CN111818966A - 植入式医疗设备的冲击检测 - Google Patents

Abstract

在一些示例中，***可被用于递送心脏治疗或心脏感测。该***可包括植入式医疗设备，其包括配置成被植入患者心脏上或心脏内的壳体、配置成将壳体附接到心脏的固定元件；以及被配置成用于产生指示植入式医疗设备的运动的信号的传感器。处理电路***可被配置成用于基于来自传感器的信号来标识壳体与另一结构(诸如心脏组织)之间的一个或多个冲击，并向用户提供该一个或多个冲击的指示。

Description

植入式医疗设备的冲击检测

本申请要求2018年3月6日提交的题为“IMPINGEMENT DETECTION FORIMPLANTABLE MEDICAL DEVICES(植入式医疗设备的冲击检测)”的美国临时专利申请序列第62/639,376号的权利，该临时专利申请的全部内容通过引用被并入。

技术领域

本公开涉及医疗设备，并且更具体地涉及被配置成用于植入在心脏上或植入在心脏内的医疗设备。

背景技术

一些类型的植入式医疗设备，诸如心脏起搏器或植入式心脏复律除颤器，监测生理状况并向患者的心脏提供治疗性电信号，诸如心动过缓起搏、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)以及心脏复律/除颤电击。医疗设备技术进步已经使得植入式设备越来越小。近期，已引入可被直接植入心脏腔室中的心脏起搏器。在一些示例中，此类起搏器可以是无引线的并且使用导管被递送进入心脏腔室中。此类小型化起搏器可被称为心内起搏设备(PD)，但是在一些示例中它们可以被心外膜地植入或心外地植入。心内PD可被配置成用于递送CRT，例如，与一个或多个其他设备一起作为***的一部分。

发明内容

取决于心内PD被植入的位置，心内PD可冲击(例如，碰撞或以其他方式机械地交互)诸如***肌、心形(cordae)、瓣膜结构或心室心内膜之类的心脏结构，或其他非心脏结构，诸如其他植入式医疗设备(IMD)、另一个IMD的部件或某些其他非解剖结构。在某些情况下，碰撞可导致PD或心脏结构的机械损伤、疤痕组织的形成或可能栓塞或阻碍血液流动的炎症赘生物(vegetation)的形成。在某些情况下，碰撞可能妨碍PD的一个或多个传感器的性能，诸如使加速度计或其他运动传感器信号变形，PD可以使用该信号来例如跟踪心脏的收缩力、患者活动或起搏在夺获心脏方面的有效性。由冲击引起的伪影可能干扰加速度计的这些使用。通常，本公开涉及检测IMD(例如，PD)与心脏组织或其他结构的冲击的技术。冲击检测通常被描述为发生在IMD植入期间发生，但可以在植入后的任何时间发生。

更具体地，该技术包括基于来自传感器的指示IMD运动的信号来检测冲击。传感器可以是位于IMD的壳体内的多轴加速度计。信号可以随着机械性心动周期而变化，并且处理电路***可以基于心动周期期间的信号特性(诸如频率超过阈值和/或正交于心脏收缩运动主要轴的运动的幅度超过阈值)来标识冲击。通过获取和分析传感器信号，处理电路***可以确定在心动周期期间在设备与其他结构之间是否发生冲击。如果发生冲击，则处理电路***可以将(多个)冲击或冲击严重性通知用户(例如IMD植入者或其他医疗专业人员)，例如，这可以支持用户基于对冲击的评估来寻找不同的植入部位。

在一个示例中，一种用于递送心脏治疗或心脏感测中的至少一项的***包括植入式医疗设备，该植入式医疗设备包括被配置成用于植入患者的心脏上或心脏内的至少一项的壳体、被配置成用于将壳体附接到心脏的至少一个固定元件，以及配置成用于产生指示植入式医疗设备的运动的信号的传感器。***进一步包括处理电路***，该处理电路***被配置成用于基于来自传感器的信号来标识壳体与另一结构之间的一个或多个冲击，并将该一个或多个冲击的指示提供给用户。

另一个示例是一种用于评估植入式医疗设备的植入的方法，该植入式医疗设备被配置成用于递送心脏治疗或心脏感测中的至少一项。方法包括由传感器产生指示植入式医疗设备的运动的信号，并基于来自传感器的信号来标识在植入式医疗设备的壳体与另一结构之间的一个或多个冲击。

其他示例包括用于评估被配置成用于递送心脏治疗或心脏感测中的至少一项的植入式医疗设备的植入的***，其中该植入式医疗设备通过固定元件附接到患者的心脏，该***包括用于通过传感器产生指示植入式医疗设备的运动的信号的装置，以及用于基于来自传感器的信号来标识在植入式医疗设备的壳体与另一结构之间的一个或多个冲击的装置。

其他示例包括计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括指令，该指令在由医疗设备***的处理电路***执行以用于评估被配置成用于递送心脏治疗或心脏感测中的至少一项的植入式医疗设备的植入(其中该植入式医疗设备通过固定元件附接到患者的心脏)时，使处理电路***通过传感器产生指示植入式医疗设备的运动的信号并基于来自传感器的信号来标识在植入式医疗设备的壳体与另一结构之间的一个或多个冲击。

其他示例包括用于递送心脏治疗或心脏感测中的至少一项的***，该***包括植入式医疗设备，该植入式医疗设备包括配置成用于用于植入患者的心脏上或心脏内的至少一个的壳体、配置成用于将壳体附接到心脏的至少一个固定元件、配置成用于产生指示植入式医疗设备的运动的信号的传感器、多个电极以及壳体内的信号发生电路***，该信号发生电路***配置成经由多个电极递送心脏起搏。***进一步包括处理电路***，该处理电路***被配置成用于标识心跳、基于来自传感器的信号来标识壳体与另一结构之间的一个或多个冲击、标识心跳期间的冲击中的一个，以及将一个或多个冲击的指示提供给用户，其中处理电路***包含壳在体内的、植入式医疗设备的处理电路***，该处理电路***被配置成用于控制由信号发生电路进行的起搏的递送，并且其中壳体被配置成用于植入心脏的左心室内。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的所附附图和说明书内详细描述的方法和***的排他的或穷尽的解释。在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。

附图说明

在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个示例的细节。通过说明书和附图以及权利要求书，本公开的其他特征、目标、以及优点将变得显而易见。

图1A是图示出根据本公开的一个或多个方面的植入有示例医疗设备***的患者的示例前视图的概念图，该示例医疗设备***包括心血管外ICD(EV-ICD)***以及植入至患者心脏腔室内的起搏设备(PD)。

图1B是图示出根据本公开的一个或多个方面的植入有图1A的示例医疗设备***的患者的示例侧视图的概念图。

图1C是图示出根据本公开的一个或多个方面的植入有图1A的示例医疗设备***的患者的示例横向视图的概念图。

图2是图示出根据本公开的一个或多个方面的植入有另一示例医疗设备***的患者的示例前视图的概念图，该另一示例医疗设备***包括被皮下或胸骨下地***患者体内的***式心脏监测(ICM)设备以及植入在患者的心脏腔室内的PD。

图3是图示出根据本公开的一个或多个方面的图2中示出的ICM设备的示例配置的概念图。

图4是图示出根据本公开的一个或多个方面的PD的示例配置的概念图。

图5是图示出根据本公开的一个或多个方面的IMD的示例配置的功能框图。

图6是图示出根据本公开的一个或多个方面的PD的示例配置的功能框图。

图7是图示出根据本公开的一个或多个方面的图1A中的外部设备的示例配置的功能框图。

图8是图示出根据本公开的一个或多个方面的***的框图，该***包括外部设备(诸如，服务器)以及经由网络耦合至IMD、PD和外部设备的一个或多个计算设备。

图9A-H图示出根据本公开的一个或多个方面的用于将IMD固定到患者组织的技术。

图10是图示出根据本公开的一个或多个方面的在监测冲击的同时将IMD附接到患者组织的示例过程的流程图。

图11是图示出根据本公开的一个或多个方面的用于基于在心脏搏动期间对运动信号的特征的评估来确定是否正在发生冲击的示例过程的流程图。

图12A是图示出根据本公开的一个或多个方面的在心脏收缩期间IMD的运动的图。

图12B是图示出根据本公开的一个或多个方面的IMD的运动的图，其中轴被变换成使得在心脏收缩期间的运动的主要轴不在图的平面内并且强调了正交于主要轴的运动。

图13A和13B是根据本公开的一个或多个方面的运动传感器数据的图，其图示出IMD的运动，包括心脏收缩期间运动的频率。

图13C和13D是根据本公开的一个或多个方面的具有经变换的轴的运动传感器数据的图，其图示出心脏收缩期间正交于主心脏收缩轴的IMD的运动。

图14是根据本公开的一个或多个方面的在心脏收缩期间IMD的运动的概念图，其图示出运动信号的示例特征。

具体实施方式

如上所述，一般而言，本公开描述了与在植入时或之后的任何时间例如，使用IMD(诸如心内PD)检测IMD的冲击有关的示例技术，。引入此类PD以及因此的对于经静脉心内引线的需求的消除提供了若干优势。例如，由于与从皮下起搏器袋经静脉地延伸到心脏中的引线相关联的感染而导致的并发症可被消除。诸如旋弄综合征(“twiddle’s syndrome)”、引线破裂、或引线到起搏器的不良连接之类的其他并发症在使用心内PD时被消除。

另一方面，PD在心脏内的位置可能冲击心脏结构。随着心脏的每次搏动，心内PD可能与诸如***肌、心形(cordae)、瓣膜结构或心室心内膜之类的结构碰撞。心内PD可以附加地或替代地与其他结构碰撞，所述其他结构可以是解剖结构也可以不是解剖结构。此类结构可包括另一个PD或其他IMD或其部件，诸如另一个PD的固定尖齿或其他固定元件，或耦合到另一个IMD的引线。在一些示例中，PD的一个或多个固定元件可能损坏，并且PD可能冲击损坏的固定元件的分离部分。

如本文中更详细地描述的，IMD(诸如PD)或包括IMD的医疗设备***的一个或多个其他部件可以检测IMD是否正在冲击另一结构。在一些示例中，可以在IMD的植入期间进行冲击的检测。在一些示例中，冲击的检测可以附加地或替代地在植入之后进行，包括例如周期性地，诸如每分钟一次、每小时一次、或每24小时一次，但是也可使用其他频率。

图1A-图1C是图示出植入在患者14体内的示例心脏医疗设备***8A的各种视图的概念图。图1A-图1C中具有相同编号的部件可被类似地配置并且可提供类似的功能。如图1A-图1C中所示的医疗设备***8A可被配置成用于执行本文关于检测IMD(诸如，PD)与另一结构(诸如，心脏组织)的冲击所描述的技术中的一个或多个。

图1A是图示出根据本公开的一个或多个方面的植入有示例医疗设备***8A的患者的示例前视图的概念图，该示例医疗设备***8A包括心血管外植入式心脏复律除颤器(ICD)***4A以及植入至患者14的心脏腔室内的起搏设备(PD)12A。PD 12A可以是例如植入式无引线起搏设备(例如，起搏器)，其经由被携载在PD 12A的壳体上的电极向心脏16A提供电信号。

相对于图1A-图1C和本文的其他地方，PD 12A通常被描述为被附接在心脏16A的腔室内。即，PD 12A在本公开的各种部分中被描述为心内起搏设备。在与本公开的各种方面一致的其他示例中，PD 12A可被附接至心脏16A的外部表面，使得PD 12A被设置在心脏16A外部，但是可以起搏期望的腔室。在一个示例中，PD 12A被附接至心脏16A的外表面，并且PD12A的一个或多个部件可与心脏16A的心外膜接触。尽管PD 12A在本文中通常被描述为用于心内植入的起搏设备，但PD 12A可替代地被配置成用于附接至心脏16A的外表面并且操作为心外起搏设备。

在一个示例中，PD 12A可被植入心脏的左心室或右心室内，以用于感测心脏的电活动、检测冲击和/或向心脏递送电刺激，PD 12A在图1A中被示意性地示出为经由刺穿组织的一个或多个固定元件(例如，尖齿、螺旋等)被附接至左心室的壁。这些固定元件可将PD12A固定到心脏组织，并保持电极(例如，阴极或阳极)与心脏组织接触。PD 12A(以及图2中的PD 12B)可被植入在心脏的心尖(apex)处或接近心脏的心尖。在其他示例中，PD可被植入在其他左心室位置处，例如，植入在游离壁或者隔膜上。

PD 12A还可包括一个或多个运动传感器(例如，加速度计、陀螺仪、或电场或磁场传感器)。如下面将更详细描述的，***8A(例如，PD12A)的处理电路***可被配置成用于根据如由一个或多个运动传感器所生成的信号所指示的PD 12A的运动而检测和/或确认心脏组织或另一结构对PD12A的冲击。心脏组织与PD 12A之间的碰撞是冲击的示例。可以指示冲击的运动信号的特征包括，例如，信号中出现高于通常与心脏收缩相关联的频率并且反而指示碰撞或其他冲击的频率，大于通常与心脏收缩相关联的速度的运动速度，或者在心脏收缩期间在不同于主要运动方向的方向上发生的比预期运动量更大。在一些示例中，指示冲击的运动信号的特征可以根据患者的姿势而变化，所述特征可以从一个或多个运动传感器导出。因此，处理电路***可以基于患者的姿势来调节运动信号或阈值或应用于运动信号的其他标准，以补偿特征的基于姿势的变化并允许有效检测各种姿势下的冲击。

在PD 12A被植入在心脏16的心尖处或植入在心脏16的心尖附近的示例中，运动传感器可被对应地定位在该心尖处或该心尖附近。由于PD 12A包括被携载在PD 12A的外部壳体上的两个或更多个电极，因此不需要其他引线或结构驻留在心脏16的其他腔室中。然而，在其他示例中，医疗设备***8A可包括在心脏16的相应腔室(例如，左心房、右心房)内的额外的PD，或通过引线被耦合至在心脏的此类腔室中的电极的额外的PD。

ICD***4A包括ICD 10A，该ICD 10A被连接至至少一个植入式心脏除颤引线18A(下文称为“除颤引线18A”)。ICD 10A被配置成用于响应于检测到心房纤颤或心室纤颤，而向患者14的心脏16A递送高能量心脏复律电击或除颤电击。当满足纤颤检测标准时，心脏复律电击通常与检测到的R波同步被递送。当满足纤颤标准并且R-波不能从由ICD 10A感知到的信号中被辨别出时，通常递送除颤电击。

图1A的ICD 10A可被皮下地或肌下地植入在患者14的左侧上、在胸腔上方。图1C是图示出根据本公开的一个或多个方面的植入有图1A的示例医疗设备***的患者的示例横向视图的概念图。图1A的除颤引线18A可以被至少部分地植入图1A中的胸骨下位置中，例如在胸腔和/或胸骨22与心脏之间。在一个此类配置中，除颤引线18A的近侧部分从ICD 10A向着胸骨皮下地延伸，并且引线18A的远侧部分在前纵膈36中在胸骨22下面或下方延伸(见图1C)。前纵隔36由胸膜39(见图1C)侧向地、由心包后向地并且由胸骨22前向地界定。在一些情况下，前纵隔36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔36包括一定量的疏松***(诸如蜂窝组织)、一些***、淋巴腺、胸骨下肌肉组织(例如，胸横肌)、胸腔内动脉的分支、以及胸腔内静脉。在一个示例中，除颤引线18A的远侧部分基本上在前纵隔36的疏松***和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。除颤引线18A可被至少部分地植入在其他胸内位置中，例如其他非血管、心包外的位置，包括围绕心包或心脏16A的其他部分的周边且毗邻于但不附接至心包或心脏16A的其他部分且不在胸骨22或胸廓上方的间隙、组织或其他解剖特征。

在其他示例中，除颤引线18A可以被植入在其他心血管外位置处。例如，除颤引线18A可以在胸腔上方从ICD 10A朝向患者14的躯干中心皮下地延伸，在躯干的中心附近弯曲或转弯，并在胸腔和/或胸骨22上方皮下地向上延伸，与图1A中所示的类似。除颤引线18A可侧向地偏移至胸骨22的左侧或右侧或位于胸骨22之上。除颤引线18A可基本上平行于胸骨22延伸，或在近侧端或远侧端处自胸骨22侧向成角度。在另一示例中，除颤引线18A和/或起搏引线或感测引线可被植入在心脏16A的心包囊内、植入在心脏16A的心包膜内、相对于心脏16A心外膜地植入、或在另一位置处植入。

图1A的除颤引线18A可包括绝缘的引线体，该绝缘的引线体具有包括被配置成连接至ICD 10A的连接器的近侧端，以及包括一个或多个电极的远侧部分。除颤引线18A还可包括一个或多个导体，该一个或多个导体在引线体内形成导电路径，并使电连接器与多个电极中的相应的数个电极互相连接。

图1A的除颤引线18A包括除颤电极，在示出的示例中，该除颤电极包括两个部分或分段20A和20B。分段20A和20B在本文被合称为(或替代地称为)“除颤电极20”。图1A的除颤电极20朝向除颤引线18A的远侧部分定位，例如，朝向除颤引线18A沿着患者14的胸骨22延伸的部分定位。图1A的除颤引线18A被放置在胸骨22下方和/或沿着胸骨22放置，使得在除颤电极20A或20B与由ICD 10A形成的或在ICD 10A上的壳体电极(或治疗向量的其他第二电极)之间的治疗向量基本上横跨心脏16A的心室。在一个示例中，治疗向量可被视为自除颤电极20上的点(例如，除颤电极部分20A或20B中的一个的中心)延伸至ICD 10A的壳体电极上的点的线。在一个示例中，图1A的除颤电极20中的每一个可以是细长线圈电极。在一些示例中，除颤引线可包括多于或少于除颤引线18A的所示示例中的两个除颤电极20，诸如单个线圈除颤电极20。

图1B是图示出根据本公开的一个或多个方面的植入有图1A的示例医疗设备***的患者的示例侧视图的概念图。除颤引线18A还可包括沿着除颤引线18A的远侧部分定位的一个或多个感测电极，诸如感测电极22A和感测电极22B。在图1A和图1B中示出的示例中，感测电极22A和22B通过除颤电极20A彼此分离。然而，在其他示例中，感测电极22A和22B两者都可在除颤电极20的远侧或者两者都在除颤电极20的近侧。在其他示例中，除颤引线18A可在除颤电极20的近侧和/或远侧的各种位置处包括更多或更少数量的电极。在这些和/或其他示例中，ICD 10A可以包括在另一引线(图1A-图1C中未示出)上的一个或多个电极。

ICD***4A可经由包括电极22A和22B以及ICD 10A的壳体电极的多个组合的一个或多个感测向量来感测电信号。例如，ICD 10A可获得使用感测电极22A和感测电极22B之间的感测向量感知到的电信号，获得使用感测电极22B与ICD 10A的导电壳体电极之间的感测向量感知到的电信号，获得使用感测电极22A与ICD 10A的导电壳体电极之间的感测向量感知到的电信号，或者获得使用它们的组合感知到的电信号。在一些情况下，ICD 10A可以使用感测向量来感测心脏电信号，该感测向量包括除颤电极部分20A和20B中的一个以及感测电极22A和22B中的一个或ICD 10A的壳体电极。

感知到的固有电信号包括由心肌生成的并且指示心脏16A在心动周期期间的各个时间处的去极化和复极化的电信号。感知到的电信号还可包括由PD 12A生成并且递送到心脏16A的电信号(例如，起搏脉冲)。ICD 10A分析由一个或多个感测向量感知到的电信号，以检测快速性心律失常，诸如，房性心动过速、心房纤颤、室性心动过速或心室纤颤。响应于检测到快速性心律失常(例如，心室纤颤)，ICD 10A可开始对存储元件(诸如，具有一个或多个电容器的组)充电。在确定存储元件已经充分充电时，如果ICD 10A确定仍存在快速性心律失常，则ICD 10A可经由除颤引线18A的除颤电极20向心脏16A的某个或某些腔室递送一个或多个除颤脉冲。

在图1A的示例中，PD 12A被植入心脏16A的左心室内，以向左心室提供例如用于CRT的起搏脉冲。虽然作为示例而被示出为被植入在左心室内，但是将理解的是，PD 12A也可被植入在不同的位置处。例如，PD 12A可被心外膜地植入。即，根据心外膜植入，PD 12A可被定位在心脏16A的外部，并且可经由一个或多个引线被连接至心脏16A的左心室或以无引线的方式被连接至心脏16A的左心室。在其他示例中，PD 12A或其他PD可被植入在心脏16A的其他腔室内或被植入在心脏16A的其他腔室外部。

PD 12A可被构造为具有适合置于心脏16A的左心室的可用体积内的尺寸，并且可例如在心尖处或心尖附近附接至心脏16A的左心室的壁。PD12A的较小的大小也可降低心脏16A中血栓形成的风险。在一些示例中，PD12A可利用ICD 10A的心脏电描记图(EGM)感测能力，并且因此可不包括EGM感测电路***。由此，与针对电心脏事件执行常规EGM感测的场景相比，PD 12A可利用较小容量电池。

例如，ICD 10A可被配置成用于感测心脏16A的电活动(诸如，心房去极化或P波)以及确定PD 12A应当何时向心脏16A的左心室递送一个或多个起搏信号(例如，脉冲)。ICD10A可随后向PD 12A发射控制信号以提供与要被递送的起搏脉冲相关联的计时信息。可基于一个或多个存储的A-V或V-V间期确定该计时信息，而该一个或多个存储的A-V或V-V间期可由例如ICD 10A和/或PD 12A的处理电路***确定，如上文所描述的。在从ICD 10A接收到控制信号时，PD 12A可根据由接收到的控制信号指示的计时信息来递送起搏信号或脉冲。ICD 10A以及PD 12A可使用传输时间表以及通信时间表来进行操作，以限制PD 12A以通电状态操作接收控制信号的通信电路***的时间量。

在一些示例中，ICD 10A还可使用除颤引线18A的感测电极22A和/或22B提供起搏信号作为心脏治疗的一部分。在其他示例中，ICD 10A可被耦合至携载相应电极的一个或多个心内引线，该相应电极被配置成被设置在心脏16A的右心房以及右心室内并且经由这些心内引线与PD 12A一同递送起搏脉冲作为心脏治疗的一部分。在其他示例中，可将与PD12A类似的额外PD设置在心脏16A的右心房和/或右心室内。可由ICM 10A类似地控制被放置在心脏16A的右心房和/或右心室内的任何一个或多个PD。替代地，在右心房和/或右心室中的一个或两个PD可向被设置在心脏16A的左心室中的PD 12A提供控制信号。

在另一示例中，植入左心室中的PD 12A和/或植入右心室或其他心脏腔室中的PD可被配置成用于心脏感测、向心脏16A递送其他起搏治疗，诸如心动过缓起搏治疗、抗心动过速起搏(ATP)和/或电击后起搏，和/或检测自身或其他IMD与心脏16A或另一结构之间的冲击。例如，PD 12A或植入在右心室中或右心室上的PD可递送A-V同步心动过缓起搏治疗，该A-V同步心动过缓起搏治疗根据本文描述的技术基于从ICD 10A接收到的控制信号相对于心房去极化而被定时。

再次地，在一些示例中，PD 12A不包括EGM感测电路***。在其他示例中，PD 12A可能够使用携载在PD 12A的壳体上的电极感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成的并且指示心脏16A在心动周期期间的各个时间处的去极化(例如，心室去极化或R波，或者心房去极化或P波)和复极化(例如，心室复极化或T波)的电信号。PD 12A可分析感知到的电信号，以检测快速性心律失常，诸如室性心动过速或心室纤颤、缓慢型心律失常、或者甚至电击。响应于检测到这些状况，PD 12A可例如取决于心律失常或电击的类型，在具有或没有来自另一设备的信息的情况下开始递送心动过缓起搏治疗、ATP或电击后起搏。在一些示例中，PD 12A可响应于未能检测到来自ICM 10A的控制信号达一预先确定的时段或在预先确定的数量的通信窗口内未能检测到来自ICM 10A的控制信号而仅检测心律失常。

尽管图1A-图1C是在胸骨下ICD***4A以及PD 12A的情境中示出并且描述的，但是根据本公开的一个或多个方面的技术可适用于其他医疗设备***。在图2中示出并且在下文相对于图2进一步详细地讨论了另一医疗设备***8的一个示例，该另一医疗设备***8可实现本公开的技术。在另一示例中，替代于血管外ICD(EV-ICD)***，被耦合至心室心内引线的皮下或肌肉下起搏设备可被植入患者体内。以此方式，起搏设备可经由心内引线向心脏16A的右心室提供起搏脉冲，并且控制PD 12A向心脏16A的左心室提供起搏脉冲。在另一示例中，耦合至携载电极的心室心内引线的皮下或肌下起搏设备可被耦合至运动传感器，例如，通过该引线、另一引线或无线地耦合至该运动传感器，并且可实现本公开的用于评估收缩以确定在心脏治疗期间是否正在发生冲击的技术。由此，在一些示例中，传感器可被包括作为心内膜引线(诸如，左心内膜引线)的一部分。图1A-图1C以及图2中的示例仅出于说明性目的，并且不应以任何方式被认为是对本文所描述的技术的限制。

外部设备24可被配置成用于与ICD 10A和/或PD 12A通信。在外部设备24仅与ICD10A或PD 12A中的一个通信的示例中，非通信设备可以从与外部设备24通信的设备接收指令或向与外部设备24通信的设备发射数据。在一些示例中，外部设备24可包括手持计算设备、计算机工作台或联网计算设备中的一个或多个，是手持计算设备、计算机工作台或联网计算设备中的一个或多个，或者是手持计算设备、计算机工作台或联网计算设备中的一个或多个的一部分。外部设备24可包括用户界面，该用户界面被配置成用于或以其他方式可操作以用于接收来自用户的输出。在其他示例中，外部设备24可诸如经由联网计算设备处理被远程地中继的用户交互。外部设备24可处理用户交互以使得用户能够与PD 12A和/或ICD 10A通信。例如，外部设备24可处理用户输入以：发送询问请求以及检取治疗递送数据；更新限定治疗的治疗参数；管理PD 12A和/或ICD 10A之间的通信；或执行相对于PD 12A和/或ICD10A的任何其他活动。虽然用户通常是医师、技术人员、外科医生、电生理学家、临床医生或其他医务人员，但在一些示例中用户可以是患者14。

外部设备24也可允许用户限定PD 12A和/或ICD 10A如何感测电信号(例如，EGM)、检测心律失常(例如，快速性心律失常)、递送治疗(例如，CRT)、以及与心脏医疗设备***8A的其他设备通信。外部设备24也可允许用户限定PD 12A和***8A如何检测心脏组织对PD12A的冲击。例如，外部设备24可被用于改变快速性心律失常检测参数或冲击检测参数，诸如阈值或其他检测标准。

冲击检测参数可以由***8A(例如ICD 10A，PD 12A和/或外部设备24)的处理电路***使用，以在满足一个或多个标准的心动周期期间基于信号的一个或多个特性来标识冲击。满足标准的特性可包括，例如，频率超过阈值和/或与心脏收缩运动的主要轴正交的运动幅度超过阈值，如将在本文中更详细地描述的。外部设备24还可允许用户编程用于心脏治疗的A-V和/或V-V间期。例如，外部设备24A可允许用户选择A-V间期，并且编程ICD 10A以触发PD 12A基于所选择的A-V间期在检测到的P波之后的某个时间处递送心室起搏脉冲，或编程PD 12A以基于所选择的A-V间期在来自ICD 10A的触发信号之后的某个时间处递送心室起搏脉冲。

外部设备24可以采取用于ICD 10A和PD 12A之一或两者的外部编程设备的形式。在一些示例中，外部设备24可以附加地或替代地包括用于全部或部分地执行本公开的冲击检测技术的处理电路***，和/或包括能够向用户指示冲击或冲击程度的用户界面。在一些示例中，外部设备24可以在PD 12A的植入期间(例如，在操作室或手术室中)存在，并且在PD12A的植入期间(向例如，正在植入的临床医生)提供冲击的指示。

外部设备24可经由无线通信使用本领域中已知的任何技术与PD12A和/或ICD***4A通信。通信技术的示例可包括例如：专有以及非专有射频(RF)遥测、感应遥测、声学、以及组织传导通信(TCC)，但是还可设想其他技术。在TCC期间，电流被驱动通过发射设备的两个或更多个电极之间的组织。电信号传播并且可以通过测量在接收设备的两个电极之间生成的电压来在一距离处被检测。

在一些示例中，PD 12A和ICD 10A可以进行通信以促进对冲击的适当检测、对心律失常的适当检测和/或起搏治疗的适当递送。通信可以包括单向通信，其中一个设备被配置成用于发射通信消息，而另一个设备被配置成用于根据相应的时间表接收那些消息。通信可以替代地包括双向通信，其中每个设备被配置成传输和接收通信消息。PD 12A以及ICD10A两者均可被配置为在单向通信模式与双向通信模式之间切换。通信可经由TCC或其他通信信号，例如，RF通信信号。

图2是示出了根据本公开的一个或多个方面的植入有另一示例医疗设备***8B的患者14的示例前视图的概念图，该另一示例医疗设备***8B包括被皮下或胸骨下地***患者体内的***式心脏监测(ICM)设备10B以及植入患者14心外膜或心脏腔室内的PD 12B。图2中示出的具有与图1A-图1C的部件相同编号的部件可被类似地配置，并且可提供与图1A-图1C中示出的具有类似编号的部件的功能相似的功能。图2的医疗设备***8B可利用ICM10B或PD 12B的心脏信号感测能力，来收集、测量以及存储各种形式的诊断数据(包括生成任何对应的报告或警报的诊断数据)。在某些情况下，ICM10B或PD 12B可以直接分析收集的诊断数据并生成任何对应的报告或警报。然而，在一些情况下，ICM 10B或PD 12B可向外部设备24发送诊断数据。在一些示例中，ICM 10B可以采用可从爱尔兰都柏林的美敦力有限公司获得的Reveal LINQ^TM ICM的形式。

图1A-图1C的医疗设备***8A以及图2的医疗设备***8B可各自被配置为根据本公开的技术检测和指示冲击。由此，本公开的冲击检测和报告技术在下文被描述为通常由“医疗设备***8”和/或“PD 12”执行，但是将理解的是描述的技术可由图1A-图1C或图2中示出的相应对应的***/设备执行。

医疗设备***8和/或其部件可被配置成用于检测心脏16的活动，并且基于存储的间期(例如，A-V或V-V间期)以与同此类活动的计时关系来递送起搏治疗。如上文描述的，在各种示例中，IMD 10可表示不同类型的心脏监测设备(在一些情况下为治疗设备)，该不同类型的心脏监测设备可被植入在患者14的胸骨下、皮下或身体的其他位置。在这些实现中的任一个，IMD 10包括接口硬件和感测电路***，该感测电路***感测根据心脏16的心动周期变化的心脏信号。例如，IMD 10的感测电路***可基于心动周期期间信号的特征来检测心房和/或心室激活事件。IMD 10可以向PD 12提供指示，使得PD 12响应于IMD检测到激活事件而在事件之后以A-V或V-V间期递送心室起搏。

根据本公开的技术，PD 12内的运动传感器或耦合至PD 12的运动传感器(例如，三维加速度计)可生成指示PD 12的运动(包括PD 12与心脏或其他结构的冲击)的信号。根据本公开的技术，例如，PD 12、IMD 10、外部设备24和/或本文所述的任何设备的处理电路***可以基于心动周期期间运动信号的特征来标识冲击，该特征例如，在心动周期期间与心内PD 12的非冲击运动无关。通常，希望减少医疗设备***8A和8B之间的，尤其是PD 12与其他结构之间的冲击。

处理电路***也可基于所检测的冲击(例如，是否检测到冲击或表现冲击的搏动的数量)来生成诊断信息，可向用户报告该诊断信息。诊断信息可包括指示冲击的量(例如，PD具有可接受或不可接受的冲击程度的搏动的百分比)的一个或多个度量的值。向用户指示冲击可包括二进制指示，指示是否在当前植入位置处发生了冲击、或者冲击的量(诸如上述数字或百分比)或者冲击程度(例如，高、中或低)，可以用颜色、文本、其他图形或声音指示并基于上述数字或百分比确定。可以经由用户界面(诸如外部设备14或另一计算设备)提供冲击的指示。作出植入的临床医生可以基于冲击的指示来植入PD 12和/或改变PD 12的植入位置。

图3是示出了图2中示出的ICM 10B的示例配置的概念图。在图3中所示的示例中，ICM 10B可被实现为具有壳体32、近侧电极34以及远侧电极36的监测设备。壳体32可进一步包括第一主表面38、第二主表面40、近侧端42以及远侧端44。壳体32封围位于ICM 10B内侧的电子电路***，并保护被包含在其中的电路***免受体液的影响。电馈通件提供电极34和36的电连接。

在图3中示出的示例中，ICM 10B可由长度L、宽度W以及厚度或深度D限定，并且是以细长矩形棱柱的形式，其中长度L远大于宽度W，而宽度W进而大于深度D。在一个示例中，ICM 10B的几何形状(宽度W大于深度D)被选择以允许使用微创手术将ICM 10B***患者皮肤下方并在***期间将ICM 10B保持在期望的取向中。例如，图3中所示的设备包括沿着纵轴的径向不对称(尤其是，矩形形状)，该径向不对称在***之后使设备维持在合适的取向上。例如，在一个示例中，近侧电极34与远侧电极36之间的间隔可以在从30毫米(mm)至55mm的范围内、35mm至55mm的范围内、以及从40mm至55mm的范围内，并且可以在从25mm至60mm的任何范围内或是在从25mm至60mm的单个间隔。

另外，ICM 10B可以具有从30mm至约70mm的范围内的长度L。在其他示例中，长度L可以在从40mm到60mm的范围内、45mm到60mm的范围内，并且可以是在大约30mm到大约70mm之间的任何长度或长度范围。另外，主表面38的宽度W可以在3mm至10mm的范围内，并且可以是3mm至10mm之间的任何单个宽度或宽度范围。ICM 10B的深度D的厚度可在2mm到9mm的范围内。在其他示例中，ICM 10B的深度D可以在2mm到5mm的范围内，并且可以是从2mm到9mm的任一单个深度或深度范围。

此外，根据本公开的示例的ICM 10B具有为容易植入和患者舒适所设计的几何形状和大小。本公开中描述的ICM 10B的示例可具有3立方厘米(cm)或更小的体积、1.5立方厘米或更小的体积、或3到1.5立方厘米之间的任何体积。此外，在图3中所示的示例中，近侧端42与远侧端44为圆形的，用于一旦被***在患者的皮肤下面就减少不适和对周围组织的刺激。在一些示例中，如例如在美国专利公开第2014/0276928号中描述地配置ICM 10B(包括用于***ICM 10B的仪器和方法)，该美国专利公开题为“SUBCUTANEOUSDELIVERY TOOL(皮下递送工具)”并且于2014年9月18日公开。授予Vanderpool等人的美国专利公开第2014/0276928号通过引用以其整体包含在此。在一些示例中，如例如在美国专利公开第2016/0310031号中描述地配置ICM 10B，该美国专利公开题为“METHOD AND APPARATUSFORDETERMINING A PREMATURE VENTRICULAR CONTRACTION IN AMEDICAL MONITORINGDEVICE(用于在医疗监测设备中确定室性早搏的方法和装置)”并且于2016年10月27日公开。授予Sarkar等人的美国专利公开第2016/0310031号通过引用以其整体包含在此。

在图3中所示的示例中，一旦被***到患者体内，第一主表面38就面向外、朝向患者的皮肤，同时第二主表面40与第一主表面38相对地定位。因此，第一和第二主表面可以面向沿着患者14A的矢状轴的方向(例如，见图2)，并且由于ICM 10B的尺寸，因此可以在植入后始终实现这种取向。额外地，加速度计或加速度计的轴线可以被定向成沿着矢状轴。

近侧电极34和远侧电极36用于在胸腔内或胸腔外(其可以是肌肉下地或皮下地)感测心脏信号，例如，心脏EGM信号。EGM信号可被存储在ICM 10B的存储器中，并且EGM数据可经由集成的天线52被发射到另一医疗设备，该另一医疗设备可以是另一植入式设备或外部设备，诸如，外部设备14A。在一些示例中，电极34和36可额外地或替代地用于感测来自任何植入位置的感兴趣的任何生物电势信号，该任何生物电势信号可以是例如任何EGM、脑电图(EEG)、肌电图(EMG)、或神经信号。

在图3中所示的示例中，近侧电极34靠近近侧端42，并且远侧电极36靠近远侧端44。在该示例中，远侧电极36不限于平坦、面向外的表面。远侧电极36可从第一主表面38围绕圆形边缘46和/或端面48延伸，并且延伸至第二主表面40上，使得电极36具有三维弯曲的构造。在图3中所示的示例中，近侧电极34位于第一主表面38上并且大体上是平坦、面向外的。然而，在其他示例中，近侧电极34可利用相对于图3中的远侧电极36示出的三维弯曲的构造，从而提供了三维近侧电极。在另其他示例中，远侧电极36可利用与图3中相对于近侧电极34所示相似的位于第一主表面38上的大体平坦、面向外的电极。

各种电极配置允许其中近侧电极34和远侧电极36位于第一主表面38和第二主表面40两者上的配置。在其他配置中，诸如图3中示出的配置，近侧电极34或远侧电极36中的仅一个被定位在主表面38和40两者上。在又其他配置中，近侧电极34和远侧电极36两者被定位在第一主表面38或第二主表面40中的一个上(即，近侧电极34可被定位在第一主表面38上而远侧电极36可被定位在第二主表面40上)。在另一示例中，ICM 10B可包括在主表面38和40两者上在该设备的近侧端和远侧端处或附近的电极，使得总共四个电极被包括在ICM 10B上。电极34和36可由多种不同类型的生物相容的导电材料(例如，不锈钢、钛、铂、铱、或者它们的合金)形成，并且可利用一种或多种涂料，诸如，氮化钛或分形(fractal)氮化钛。

在图3中所示的示例中，近侧端42包括头部组件50，该头部组件50包括以下项中的一个或多个：近侧电极34、集成天线52、抗迁移突出部(projection)54、和/或缝合(suture)孔56。集成天线52位于与近侧电极34相同的主表面(即，第一主表面38)上，并且也被包括作为头部组件50的一部分。集成天线52允许ICM 10B发射和/或接收数据。在其他示例中，集成天线52可被形成在与近侧电极34相对的主表面上，或可被并入到ICM 10B的壳体32内。在图3中所示的示例中，抗迁移突出部54被定位成邻近集成天线52，并且从第一主表面38突出开来，以防止该设备的纵向移动。在图3中所示的示例中，抗迁移突出部54包括从第一主表面38延伸离开的多个(例如，9个)小***物(bump)或突出物(protrusion)。

如上文所讨论的，在其他示例中，抗迁移突出部54可位于与近侧电极34和/或集成天线52相对的主表面上。此外，在图3中所示的示例中，头部组件50包括缝合孔56，该缝合孔56提供将ICM 10B固定到患者以防止***之后的移动的另一方式。在所示的示例中，缝合孔56被定位成邻近近侧电极34。在一个示例中，头部组件50是由聚合材料或塑料材料制成的模制的头部组件，其可以被集成到ICM 10B的主要部分或者与ICM 10B的主要部分分开。

图4是示出了可对应于图1A的PD 12A或图2的PD 12B中的一个或两者的示例PD 12的概念图。此外，PD 12可以对应于图11A-图11H中的IMD 240。如图4中所示的，PD 12包括外壳50、盖部58、电极60、电极52、固定机制62、凸缘54、以及开口56。外壳50和盖部58可以一起被认为是PD12的壳体。以此方式，外壳50和盖部58可以封围并保护PD 12内的各种电部件。外壳50可以基本上封围所有的电部件，并且盖部58可以密封外壳50并且创建PD 12的气密密封壳体。虽然PD 12通常被描述为包括一个或多个电极，但是PD 12通常可包括至少两个电极(例如，电极52和60)以用于递送电信号(例如，诸如CRT之类的治疗)和/或提供至少一个感测向量。电极52和60被携载在由外壳50和盖部58创建的壳体上。以此方式，电极52和60可以被认为是无引线电极。

在图4的示例中，电极60被设置在盖部58的外表面上。电极60可以是被定位成在植入时接触心脏组织的圆形电极。电极52可以是设置在外壳50的外表面上的环形电极或圆柱形电极。外壳50和盖部58两者可以电绝缘。电极60可以用作阴极，并且电极52可以用作阳极(或者反之亦然)，以用于递送适当的心脏治疗(CRT、心动过缓起搏、ATP、电击后起搏等)。然而，电极52和60可被用于任何刺激配置中。此外，电极52和60可被用于检测来自心肌的固有电信号。在其他示例中，PD 12可包括三个或更多个电极，其中每一个电极可递送治疗和/或检测固有信号。由PD 12递送的CRT和其他起搏对于患者14而言可能是“无痛的”，或者甚至患者14无法察觉到该CRT，因为与替代设备相比较，电刺激在离心肌非常近的地方或在心肌处并且以相对低的能量水平发生。

固定机制62可以将PD 12附接到心脏组织。固定机制62可以是主动固定尖齿、螺钉、钳子、粘合构件、或将设备附接至组织的任何其他类型。如图4的示例中所示的，固定机制62可以由保持预成型的形状的记忆材料来构造。在植入期间，固定机制62可以向前挠曲以刺穿组织并且被允许朝向外壳50向后挠曲。以此方式，固定机制62可以被嵌入在目标组织内。

凸缘54可以设置在外壳50的一端上，以使得能够拴系或取出PD 12。例如，缝合线或其他设备可以围绕凸缘54和/或通过开口56***并且附接至组织。以此方式，凸缘54可以提供次级(secondary)附接结构，以用于在固定机制62失效的情况下将PD 12拴系或保持在心脏16内。一旦PD 12需要从患者14体内被移出(或移除)(如果这种动作被认为是必要的话)，则凸缘54和/或开口56还可以被用于取出PD 12。

在另一示例中，PD 12可以被配置成植入心脏16外部，例如，接近或附接到心脏16的心外膜。由PD 12的壳体携载的电极可被放置成与心外膜接触并且/或者一个或多个电极被放置成在足以提供冲击的指示的多个位置处与心外膜接触。在任何示例中，IMD 10可与植入心脏16内部或外部的一个或多个无引线或有引线设备通信。

图5是根据本公开的一个或多个方面配置的IMD 10的示例配置的框图。在各种使用案例场景中，图5的IMD 10可表示图1A-图1C的ICD 10A的示例或图2的ICM 10B的示例。IMD 10包括两个或更多个电极71A-N(合称为“电极71”)，所述两个或更多个电极71A-N可对应于除颤电极20(图1A-图1C)、感测电极22(图1A-图1C)、ICD 10A的一个或多个壳体电极(图1A-图1C)、或电极34和36(图3)。

IMD 10可包括用于控制感测电路***76、通信电路***78、(可选地)开关电路***72、存储器82、以及(可选地)治疗发生电路***80的处理电路***70。在图5中，使用虚线边界示出了开关电路***72和治疗发生电路***80的可选性质，以指示可选方面。作为一个示例，治疗发生电路***80被指示为可选的，因为被配置作为ICM的IMD的一些实施例不递送治疗。开关电路***72可以包括一个或多个开关，诸如，金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)或双极晶体管。处理电路***70可控制开关电路***72来将电极71的所选择的群组连接至感测电路***76以感测一个或多个生理电信号。

感测电路***76被配置成用于从两个或更多个电极71的所选择的组合接收心脏电信号，以及感测伴随心脏组织的去极化和复极化的心脏事件。感测电路***76可包括一个或多个感测通道，其中每一个感测通道可被选择性地耦合至电极71的相应组合以检测心脏16的特定腔室的电活动，该一个或多个感测通道例如一个或多个心房和/或心室感测通道。每一个感测通道可以被配置成对从被耦合至相应感测通道的所选择的电极接收到的心脏电信号进行放大、滤波和整流，以检测心脏事件，例如，P波和R波。例如，每一个感测通道可以包括一个或多个滤波器和放大器，以用于对从所选择的一对电极接收的信号进行滤波和放大。得到的心脏电信号可以被传递到心脏事件检测电路***，该心脏事件检测电路***在心脏电信号越过感测阈值时检测到心脏事件。心脏事件检测电路***可以包括整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。感测电路***76可响应于在感兴趣的腔室中感测到心脏事件(例如，P波或R波)而向处理电路***70输出指示。以此方式，处理电路***70可接收与检测到的P波和R波的发生对应的检测到的心脏事件信号。检测到的R波的指示可由处理电路***70使用以用于检测室性心律失常发作，并且检测到的P波的指示可由处理电路***70使用以用于检测房性心律失常发作。感测电路***76还可以将一个或多个数字化EGM信号传递到处理电路***70以用于分析，例如用于心律辨别以及形态分析。

通信电路***78可包括用于生成和调制以及在一些情况下用于接收和解调制持续和/或脉动通信波形的电路***。通信电路***78可被配置成用于以下中的一个或两者：经由天线(未示出)发射和/或接收RF信号、或经由电极71发射和/或接收TCC信号。尽管在图5中未示出，但是通信电路***78可经由开关电路***72被耦合至所选择的两个或更多个电极71以用于TCC。

在一些示例中，处理电路***70可控制开关电路***72将电极71连接到治疗发生电路******80，以向心脏递送治疗脉冲，诸如起搏、心脏复律或除颤脉冲。治疗发生电路***80可被电耦合至电极71，并且可被配置成用于生成电治疗并且经由电极71的所选择的组合向心脏16递送电治疗。治疗发生电路***80可包括充电电路***，以及一个或多个充电存储设备，诸如一个或多个高压电容器和/或一个或多个低压电容器。开关电路***72可控制一个或多个电容器何时向电极71的所选择的组合放电。治疗发生电路***80和/或处理电路***70可以控制治疗脉冲的频率、振幅和其他特性。当开关电路***72将治疗发生电路***80连接到电极71时，治疗发生电路***80可将治疗脉冲递送到电极71。

处理电路***70可以通过将控制信号发送到开关电路***72中的一个或多个开关的控制端子来控制开关电路***72。控制信号可以控制开关电路***72的开关是否在开关的负载端子之间导电。如果开关电路***72包括MOSFET开关，则控制端子可以包括栅极端子，并且负载端子可以包括漏极端子和源极端子。

处理电路***70可包括各种类型的硬件，包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效集成或分立逻辑电路***，以及此类部件的任何组合。术语“处理电路***”通常可单独地或与其他逻辑电路***或任何其他等效电路***组合地指代前述的逻辑电路***中的任一种。处理电路***70表示硬件，该硬件可被配置成用于实现阐述本文描述的算法中的一个或多个的固件和/或软件。存储器82包括计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理电路***70执行时，致使IMD 10和处理电路***70执行归属于本文的IMD10和处理电路***70的各种功能。存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或任何其他数字介质。

在一些示例中，处理电路***70接收来自感测电路***76的P波或其他心房事件(或R波或其他心室事件)的发生的指示，或通过使用本领域已知的各种技术中的任一种处理从感测电路***接收到的远场EGM信号来标识P波或其他心房事件的发生。响应于心房或心室事件，处理电路***70可控制通信电路***78向心内PD 12发射信号。该信号使得心内PD 12在计时间期(诸如，A-V或V-V间期)期满之前在不存在固有心室去极化的情况下递送用于心脏治疗的心室起搏脉冲。如上文描述的，IMD 10和心内PD 12中的一个或两者可存储可调整的计时间期，该可调整的计时间期基于A-V间期或V-V间期控制CRT的递送。IMD 10可在存储器82中存储此类间期。

在一些示例中，IMD 10的处理电路***70可以从心内PD 12的传感器接收运动信号。心内PD 12的运动传感器可被配置成用于生成指示PD 12的运动的信号，例如，PD 12的壳体的运动，包括PD 12的冲击。处理电路***70可以根据本文所述的技术，基于来自传感器的指示PD 12的运动的信号特征来检测PD 12的冲击。处理电路***70可以标识在心脏收缩期间信号的一个或多个特征，基于一个或多个特征来确定心脏收缩期间的运动是否指示冲击。

处理电路***70可以附加地或替代地从PD 12的传感器接收指示心脏的机械活动的运动信号。处理电路***70可以基于运动信号中指示的心脏收缩的特征来确定收缩是否融合。基于对收缩的该评估，处理电路***70可控制存储在存储器82中的计时间期，例如，由处理电路***使用以用于确定何时向PD 12发射信号或何时指令PD递送心室起搏脉冲的计时间期。处理电路***70可经由通信电路***78向心内PD 12发射信号，以调整由心内PD使用的计时间期。在以下专利申请中描述了基于评估心脏收缩来调节治疗间期的技术：例如，2018年1月10日提交的题为“ADAPTIVE CARDIAC RESYNCHRONIZATION THERAPY(自适应心脏再同步治疗)”的美国临时专利申请序列第62/615,689号(代理案卷号C00014601.USP1)和2018年1月10日提交的题为“CARDIAC RESYNCHRONIZATION THERAPYDIAGNOSTICS(心脏再同步治疗诊断)”的美国临时专利申请序号第62/615,703号(代理案卷号C00014600.USP1)，这两个专利申请通过引用以其整体合并于此。

图6是示出了PD 12的示例配置的功能框图，该PD 12可对应于图1A-图1C的PD12A、图2的PD 12B、图4的PD 12和图9A-图9H的IMD 240。在所示的示例中，PD 12包括处理电路***90、存储器92、治疗发生电路***96、感测电路***98、运动传感器100和通信电路***94。存储器92包括计算机可读指令，当该计算机可读指令由处理电路***90执行时，使得PD12和处理电路***90执行归属于本文的PD 12和处理电路***90的各种功能(例如，分析来自传感器100的运动信号，该运动信号指示收缩期间心内PD和传感器100在心脏内的运动；并基于在心动周期期间的信号特性(诸如频率超过阈值和/或与心脏收缩运动的主要轴正交的运动幅度超过阈值)来标识冲击。存储器92可包括任何易失性的、非易失性的、磁、光或电介质，诸如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或任何其他数字或模拟介质。

处理电路***90可包括以下各项中的任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等效的分立或模拟逻辑电路***。在一些示例中，处理器90可包括多个部件，诸如以下各项的任何组合：一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA以及其他分立或集成逻辑电路***。归属于本文的处理电路***90的功能可以实现为软件、固件、硬件或其任何组合。

处理电路***90根据可以存储在存储器92中的治疗参数来控制治疗发生电路***96向心脏16递送刺激治疗。例如，处理电路***90可以控制治疗发生电路***96递送具有由治疗参数指定的振幅、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。以此方式，治疗发生电路***96可经由电极52和60向心脏16递送起搏脉冲。尽管PD 12可仅包括两个电极，例如，电极52和60，但是在其他示例中，PD 12可利用三个或更多个电极。PD 12可使用电极的任何组合来递送治疗和/或检测来自患者14的电信号。

治疗发生电路***96被电耦合到被携载在PD 12的壳体上的电极52和60。在所示的示例中，治疗发生电路***96被配置成用于生成电刺激治疗并向心脏16递送该电刺激治疗。例如，治疗发生电路***96可经由电极52和60向心脏16内的心肌的一部分递送脉冲。在一些示例中，治疗发生电路***96可递送电脉冲形式的起搏刺激。在其他示例中，信号发生器可以以其他信号形式(诸如，正弦波、方波、或其他基本上连续的时间信号)来递送这些类型的刺激中的一种或多种。治疗发生电路***96可包括充电电路***以及一个或多个电荷存储设备，诸如一个或多个电容器。开关电路***(未示出)可控制一个或多个电容器何时向电极52和60放电。

感测电路***98监测来自电极52和60中的至少一个的信号以监测心脏16的电活动、阻抗或另一电现象。可进行感测以确定心率或心率变异性，或检测心室不同步、心律失常(例如，快速性心律失常)或其他电信号。感测电路***98可包括开关电路***以用于选择用于感测心脏活动的电极性。在具有不止两个电极的示例中，处理电路***90可经由感测电路***98内的开关电路***选择用作感测电极的电极，即选择感测配置。感测电路***98可包括一个或多个检测通道，每个检测通道可被耦合至所选择的电极配置，以用于经由该电极配置检测心脏信号。一些检测通道可被配置成用于检测心脏事件(诸如R波)，并向处理电路***90提供发生此类事件的指示，例如，如1992年6月2日公告的授予Keimel等人的题为“APPARATUS FOR MONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS(用于监测电生理信号的装置)”的美国专利第5,117,824号中所描述的，并且该专利通过引用以其整体包含在此。处理电路***90可通过经由数据/地址总线提供信号来控制感测电路***98的功能。

除了检测和标识特定类型的心律之外，感测电路***98还可以对检测到的固有信号进行采样以生成电描记图或心脏事件的其他基于时间的指示。处理电路***90也可能够协调来自例如植入在心脏16的不同的腔室中的不同的PD的起搏脉冲的递送，所述不同的PD诸如植入在其他心室中的PD。例如，处理电路***90可经由感测电路***98标识来自其他PD的递送的脉冲并且更新脉冲计时。在其他示例中，PD可经由通信电路***94和/或载波(诸如，刺激波形)上的指令彼此通信。

存储器92可以被配置成用于存储各种操作参数、治疗参数、感知到的数据和检测到的数据、以及与患者14的治疗和医治相关的任何其他信息。在图6的示例中，存储器92可存储感知到的EGM、从运动传感器100接收到的具有可以指示冲击的特征的信号、来自IMD10的通信、治疗参数值(诸如，控制心脏治疗起搏脉冲的计时的计时间期或其他心脏治疗控制参数值)、以及指示心脏治疗效果的一个或多个度量的值。在一些示例中，存储器92可以充当用于存储数据的临时缓冲器，直到可以将该数据上传到IMD10、另一植入设备或外部设备24。

运动传感器100可被包括在PD 12的壳体内，并且包括一个或多个加速度计、陀螺仪、电场传感器或磁场传感器、或能够检测PD 12的运动和/或位置的其他设备。例如，运动传感器100可包括被配置成用于检测在空间中任意方向上的加速度的3维加速度计。运动传感器100提供关于PD 12的运动的反馈，例如PD 12的壳体的运动的反馈。由于心脏的机械收缩模式，传感器100指示的运动可包括PD 12的运动，包括径向位移和PD 12与组织的冲击。以此方式，运动传感器100可被用于检测PD 12运动，该PD 12运动可指示心脏事件和/或噪声。

例如，处理电路***90可以监测来自运动传感器100的加速度以检测PD 12与另一结构(诸如心脏组织、另一IMD、另一IMD的部件或PD 12的分开部件，诸如分开的固定机制)的冲击(例如，碰撞)。在一些示例中，在植入期间，例如，在检查植入位置处的初始起搏阻抗和起搏阈值的过程期间，PD 12可以监测整个一个或多个心动周期的运动信号，以确定是否正发生冲击。在植入位置处的冲击的检测可以提示临床医生改变PD 12的植入位置。由于PD12可与心脏16的腔室壁一同移动，因此检测到的加速度的改变还可指示收缩。由此，PD 12可被配置成用于基于来自传感器100的信号标识心率并且确认经由感测电路***98感知到的心室不同步。

如下文诸如相对于图12A和图12B更为详细地描述的，可以指示PD 12与心脏组织的冲击的运动信号的一个或多个特征可包括在心跳期间相对于起始点的运动的量或方向中的一个或多个。在一些示例中，运动的量可以是相对于另一点(诸如起始)的距离，或者运动的速度，例如，平均或最大速度。在一些示例中，运动的量是在心跳期间除了运动的主要轴以外的至少一个方向上，例如，心跳期间，在与运动的主要轴正交的至少一个平面中的运动的量。

在相对健康的心脏的左心室收缩期间，所有左心室壁同步地并且以类似的力缩短。此类收缩将房室平面和左心室心尖拉向彼此。心跳期间，房室平面和左心室心尖朝向彼此的运动限定了运动的主要轴。进一步地，在所有左心室壁完全同步激动的情况下，心尖处存在总力平衡，并且所得的心尖处的与心脏收缩相关联的径向运动分量很小或没有。

在一个或多个传感器100是除了加速度计以外的传感器的示例中，用于使用本文描述的技术评估运动信号的特征可以与由加速度计提供的那些特征相同或不同。例如，陀螺仪可提供与由加速度计提供的信息不同的旋转运动信息，但是类似的技术可被用于评估运动信号。例如，在此类信号中可以存在与心脏收缩相关联的方向、频率和/或速度不同的方向、频率和/或的速度的运动，并指示冲击。

(多个)运动传感器100可被定位在心尖处或心尖附近(例如，因为PD 12在该位置处被植入)。然而，(多个)运动传感器100被植入在其他位置处(例如，心室游离壁上或隔膜上)。在任一种情况下，处理电路***可基于来自(多个)运动传感器100的信号来检测心脏收缩期间在运动的主要轴以外的方向上的运动。进一步地，一个或多个运动传感器100可检测远离心动周期的起始点的任何径向方向上的运动或位移。径向位移的x轴和y轴分量可以分别确定每个x轴和y轴分量，也可以确定x轴和y轴分量的组合向量长度。

用于评估来自运动传感器100的信号以检测冲击的技术可以附加地或替代地包括将来自传感器100的电流信号或从电流信号导出的值与模板或基线信号或值进行比较。基于该比较，处理电路***可确定信号与模板之间的差异，可将该差异与阈值相比较来确定该信号是否与模板“匹配”，例如，是否与模板足够类似。一个或多个模板可被存储在存储器92(或***8的另一存储器)中。一个或多个模板可由处理电路***90或其他处理电路***基于已知分类的一个或多个在前搏动期间的运动信号生成(诸如，通过将给定分类的多个已知搏动的信号进行平均)，该已知分类的一个或多个在前搏动来自特定患者或来自一个或多个类似患者的群体。一个或多个模板可以包括具有可接受的冲击程度的模板和具有不可接受的冲击程度的模板中的一个或多个，而处理电路***可以基于最匹配信号的模板来将给定信号表征为具有或不具有可接受的冲击程度的信号。

进一步地，模板无需采取心跳期间来自一个或多个传感器的表示多个值的一个或多个基本连续的时间信号(或此类信号的一部分)的形式。相反，模板可采取本文公开的信号特征中的任一个或多个的模板值的形式，例如，与收缩的主要轴正交的频率或运动。模板值可以但不一定是基于模板信号确定的或以其他方式根据已知分类的运动信号确定的(诸如，通过将给定分类的多个已知搏动的信号进行平均)，该已知分类的运动信号来自特定患者或来自一个或多个类似患者的群体。模板值可包括例如以下各项的值：心跳期间信号的幅度、心跳期间信号的频率、心跳期间信号的持续时间、心跳期间信号的最大值、心跳期间信号的最小值、心跳期间信号的变化速率、心跳期间最大值和最小值的比率、心跳期间信号的极性或心跳期间一个或多个特定方向(诸如正交于运动主要轴)上的运动的量。再次地，运动的量可以例如是位移或速度。模板可包括多个信号特征的模板值。尽管在心内PD 12的处理电路***90的情景中被描绘，但是本文描述的任一个或多个设备的处理电路***可类似地使用模板来标识冲击。

通信电路***94包括用于经由TCC或RF信号与另一设备(诸如，外部设备24或IMD10)通信的任何合适的硬件、固件、软件或它们的任何组合，如本文所描述的。在一些示例中，通信电路***94可被配置成用于经由电极52和60与IMD 10进行TCC通信。PD 12可经由IMD 10与外部设备24通信，或者通信电路***94可被配置成用于例如经由天线与外部设备24进行RF通信。在一些示例中，PD 12可信号通知外部设备24进一步通过网络(诸如，由爱尔兰都柏林的美敦力有限公司开发的Medtronic

网络)或链接患者14的某个其它网络来与临床医生通信并将警报传递给临床医生。PD 12可自发地或响应于来自用户的询问请求而将信息发射至网络。

图7是示出外部设备24的示例配置的功能框图。如图7中所示，外部设备24可以包括处理电路***110、存储器112、用户界面114和通信电路***116。外部设备24可以是具有专用软件的用于与例如PD 12和/或IMD 10的编程通信的专用硬件设备。替代地，外部设备24可以是运行使得外部设备24能够编程和/或以其他方式与PD 12和/或IMD 10通信的应用的现成计算设备。

用户可使用外部设备24来配置PD 12和/或IMD 10的操作参数并且从PD 12和/或IMD 10检取数据。在一个示例中，外部设备24可直接向PD12和IMD 10两者通信。在其他示例中，外部设备24可向PD 12和IMD 10中的一个通信，并且该设备可中继去往或来自另一设备的任何指令或信息。临床医生可经由用户界面114与外部设备24交互，用户界面114可包括用以向用户呈现图形用户界面的显示器、以及键盘或用于从用户接收输入的另一机制。此外，用户可接收来自IMD 10的警报或通知，该警报或通知指示电击已被递送、任何其他治疗已被递送、或有关患者14的医治的任何疑问或问题。

处理电路***110可采取一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路***等的形式，且归属于本文中的处理电路***110的功能可被具体化为硬件、固件、软件、或它们的任何组合。存储器112可存储：使处理电路***110提供归因于本文的外部设备24的功能的指令，以及由处理电路***110使用以提供归因于本文的外部设备24的功能的信息。存储器112可包括任何固定的或可移除的磁性、光学或电介质，诸如RAM、ROM、CD-ROM、硬磁盘或软磁盘、EEPROM等。存储器112还可包括可用于提供存储器更新或对存储器容量增大的可移除的存储器部分。可移除的存储器还可允许在外部设备24用于对另一个患者的治疗进行编程之前，将患者数据容易地转移到另一个计算设备或将其移除。

外部设备24可与PD 12和/或IMD 10无线地通信，诸如使用RF通信或近侧感应交互。该无线通信利用通信电路***116而成为可能，该通信电路***116可被耦合至内部天线或外部天线。被耦合到外部设备24的外部天线可对应于编程头，该编程头可被放置在心脏16之上或预期植入的位置之上，如上文参考图1所描述的。通信电路***116可被配置有与图5的通信电路***78相似的电路***。

通信电路***116还可被配置成用于经由无线通信技术与另一计算设备通信或通过有线连接直接通信。可以被采用以便促进外部设备24与另一个计算设备之间的通信的本地无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集的RF通信、红外通信(例如，根据IrDA标准)、或其他标准或专有遥测协议。与外部设备24通信的额外计算设备可以是联网的设备，诸如能够处理从IMD 10和/或PD 12检取到的信息的服务器。

在一些示例中，处理电路***110可使用通信电路***116经由与PD 12的直接或间接通信来接收来自PD 12的传感器100的信号。使用该信号，处理电路***110可整体地或部分地执行本文描述的用于检测冲击的方法中的任一个。在一些示例中，处理电路***110可接收针对一个或多个心动周期期间信号的特征的值而不是运动信号的值，或接收关于它们是否包括冲击的对搏动的分类而不是特征值，并且使用接收到的特征或分类信息执行本文描述的方法的一些部分。可以指示冲击的信号的特征包括：心动周期期间的运动的量(例如，最大值、平均值、中位数、导数或变化速率或积分)，该运动的量可以是沿心脏收缩的运动的主要轴以外的一个或多个方向；心跳期间信号的持续时间；以及信号船体曲线(hullcurve)或信号的其他形态特征。可以指示冲击的信号的特征可以附加地或替代地包括存在比在收缩期间与心脏组织的运动相关联的频率更高的频率。可以基于信号的频率，通过确定信号在特定频率或特定频带(诸如从大约10赫兹(Hz)到大约100Hz的范围，或更具体地从大约20Hz至50Hz)内的幅度满足(例如，超过)阈值来检测冲击。

图8是示出了根据一个示例的***140的框图，该***140包括外部设备142(诸如服务器)，以及经由网络150耦合到IMD 10、PD 12和外部设备24的一个或多个计算设备144A-144N。在该示例中，IMD 10使用通信电路***来经由第一无线连接与外部设备24通信，并且经由第二无线连接与接入点152通信。PD 12使用通信电路***来经由第一无线连接与外部设备24通信，并且经由第二无线连接与接入点152通信。IMD 10和PD 12经由共享的第三无线连接彼此通信。在图8的示例中，接入点152、外部设备24、外部设备142、以及计算设备144A-144N互连，并且能够通过网络150彼此通信。在一些情况下，接入点152、外部设备24、外部设备142和计算设备144A-144N中的一个或多个可通过一个或多个无线连接来被耦合到网络150。IMD 10、PD12、外部设备24、外部设备152和计算设备144A-144N可各自包括一个或多个处理电路***(诸如，一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路***等)，该一个或多个处理电路***可执行各种功能和操作，诸如，本文中描述的那些功能和操作。

接入点152可包括经由各种连接(诸如电话拨号、数字用户线路(DSL)或线缆调制解调器连接)中的任一种连接至网络150的设备。在其他示例中，接入点152可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合至网络150。在一些示例中，接入点152可与外部设备24、PD 12和/或IMD 10通信。接入点152可以与患者14共同定位(例如，在与患者14相同的房间内或在与患者14相同的场地内)，或者可以远离患者14定位。例如，接入点152可以是位于患者家中的家庭监测器，或者是便携式的以用于由患者14携带。

在操作期间，IMD 10和/或PD 12可以收集、测量和存储各种形式的诊断数据。例如，IMD 10和/或PD 12可收集EGM和运动信号，并且确定不同的CRT配置、A-V间期以及冲击是否正在发生。在某些情况下，IMD 10和/或PD 12可以直接分析收集的诊断数据并生成任何对应的报告或警报。然而，在一些情况下，IMD 10和/或PD 12可无线地或经由接入点152和网络150向外部设备24、接入点152和/或外部设备142发送诊断数据，以供远程处理和分析。例如，IMD 10和/或PD 12可发送外部设备24数据，该数据指示心脏组织受PD 12冲击的发生和严重程度，诸如与心脏结构(诸如***肌、心形(cordae)、瓣膜结构或心室心内膜)的机械碰撞。外部设备24可在分析该数据之后生成报告或警报。

在另一示例中，IMD 10和/或PD 12可以经由接入点152和网络150向外部设备142提供所收集的EGM和运动信号数据、***完整性指示、以及任何其他相关的生理或***数据。外部设备142包括一个或多个处理电路***148。在一些情况下，外部设备142可请求此类数据，并且在一些情况下，IMD10和/或PD 12可将此类数据自动地或周期性地提供至外部设备142。

在一个示例中，外部设备142可以包括用于已从IMD 10、PD 12和/或外部设备24收集的信息的安全存储位点。在该示例中，网络150可以包括互联网网络；并且经训练的专业人员(诸如，临床医生)可以使用计算设备144A-144N来安全地访问外部设备142上的存储数据。例如，经训练的专业人员可能需要输入用户名和密码来访问外部设备142上存储的信息。在一个实施例中，外部设备142可以是由爱尔兰都柏林的美敦力有限公司提供的Medtronic

服务器。在一些示例中，患者可以使用计算设备144来接收关于其设备和治疗的数据。

在一些示例中，接入点152、服务器142或计算设备144中的一个或多个的处理电路***和存储器(例如，服务器142的处理电路***148和存储器)可以被配置成提供归属于IMD 10和/或PD 12的处理电路***和存储器的功能中的一些或全部。例如，服务器142可被配置成用于经由与PD 12的通信接收来自PD 12的传感器100的信号，该通信经由接入点152以及外部设备234中的一个或多个和网络150。使用该信号，处理电路***146可以整体或部分执行本文所述的方法中的任一个，包括基于信号来检测冲击。

图9A-图H图示出用于使用递送设备220将PD 240固定到患者组织200的示例技术。PD 240可以对应于图1A-图1C、图2、图4和图6中的PD 12。PD 12和240可以是IMD的示例，其包括运动传感器并且被配置成用于植入在心脏上或心脏内。在一些示例中，递送设备220可以是导管。作为示例，患者组织200可以是心脏组织，诸如左心室的内壁。为简单起见，在图9A-图9H的每一个中图示出一组仅两个主动固定尖齿210，但是可以使用更多的固定尖齿210。

图9A图示出递送设备220的腔222内的PD 240。腔222将主动固定尖齿210保持在弹簧加载位置，在该位置，主动固定尖齿210的远端212指向远离PD 240。孔228位于患者组织200附近。

图9B图示出在临床医生通过压入柱塞(未示出，递送设备220的近侧端)使用部署元件226远程激活主动固定尖齿210之后不久的PD 240。当临床医生压入柱塞时，部署元件226在腔222内朝远侧推动PD 240。一旦主动固定尖齿210的远侧端212到达孔228，主动固定尖齿210就开始经由孔228将PD 240从腔222中拉出。主动固定尖齿210的远侧端212然后穿透患者组织200。图9B图示出主动固定尖齿210在主动固定尖齿210的远侧端212穿透患者组织200之后并且在开始从弹簧加载位置转换到钩状位置之后不久的位置。

图9B-图9F图示出随着主动固定尖齿210从弹簧加载位置移动到钩状位置时的主动固定尖齿210，在弹簧加载位置，主动固定尖齿210的远侧端212指向远离PD 240，在钩状位置，主动固定尖齿210的远侧端向后弯曲朝向PD 240。图9D-图9F图示出处于钩状位置中的主动固定尖齿210。在图9D中，主动固定尖齿210的远侧端212保持嵌入在患者组织200中，而图9E和9F图示出正在穿出患者组织200的主动固定尖齿210的远侧端212。

当主动固定尖齿210从腔222拉PD 240时，附接到PD 240的递送工具接口216的系绳230被暴露，例如，如图9E所示。在部署PD 240之后，临床医生可以通过拉动递送设备220近侧端处的系绳230而将PD 240远程拉回到腔222。例如，临床医生可以引导PD 240执行测试以评估当如图9E所示PD 240固定到患者组织200时电极214的性能特性。如果PD 240的测试指示性能不足，则临床医生可以决定重新部署例如移动PD 240。将PD 240拉回到腔222中使得从患者组织200释放PD 240，并使PD 240返回到图9A所示的位置。从该位置，临床医生可以根据需要重新定位PD 240并重新部署PD 240。性能测试可以包括以下各项中的一个或两个：PD 240测量包含电极214的电路径的阻抗，或确定由电极214递送的起搏脉冲是否夺获心脏组织228。

如本文所讨论的，PD 240还可以例如在图9A-图9H所示的PD 240的植入期间确定是否发生PD 240与心脏组织的冲击。在一些示例中，PD 240可以确定在PD 240处于图9E所示的位置时是否发生冲击，例如在电极214的性能测试之前、之后或与之同时进行。当PD240在所提出的植入位置时，如图9E所示，诸如作出植入的临床医生或助手之类的用户可以引导PD 240执行性能测试并使用外部设备24或另一计算设备检查冲击。外部设备24或另一计算设备可以向用户提供这此类测试的结果的指示，例如，是否发生了冲击或冲击的程度的指示。用户可以基于该指示来确定是否重新定位PD 240。

如图9F中所示，一旦PD 240在期望的位置固定到患者组织200，临床医生就可以从系绳230释放PD 240。例如，临床医生可以在递送设备220的近侧端切断系绳230，并通过拉紧系绳230的被切断的端之一来将系绳230从递送工具接口216移除。如图9G所示，一旦PD240从系绳230释放，临床医生就可以移除递送设备220，从而留下被固定到患者组织200上的PD 240。如图9H所示，主动固定尖齿210可以继续随时间迁移到较低势能钩状位置。如图9D-图9G中所示，主动固定尖齿210的任何钩状位置足以将PD 240充分固定到患者组织200。

虽然关于PD 240图示出图9A-图H的技术，该技术也可以应用于不同的IMD，诸如像医疗引线的包括一组主动固定尖齿的医疗引线。例如，此类医疗引线可以在植入过程期间延伸穿过导管。这样，部署医疗引线可能不需要在导管内单独的部署元件。相反，在导管的近侧端推动医疗引线可以通过将附接到医疗引线的远侧端的主动固定尖齿从导管的远侧端中推出来启动对一组主动固定尖齿在医疗引线的远侧端处的部署。类似地，缩回医疗引线以进行重新部署可能不需要系绳，而是涉及拉紧在导管近侧端的医疗引线。

图10是图示出根据本公开的一个或多个方面的用于包括在植入IMD的同时监测患者体内IMD的冲击的示例过程的流程图。更具体地，图10图示出方法300，其中PD 12和/或医疗设备***8的其他设备的处理电路***监测PD 12例如与患者体内的心脏组织的冲击。

方法300在PD 12的植入期间或将PD 12植入患者之后开始。方法300不限于PD 12被固定至左心室的内壁的示例。例如，PD 12的固定机制可以附接到RV而不是LV。额外的，PD12可被放置在LV和/或RV的外壁上。此外，尽管是在PD 12以及PD 12的处理电路***90执行图10的示例中所示的多个功能的示例的情景中描述的，但是在其他示例中，这些功能中的一个或多个可由与PD 12通信的一个或多个其他设备(诸如，IMD 10、外部设备24、外部设备142、或计算设备144)来执行，例如通过此类设备的处理电路***来执行。

根据示例方法300，将可在其腔内包括PD 12的导管定位到患者体内邻近患者组织的位置，诸如LV(302)。接下来，PD 12从导管部署到患者体内的该位置，诸如LV(304)。例如，临床医生可以推动柱塞(例如，如关于图9B-图9E所示)以部署PD 12。然后，临床医生和/或处理电路***可以评估PD 12是否在患者体内被充分固定和定位。

评估可以包括确定PD 12与心脏组织或其他结构(诸如另一个PD或其他IMD，或PD12或另一个IMD的部件)之间的冲击程度是否是可接受的(306)。为了确定是否存在可接受的冲击程度，例如，PD 12的处理电路***90可以从传感器100接收运动信号，该传感器100可以是加速度计或陀螺仪。再次地，如本文讨论的，运动信号可附加地或替代地由其他设备的处理电路***接收，所述其他设备包括但不限于IMD 10、外部设备24、外部设备142以及计算设备144。

在一些示例中，可以通过在心跳的心脏收缩运动期间的运动信号中频率分量的存在来指示冲击(例如，机械碰撞)的存在，例如，频率分量的大小超过或者以其他方式满足阈值。在一些示例中，可以通过标识心跳期间的除运动主要轴之外的方向上的运动并确定该运动满足一个或多个冲击标准，来检测冲击。运动的主要轴可以是心脏收缩运动的主要轴，并且除主要轴之外的方向上的运动满足一个或多个冲击标准可以包括：运动的量或速度超过(或者以其他方式满足)阈值。

在确定冲击不可接受的情况下(306为否)，临床医生可以拉紧系绳以取回PD 12(308)。临床医生可以在更适合植入的位置重新定位PD 12或用另一个PD替换PD 12。该过程可以通过将邻近患者组织的导管放置在新位置处而重新开始(302)。如果PD 12被适当地放置在患者体内(306为是)(这可包括可接受的冲击程度和其他接受标准的满足，例如足够的起搏夺获阈值和亚阈值阻抗)，则临床医生将IMD 10从系绳完全释放(312)。然后，临床医生从患者体内撤回部署设备，从而留下被固定在患者体内的IMD 10(314)。

尽管图1的示例方法图10图示出在PD 12的植入期间执行的冲击检测，但是可以在任何时间(诸如在PD 12已经植入之后)，执行冲击检测。例如，可以响应于来自外部设备24、服务器142或计算设备144的命令或在周期性的基础上执行冲击检测。周期性的基础可以是在逐心跳(beat-to-beat)的基础上，也可以是较低的频率，诸如根据Y中的X周期(X of Ycycle)或每个时间段时间表的X周期、每小时或每日。例如，可以在每十个周期中的一个心动周期或每分钟一个周期中执行冲击检测。

此外，尽管本文描述了检测IMD与另一结构的冲击的情境，但是处理电路***可以评估来自运动传感器(诸如三维加速度计或陀螺仪)的运动信号的相似特征，以评估IMD(例如，PD)的适当固定。例如，如果一个或多个固定元件与患者组织的接合不完全，则PD可能在心动周期期间以意想不到的方式移动，例如，四处翻转或扭曲-进行适当固定后通常不会发生的运动。处理电路***可基于运动的频率或量(例如，在收缩期间心脏运动的主要轴以外的方向的运动的频率或量)，将运动分类为不适当的固定。

图11是图示出用于基于对心跳期间来自PD 12的运动传感器100的信号的一个或多个特征的评估来确定是否正在发生冲击的示例过程的流程图。此外，尽管是在PD 12以及PD 12的处理电路***90执行图11的示例中所示的多个功能的示例的情景中描述的，但是在其他示例中，这些功能中的一个或多个可由与PD 12通信的一个或多个其他设备(诸如IMD 10、外部设备24、外部设备142或计算设备144)来执行，例如通过此类设备的处理电路***来执行。

图11图示出在使用本文描述的技术时用于测试是否应当指示冲击的示例方法。指示是否已经满足冲击标准的特征的(多个)值包括：例如在特定频率处或在特定频带内的运动信号的幅度，以及在与归因于心脏收缩的运动的主要轴线不同的方向上的运动的幅度或量或速度。可以在植入PD 12期间或在植入PD 12之后不久、在诊所访视时、响应于远程命令自动地和/或在周期性的基础上执行图11的示例方法。

根据图11的示例方法400，运动信号由PD 12的处理电路***90从传感器100处接收，该传感器100可以是例如加速度计或陀螺仪(402)。再次地，如本文讨论的，运动信号可由其他设备的处理电路***接收，所述其他设备包括但不限于IMD 10、外部设备24、外部设备142以及计算设备144。此类设备处的处理电路***可以接收运动信号。进一步地，运动信号可以是不止一个运动信号，例如，在一些示例中是多轴加速度计的两个或更多个轴中的每一个轴的信号。

处理电路***90标识运动信号内的心跳(404)，并标识搏动内信号的特征(406)。用于测量冲击的搏动的特征可以包括例如运动的量或幅度，例如速度或位移，其可以在除主要轴线以外的方向上，诸如搏动期间在与运动的主要轴正交的平面中。在一些示例中，运动的主要轴包括心脏收缩运动的主要轴，并且除主要轴以外的方向上的运动满足一个或多个冲击标准包括：运动的量超过阈值。在一些示例中，运动的量由在收缩期间的各个时间点处距收缩的起始点的距离之和表征，或由距起始点的最大距离或另一个或多个距离表征。

另外，用于测量冲击的搏动的特征还可以包括例如搏动期间非典型的心脏运动的信号频率。在一些示例中，基于满足一个或多个冲击标准的频率来标识冲击之一包括在心跳的心脏收缩运动期间信号中的频率分量的幅度超过阈值。相对于图12A-图14进一步详细地示出并且描述了用于测量冲击的信号的示例特征。

处理电路***90将搏动的标识出的特征与一个或多个标准相比较，这可包括与特征的一个或多个模板值或阈值的比较，如本文所描述的(408)。基于与特征的一个或多个模板值或阈值的比较，处理电路***90可以指示该搏动的冲击(410)。如果检测到冲击(或满足表现为冲击的阈值数量的搏动或阈值百分比的搏动)(410为是)，则处理电路***90可以指示冲击(412)。如果未检测到冲击(或未满足阈值)(410为否)，则过程可以返回到方法的开始步骤404处并标识下一个搏动。

如上所述，运动信号以及因此指示冲击的搏动的特征可以根据患者的姿势或活动水平而改变。在一些示例中，处理电路***90可以标识患者的姿势或活动水平，并调整冲击检测的一个或多个方面以补偿基于姿势的变化。例如，处理电路***90可以例如根据功能或查找表，基于所标识的姿势或活动水平，来调整所标识的信号的特征或冲击标准中的一个或两个。

尽管图10和图11的示例技术是主要在植入在左心室中的PD 12的情景中描述的，但是其他示例医疗设备可实现这些技术以用于评估心脏结构的冲击。在一些示例中，心外起搏器可通过一个或多个引线的电极递送心室起搏。起搏器也可被耦合至运动传感器，例如，通过引线耦合或无线地耦合，以用于接收心跳期间的运动信号。

图12A和图12B示出了，针对在心脏收缩期间具有疑似冲击的对象，来自起搏设备的实际人类三维加速度计数据(单位为1＝地球引力)。图12A是图示出根据本公开的一个或多个方面的强调心脏收缩期间IMD(例如，PD 12)的运动的正常窦性节律(NSR)的图。图12B是图示出根据本公开的一个或多个方面的IMD的运动的图，其中IMD的运动具有旋转的轴，使得心脏收缩偏移(主要轴)被最小化并且强调了正交于主要轴的运动。图12A和图12B各自示出了一个心动周期。在图12A中，使用实线和参考项目编号510A标识心动周期的舒张部分，使用虚线和参考项目编号520A标识心动周期的心脏收缩部分，并且使用短划线和参考项目编号530A标识高频伪影。

在图12B中，轴已经被旋转，使得心脏收缩偏移(主要轴)被最小化。因此，图像强调了与主要心脏收缩正交的加速计分量。在图12B中，使用实线和参考项目编号510B标识心动周期的舒张部分，使用虚线和参考项目编号520B标识心动周期的心脏收缩部分，并且使用短划线和参考项目编号530B标识高频伪影。

没有冲击的同步收缩可导致在心脏收缩期间(具有生理频率含量的)PD 12在单个方向上明显加速。通过确定在心脏收缩运动的主要轴以外的方向上的运动的量或速度，诸如在与该轴正交的平面中的运动的量或速度，处理电路***(例如，PD 12的处理电路***90)可以检测冲击。在一些示例中，运动的量可以是在心动周期的心脏收缩部分期间的各个点处距起始的距离之和。可根据本公开的技术使用与心脏在收缩期间的主要移动不相关联的运动的量来区分有冲击的搏动。

加速度信号中的高频含量也可以指示冲击，诸如机械碰撞。处理电路***90可以确定在特定频率处或特定频带(诸如高于频率阈值)内的信号的幅度。处理电路***90可以基于满足幅度阈值的幅度来检测心跳期间的冲击。

图13A和图13B是根据本公开的一个或多个方面的运动传感器数据的图，其图示出IMD的运动，包括心脏收缩期间运动的频率。图13C和13D是根据本公开的一个或多个方面的具有经变换的轴的运动传感器数据的图，其图示出在心脏收缩期间IMD在与主要心脏收缩轴正交的平面的两个轴中的运动。图13A和13C针对疑似在心脏收缩期间具有IMD的正常运动的对象1。图13B和图13D针对疑似在心脏收缩期间具有IMD的碰撞的对象2。对于图13A-图13D，图为4ms样本，其中0等于R波的起点，并且对象1和对象2显示出狭窄的固有QRS并具有植入心尖中的设备。针对图13A，610A、620A和630A表示同一心脏收缩的三个轴，而类似地针对图13B，610B、620B和630B表示同一心脏收缩的三个轴。针对图13B和图13D，600B和600D表示高频伪影。

图13A示出了在心脏收缩期间IMD的疑似正常运动，因为其具有显著低频并且在单个方向上。相反，图13B示出了在心脏收缩期间IMD的疑似碰撞运动，因为其具有高频部分600B，这表明机械碰撞。与图13C相反，图13D显示了在收缩期间与运动的主要轴正交的轴上更多能量，特别是部分600D。相对较大量的正交加速度可指示机械碰撞或不同步。

图14是根据本公开的一个或多个方面的示出了运动信号的示例特征的心脏收缩期间IMD的运动的概念图。图14示出了图示出俯视心脏收缩期间运动的主要轴的心动周期的信号的一个部分700的示例的图。向量720A、720B和720C(合称为“向量720”)示出了心脏收缩期间在沿着主要轴以外的方向上从收缩的起始710的运动或位移，例如，诸如由于冲击而在与主要轴正交的平面上的运动。尽管在图14中示出了三个向量720，但是处理电路***可确定更多或更少的向量720以用于如本文所描述地确定冲击。图14示出了如下的搏动：心脏收缩期间向量720A距收缩的起始710具有大的运动。运动的主要轴以外的方向上的运动的量(例如，向量720的最大值、总和、变化速率或平均值)可被用于确定是否发生冲击和/或冲击程度。到收缩的起始710具有短距离的向量(诸如，向量720B和720C)可被用于指示不存在冲击。而到收缩的起始710具有大距离的向量(诸如，向量720A)可指示冲击。

本公开也构想了计算机可读存储介质，其包括用于使得处理器执行本文中所描述的功能和技术中的任一个的指令。该计算机可读存储介质可采取任何易失性、非易失性、磁的、光的或电介质的示例形式，诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM或闪存存储器。计算机可读存储介质可被称为非瞬态的。编程器(诸如，患者编程器或临床医生编程器)或其他计算设备也可包含更加便携的可移除存储器类型以启用简单的数据传递或离线数据分析。

此外，应当注意，本文描述的***可不限于对人类患者的医治。在替代示例中，***可以在非人类患者中实现，诸如，灵长类动物、犬类、马类、猪和猫科动物。这些其他动物可经受可能受益于本公开主题的临床或研究性治疗。

本公开中所描述的技术(包括归属于IMD 10、PD 12、外部设备24以及各种组成部件的技术)可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实现。例如，可在一个或多个处理器内实现该技术的各个方面，该一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路***，以及实现在编程器(诸如，医生或患者编程器、刺激器、远程服务器或其他设备)中的这种部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路***”通常可单独地或与其他逻辑电路***或任何其他等效电路***组合地指代前述的逻辑电路***中的任一种。

这种硬件、软件、固件可被实现在相同的设备内，或被实现在分开的设备内，以支持本公开内容中描述的各种操作和功能。例如，本文所描述的技术或过程中的任一个可在一个设备内执行或至少部分地分布在两个或更多的设备之间，诸如在IMD 10、PD 12、外部设备24之间。此外，所描述的单元、模块或部件中的任一个可一起被实现，或分开地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。

本公开中所描述的技术还可实现或编码在包括利用指令进行编码的计算机可读存储介质的制品中。被嵌入或被编码在包括编码的计算机可读存储介质的制品中的指令可以，诸如当被包括或被编码在计算机可读存储介质中的指令由一个或多个处理器执行时，致使一个或多个可编程处理器或其他处理器实现在本文中所描述的技术中的一项或多项。示例计算机可读存储介质可包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦可编程只读存储器(EEPROM)、闪存、硬盘、光盘ROM(CD-ROM)、软盘、磁带盒、磁介质、光介质、或任何其他计算机可读存储介质或有形计算机可读介质。

已经描述了各个示例。然而，可以构想其他示例。例如，尽管主要在包括单个PD和用于控制由PD进行的CRT起搏的另一IMD(例如，皮下IMD)的***的情境中描述，但本文描述的技术可在各种***的任何一种中实现。例如，本文描述的技术可在包括一个或多个PD的例如用于心动过缓起搏和/或ATP的***、不包括另一个IMD的***或包括任何其他植入式或外部医疗设备(诸如另一个、植入式或外部起搏器、心脏复律器、除颤器、神经刺激器，泵或心室辅助设备)的***中实现。任何此类设备可以提供对来自IMD的运动信号的分离式(off-board)处理，以检测IMD的冲击。另外，尽管在运动信号被另外用于评估收缩以确定起搏搏动是否实现融合的情境中描述，但是运动信号的其他用途可包括确定患者的活动、姿势或睡眠、评估心脏收缩或患者的姿势或活动以确定是否响应于基于电描记图的快速心律失常检测而递送抗快速心律失常电击、或控制速度或心室辅助设备的其他参数。这些以及其他示例在所附权利要求的范围内。

Claims (13)

1.一种用于递送心脏治疗或心脏感测中的至少一项的***，所述***包括：

植入式医疗设备，所述植入式医疗设备包括：

壳体，所述壳体被配置成用于植入患者心脏上或患者心脏内的至少一处；

至少一个固定元件，所述至少一个固定元件被配置成用于将所述壳体附接到所述心脏；以及

传感器，所述传感器被配置成用于产生指示所述植入式医疗设备的运动的信号；以及

处理电路***，所述处理电路***被配置成用于：

基于来自所述传感器的所述信号来标识所述壳体与另一结构之间的一个或多个冲击；以及

向用户提供所述一个或多个冲击的指示。

2.如权利要求1所述的***，其特征在于，所述植入式医疗设备包括：

多个电极；以及

所述壳体内的信号发生电路***，所述信号发生电路***被配置成用于经由所述多个电极递送心脏起搏，

其中，所述处理电路***包括所述壳体内的所述植入式医疗设备的被配置成用于控制由所述信号发生电路***进行的起搏的递送的处理电路***。

3.如权利要求2所述的***，其特征在于，所述植入式医疗设备的所述处理电路***被配置成控制所述信号发生电路***以经由所述多个电极来递送心室起搏。

4.如权利要求2-3中任一项所述的***，其特征在于，所述植入式医疗设备的所述处理电路***被配置成控制所述信号发生电路***以经由所述多个电极来递送心脏再同步治疗。

5.如权利要求1-4中任一项所述的***，其特征在于，所述壳体被配置成植入在所述心脏的左心室内。

6.如权利要求1-5中任一项所述的***，其特征在于，所述处理电路***被配置成基于来自所述传感器的所述信号来标识所述壳体与另一结构之间的一个或多个碰撞。

7.如权利要求1-6中任一项所述的***，其特征在于，所述处理电路***被配置成用于：

标识心跳；以及

标识所述心跳期间的冲击中的一个。

8.如权利要求7所述的***，其特征在于，所述处理电路***被配置成用于：

标识所述心跳期间所述信号的频率；以及

基于所述频率满足一个或多个冲击标准来标识所述冲击中的一个。

9.如权利要求8所述的***，其特征在于，所述频率满足所述一个或多个冲击标准包括：心跳的心脏收缩运动期间的所述信号中的频率分量超过阈值。

10.如权利要求7-8中任一项所述的***，其特征在于，所述处理电路***被配置成用于：

标识所述心跳期间除了运动的主要轴之外的方向上的运动；以及

基于除了所述主要轴之外的所述方向上的运动满足一个或多个冲击标准来标识所述冲击中的一个。

11.如权利要求10所述的***，其特征在于，所述运动的主要轴包括心脏收缩运动的主要轴，而除了所述主要轴之外的所述方向上的运动满足所述一个或多个冲击标准包括所述运动的量超过阈值。

12.如权利要求1-11中任一项所述的***，其特征在于，所述传感器包括三维加速度计。

13.如权利要求1-12中任一项所述的***，其特征在于，所述另一结构包括心脏组织。

Images