1 (en) 2008-11-17 2010-05-20 Minnow Medical, Inc. Selective accumulation of energy with or without knowledge of tissue topography
US9050016B2 (en) * 2009-02-10 2015-06-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for heart performance characterization and abnormality detection
KR101036053B1 (ko) * 2009-03-30 2011-05-19 주식회사 바이오스페이스 생체 임피던스 측정 장치 및 그 측정 방법
US8551096B2 (en) 2009-05-13 2013-10-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Directional delivery of energy and bioactives
US8473054B2 (en) * 2009-05-28 2013-06-25 Pacesetter, Inc. System and method for detecting pulmonary edema based on impedance measured using an implantable medical device during a lead maturation interval
US20120184866A1 (en) * 2009-09-29 2012-07-19 St. Jude Medical Ab Implantable medical device and method for multisite measurement of intracardiac impedance
JP5431110B2 (ja) * 2009-10-21 2014-03-05 知大 白石 血栓形成をモニタリングするためのシステム
WO2011050393A1 (en) 2009-10-26 2011-05-05 Impedimed Limited Fluid level indicator determination
US9770204B2 (en) 2009-11-11 2017-09-26 Medtronic, Inc. Deep brain stimulation for sleep and movement disorders
CA2778770A1 (en) 2009-11-18 2011-05-26 Chung Shing Fan Signal distribution for patient-electrode measurements
US8784323B2 (en) * 2009-11-20 2014-07-22 Pacesetter, Inc. Methods and systems that use implanted posture sensor to monitor pulmonary edema
AU2011234422B2 (en) 2010-04-01 2015-11-05 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same
JP2013523318A (ja) 2010-04-09 2013-06-17 べシックス・バスキュラー・インコーポレイテッド 組織の治療のための発電および制御の装置
IT1402105B1 (it) 2010-10-11 2013-08-28 W I N Wireless Integrated Networks R L Dispositivo indossabile per la diagnosi di patologie cardiache e/o per la rilevazione di variabili emodinamiche.
US10016607B2 (en) * 2011-02-08 2018-07-10 Pacesetter, Inc. Systems and methods for tracking stroke volume using hybrid impedance configurations employing a multi-pole implantable cardiac lead
AU2012351988B2 (en) * 2011-12-14 2017-05-04 Impedimed Limited Devices, systems and methods for determining the relative spatial change in subsurface resistivities across frequencies in tissue
US9113805B2 (en) 2013-03-04 2015-08-25 Mortara Instrument, Inc. Impedance measurement system
WO2014189770A2 (en) * 2013-05-15 2014-11-27 Zephyr Technology Corporation Two-electrode, impedance-based respiration determination
US20150038872A1 (en) * 2013-08-02 2015-02-05 The Trustees Of Dartmouth College Multiple-electrode electrical impedance sensing biopsy sampling device and method
KR101502765B1 (ko) 2013-12-23 2015-03-18 정대영 생체 정보 측정을 이용한 운동 가이드 시스템 및 방법
US11311718B2 (en) 2014-05-16 2022-04-26 Aleva Neurotherapeutics Sa Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same
CN106455985B (zh) 2014-05-16 2019-09-17 阿莱瓦神经治疗股份有限公司 与神经组织相互作用的装置及其制造和使用方法
TWI563972B (zh) * 2014-06-11 2017-01-01 國立成功大學 信號處理系統及方法與生物阻抗檢測裝置及元件
US9474894B2 (en) 2014-08-27 2016-10-25 Aleva Neurotherapeutics Deep brain stimulation lead
US9924904B2 (en) 2014-09-02 2018-03-27 Medtronic, Inc. Power-efficient chopper amplifier
WO2017167360A1 (en) * 2016-03-30 2017-10-05 Universitat Politècnica De Catalunya Systems and methods to assess infarcted myocardial tissue by measuring electrical impedance during the cardiac cycle
US10702692B2 (en) 2018-03-02 2020-07-07 Aleva Neurotherapeutics Neurostimulation device
US20240115156A1 (en) * 2020-12-11 2024-04-11 Analog Devices, Inc. Techniques for model-based lung fluid status detection

Family Cites Families (58)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3340867A (en) 1964-08-19 1967-09-12 Univ Minnesota Impedance plethysmograph
IL65581A (en) * 1982-04-22 1985-12-31 Dan Atlas Electrical measuring system particularly useful for the non-invasive examination of biological tissue
EP0216725B1 (de) 1985-09-17 1993-12-01 BIOTRONIK Mess- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin Herzschrittmacher
US5365426A (en) 1987-03-13 1994-11-15 The University Of Maryland Advanced signal processing methodology for the detection, localization and quantification of acute myocardial ischemia
US4905705A (en) 1989-03-03 1990-03-06 Research Triangle Institute Impedance cardiometer
US5358519A (en) 1989-12-06 1994-10-25 Medtronic, Inc. Muscle control and monitoring system
US5154170A (en) 1990-08-14 1992-10-13 Medtronic, Inc. Optimization for rate responsive cardiac pacemaker
DE4100568A1 (de) 1991-01-11 1992-07-16 Fehling Guido Vorrichtung zur ueberwachung eines patienten auf abstossungsreaktionen eines implantierten organs
US5199428A (en) 1991-03-22 1993-04-06 Medtronic, Inc. Implantable electrical nerve stimulator/pacemaker with ischemia for decreasing cardiac workload
US5267564A (en) 1991-06-14 1993-12-07 Siemens Pacesetter, Inc. Pacemaker lead for sensing a physiologic parameter of the body
US5282840A (en) 1992-03-26 1994-02-01 Medtronic, Inc. Multiple frequency impedance measurement system
US5454377A (en) 1993-10-08 1995-10-03 The Ohio State University Method for measuring the myocardial electrical impedance spectrum
US5824029A (en) 1994-04-28 1998-10-20 Medtronic, Inc. Implantable medical system for performing transthoracic impedance measurements associated with cardiac function
IT1272265B (it) 1994-06-06 1997-06-16 Medtronic Inc Societa Del Minn Perfezionamento nei sistemi stimolatori cardiaci
US6038469A (en) 1994-10-07 2000-03-14 Ortivus Ab Myocardial ischemia and infarction analysis and monitoring method and apparatus
US6424860B1 (en) 1994-10-07 2002-07-23 Ortivus Ab Myocardial ischemia and infarction analysis and monitoring method and apparatus
US5556421A (en) 1995-02-22 1996-09-17 Intermedics, Inc. Implantable medical device with enclosed physiological parameter sensors or telemetry link
US5807272A (en) 1995-10-31 1998-09-15 Worcester Polytechnic Institute Impedance spectroscopy system for ischemia monitoring and detection
US5814076A (en) 1996-02-09 1998-09-29 Cardiac Control Systems, Inc. Apparatus for improved cardiac pacing and sensing using extracardiac indifferent electrode configurations
US6269264B1 (en) 1996-12-13 2001-07-31 Pacesetter, Inc. Method for measuring impedance in the body
SE9700182D0 (sv) 1997-01-22 1997-01-22 Pacesetter Ab Implantable heart stimulator
SE9700181D0 (sv) 1997-01-22 1997-01-22 Pacesetter Ab Ischemia detector and heart stimulator provided with such an ischemia detector
US5876353A (en) 1997-01-31 1999-03-02 Medtronic, Inc. Impedance monitor for discerning edema through evaluation of respiratory rate
US5957861A (en) 1997-01-31 1999-09-28 Medtronic, Inc. Impedance monitor for discerning edema through evaluation of respiratory rate
SE9700427D0 (sv) 1997-02-07 1997-02-07 Pacesetter Ab Ischemia detector
SE9701121D0 (sv) 1997-03-26 1997-03-26 Pacesetter Ab Implantable heart stimulator
US5974340A (en) 1997-04-29 1999-10-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for monitoring respiratory function in heart failure patients to determine efficacy of therapy
US6070100A (en) 1997-12-15 2000-05-30 Medtronic Inc. Pacing system for optimizing cardiac output and determining heart condition
US5931858A (en) 1998-01-12 1999-08-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable device for monitoring aerobic capacity of patients
US6076015A (en) 1998-02-27 2000-06-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Rate adaptive cardiac rhythm management device using transthoracic impedance
US6141585A (en) 1998-05-08 2000-10-31 Intermedics Inc. Implantable cardiac stimulator with electrode-tissue interface characterization
US6473640B1 (en) 1999-01-25 2002-10-29 Jay Erlebacher Implantable device and method for long-term detection and monitoring of congestive heart failure
US6115628A (en) 1999-03-29 2000-09-05 Medtronic, Inc. Method and apparatus for filtering electrocardiogram (ECG) signals to remove bad cycle information and for use of physiologic signals determined from said filtered ECG signals
US6128526A (en) 1999-03-29 2000-10-03 Medtronic, Inc. Method for ischemia detection and apparatus for using same
US6278894B1 (en) 1999-06-21 2001-08-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Multi-site impedance sensor using coronary sinus/vein electrodes
US6512949B1 (en) 1999-07-12 2003-01-28 Medtronic, Inc. Implantable medical device for measuring time varying physiologic conditions especially edema and for responding thereto
US6360123B1 (en) 1999-08-24 2002-03-19 Impulse Dynamics N.V. Apparatus and method for determining a mechanical property of an organ or body cavity by impedance determination
US6277078B1 (en) 1999-11-19 2001-08-21 Remon Medical Technologies, Ltd. System and method for monitoring a parameter associated with the performance of a heart
JP2001198098A (ja) 2000-01-21 2001-07-24 Tanita Corp むくみ測定方法及びむくみ測定装置
FR2805998B1 (fr) 2000-03-07 2002-10-18 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur du type multisite comportant des moyens de mesure d'impedance intracardiaque
AU2001263108A1 (en) 2000-05-15 2001-11-26 Pacesetter, Inc. Cardiac stimulation devices and methods for measuring impedances associated withthe left side of the heart
WO2001087154A1 (en) * 2000-05-18 2001-11-22 Nuvasive, Inc. Tissue discrimination and applications in medical procedures
US6454719B1 (en) 2000-08-01 2002-09-24 Pacesetter, Inc. Apparatus and method for diagnosis of cardiac disease using a respiration monitor
US6434408B1 (en) 2000-09-29 2002-08-13 Datex-Ohmeda, Inc. Pulse oximetry method and system with improved motion correction
US20030149368A1 (en) 2000-10-24 2003-08-07 Hennemann Willard W. Method and apparatus for locating and detecting vascular plaque via impedence and conductivity measurements, and for cryogenically passivating vascular plaque and inhibiting vascular plaque progression and rupture
US6604000B2 (en) 2000-12-08 2003-08-05 Pacesetter, Inc. Method and device for responding to the detection of ischemia in cardiac tissue
US6438408B1 (en) 2000-12-28 2002-08-20 Medtronic, Inc. Implantable medical device for monitoring congestive heart failure
ITBO20010110A1 (it) 2001-03-01 2002-09-01 Tre Esse Progettazione Biomedi Procedimento e dispositivo impiantabile per la misura intrapolmonare di proprieta' fisiche del tessuto polmonare dipendenti dalla sua densit
US6684101B2 (en) 2001-04-25 2004-01-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device employing single drive, dual sense impedance measuring
US6595927B2 (en) 2001-07-23 2003-07-22 Medtronic, Inc. Method and system for diagnosing and administering therapy of pulmonary congestion
US7191000B2 (en) 2001-07-31 2007-03-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system for edema
US6937899B2 (en) 2001-08-30 2005-08-30 Medtronic, Inc. Ischemia detection
FR2829917B1 (fr) 2001-09-24 2004-06-11 Ela Medical Sa Dispositif medical actif comprenant des moyens de diagnostic du profil respiratoire
US6980851B2 (en) 2001-11-15 2005-12-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for determining changes in heart failure status
US7010344B2 (en) 2002-04-26 2006-03-07 Medtronic, Inc. Method and apparatus for delaying a ventricular tachycardia therapy
SE0202290D0 (sv) 2002-07-22 2002-07-22 St Jude Medical Monitor
US7130679B2 (en) * 2002-11-20 2006-10-31 Medtronic, Inc. Organ rejection monitoring
US7149573B2 (en) 2003-04-25 2006-12-12 Medtronic, Inc. Method and apparatus for impedance signal localizations from implanted devices

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102209492A (zh) * 2008-10-10 2011-10-05 明尼苏达大学董事会 利用生物阻抗的改良的心力衰竭监控器
US8731653B2 (en) 2008-10-10 2014-05-20 Regents Of The University Of Minnesota Monitor of heart failure using bioimpedance
CN103402579A (zh) * 2011-01-21 2013-11-20 美敦力公司 导线断裂与连接问题的诊断
CN103402579B (zh) * 2011-01-21 2016-09-28 美敦力公司 导线断裂与连接问题的诊断
CN103930021A (zh) * 2011-08-30 2014-07-16 埃斯特雷马杜拉大学 用于测量、处理和远程监测电生物阻抗的单元、模块化系统和方法
CN103230272A (zh) * 2013-04-23 2013-08-07 中国科学院电工研究所 一种用于肝病营养状态检测的方法及装置
CN103230272B (zh) * 2013-04-23 2015-03-25 中国科学院电工研究所 一种用于肝病营养状态检测的方法及装置
CN105578949A (zh) * 2013-09-26 2016-05-11 心脏起搏器股份公司 使用胸部阻抗的心力衰竭事件检测
CN105578949B (zh) * 2013-09-26 2019-01-11 心脏起搏器股份公司 使用胸部阻抗的心力衰竭事件检测
CN103976737B (zh) * 2014-05-28 2015-11-18 中山大学 一种左右肺呼吸阻抗相关性分析方法及系统
CN103976737A (zh) * 2014-05-28 2014-08-13 中山大学 一种左右肺呼吸阻抗相关性分析方法及系统
CN106156698A (zh) * 2015-03-30 2016-11-23 联想(北京)有限公司 一种信息处理方法及电子设备
CN107438399A (zh) * 2015-04-08 2017-12-05 皇家飞利浦有限公司 心血管恶化预警评分
CN107438399B (zh) * 2015-04-08 2021-07-20 皇家飞利浦有限公司 心血管恶化预警评分
CN105769192A (zh) * 2016-02-24 2016-07-20 苏州润心医疗科技有限公司 一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法
CN105769192B (zh) * 2016-02-24 2019-05-14 苏州润心医疗器械有限公司 一种冠状动脉斑块的多频三维检测方法
CN110542837A (zh) * 2018-03-23 2019-12-06 百多力两合公司 评估数据以发现电极导线中缺陷的医疗器械和方法
CN114492536A (zh) * 2022-02-15 2022-05-13 福州大学 一种肌阻抗信号分离方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP1848334A2 (en) 2007-10-31
HK1119550A1 (en) 2009-03-13
JP2008529678A (ja) 2008-08-07
EP1848334A4 (en) 2009-11-11
US7447543B2 (en) 2008-11-04
US20060184060A1 (en) 2006-08-17
CN100584270C (zh) 2010-01-27
WO2006088805A2 (en) 2006-08-24
WO2006088805A3 (en) 2007-12-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN100584270C (zh) 采用会聚生物电导线场进行阻抗测量从而实现的病理评估
US7313434B2 (en) Impedance monitoring for detecting pulmonary edema and thoracic congestion
US8731653B2 (en) Monitor of heart failure using bioimpedance
US6501983B1 (en) Implantable myocardial ischemia detection, indication and action technology
US7881781B2 (en) Thoracic impedance detection with blood resistivity compensation
US8761871B2 (en) Medical device comprising an impedance measurement means to measure visceral fat
CN103281957B (zh) 生理参数的姿势诱发变化
EA004237B1 (ru) Способ, устройство и катетер для определения в живом организме свойств крови, таких как вязкость
CN107920743A (zh) 使用可变阈值的事件检测
US20230038471A1 (en) Method and Apparatus for Monitoring a Patient
JP2016508767A (ja) 心臓再同期療法（ｃｒｔ）を最適化するためのシステム及び方法
US11147980B2 (en) Method and device for monitoring left ventricular hypertrophy and calculating defibrillation thresholds
CN108348755A (zh) 用于刺激部位选择的系统和方法
Schreiner et al. Medical instruments and devices
US20200155863A1 (en) Method and device for managing pace-assisted high voltage defibrillation shocks
Wang A Multi-Vector Admittance Measurement System for Increased Sensitivity to Right Ventricular Volume
Bronzino et al. 115.1 The Electroencephalogram
Järverud Studies of changes in volume in right ventricle with electrical bio impedance

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 1119550

Country of ref document: HK

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: GR

Ref document number: 1119550

Country of ref document: HK