ES2425102T3 - Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca - Google Patents
Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca Download PDFInfo
- Publication number
- ES2425102T3 ES2425102T3 ES12151595T ES12151595T ES2425102T3 ES 2425102 T3 ES2425102 T3 ES 2425102T3 ES 12151595 T ES12151595 T ES 12151595T ES 12151595 T ES12151595 T ES 12151595T ES 2425102 T3 ES2425102 T3 ES 2425102T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- detection
- over
- events
- probable
- detected
- 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.)
- Active
Links
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 title claims abstract description 41
- 230000000694 effects Effects 0.000 title description 8
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 126
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 64
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims abstract description 33
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 claims abstract description 32
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims abstract description 21
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 claims abstract description 16
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims abstract description 11
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 claims abstract description 7
- 238000010219 correlation analysis Methods 0.000 description 34
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 18
- 238000000718 qrs complex Methods 0.000 description 15
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 10
- 239000013598 vector Substances 0.000 description 9
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 8
- 206010047302 ventricular tachycardia Diseases 0.000 description 8
- 230000008569 process Effects 0.000 description 7
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 6
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 6
- 230000003211 malignant effect Effects 0.000 description 6
- 208000003663 ventricular fibrillation Diseases 0.000 description 6
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 5
- 230000006870 function Effects 0.000 description 5
- 230000036279 refractory period Effects 0.000 description 4
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 4
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 4
- 230000009471 action Effects 0.000 description 3
- 238000013194 cardioversion Methods 0.000 description 3
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 3
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 3
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 3
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 3
- 208000001871 Tachycardia Diseases 0.000 description 2
- 230000000712 assembly Effects 0.000 description 2
- 238000000429 assembly Methods 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 238000012512 characterization method Methods 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 2
- 230000002401 inhibitory effect Effects 0.000 description 2
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 2
- 230000000877 morphologic effect Effects 0.000 description 2
- 208000014321 polymorphic ventricular tachycardia Diseases 0.000 description 2
- 238000000513 principal component analysis Methods 0.000 description 2
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 2
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 2
- 210000005094 subcutaneous system Anatomy 0.000 description 2
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 2
- HBBGRARXTFLTSG-UHFFFAOYSA-N Lithium ion Chemical compound [Li+] HBBGRARXTFLTSG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010049447 Tachyarrhythmia Diseases 0.000 description 1
- 208000009729 Ventricular Premature Complexes Diseases 0.000 description 1
- 241001433070 Xiphoides Species 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 1
- 210000001099 axilla Anatomy 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 229940030602 cardiac therapy drug Drugs 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 1
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 238000007405 data analysis Methods 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 238000001827 electrotherapy Methods 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 1
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 229910001416 lithium ion Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004660 morphological change Effects 0.000 description 1
- 230000002688 persistence Effects 0.000 description 1
- 230000035790 physiological processes and functions Effects 0.000 description 1
- 230000001144 postural effect Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 210000002027 skeletal muscle Anatomy 0.000 description 1
- 230000002269 spontaneous effect Effects 0.000 description 1
- 210000001562 sternum Anatomy 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 230000000472 traumatic effect Effects 0.000 description 1
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 1
- 210000002417 xiphoid bone Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/48—Other medical applications
- A61B5/4836—Diagnosis combined with treatment in closed-loop systems or methods
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
- A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
- A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
- A61B5/283—Invasive
- A61B5/287—Holders for multiple electrodes, e.g. electrode catheters for electrophysiological study [EPS]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/35—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle by template matching
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/361—Detecting fibrillation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/363—Detecting tachycardia or bradycardia
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/364—Detecting abnormal ECG interval, e.g. extrasystoles, ectopic heartbeats
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7221—Determining signal validity, reliability or quality
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7264—Classification of physiological signals or data, e.g. using neural networks, statistical classifiers, expert systems or fuzzy systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36592—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by the heart rate variability
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3987—Heart defibrillators characterised by the timing or triggering of the shock
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
- A61B5/726—Details of waveform analysis characterised by using transforms using Wavelet transforms
-
- G—PHYSICS
- G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
- G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
- G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
- G16H50/20—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for computer-aided diagnosis, e.g. based on medical expert systems
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physiology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Evolutionary Computation (AREA)
- Fuzzy Systems (AREA)
- Hematology (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
Un sistema de estimulación cardiaca implantable (ICS, Implantable Cardiac Stimulus System) que comprendeun receptáculo (42) hermético que aloja un conjunto de circuitos eléctricos y electrónicos operacionales para elsistema ICS, donde el receptáculo (42) hermético tiene un electrodo (44) de receptáculo y un cable (46) dederivación que tiene al menos un primer electrodo (48, 50, 52) de derivación situado en el mismo, donde el electrodo(44) del receptáculo y el primer electrodo (48, 50, 52) de derivación están acoplados eléctricamente al conjunto decircuitos eléctricos y electrónicos operacionales; caracterizado porque el conjunto de circuitos eléctricos y electrónicos operacionales comprende: medios (10) de detección para detectar eventos (500) eléctricos que ocurren dentro del paciente utilizando loselectrodos (44, 48, 50, 52); medios (408) de estimación del ritmo para calcular un ritmo cardíaco utilizando un conjunto de los eventos (500)eléctricos detectados; medios (12) de análisis de sobre-detecciones para identificar un evento detectado o más de uno comoprobablemente debido a una sobre-detección; medios (20) de corrección de datos para analizar intervalos alrededor de los eventos identificados comoprobablemente debidos a una sobre-detección para determinar si la probable sobre-detección es probablemente unaonda T y: a) si la probable sobre-detección es probablemente una onda T, corregir los datos relacionados con la sobredetecciónpara reducir el ritmo cardíaco calculado; o b) si la probable sobre-detección no es probablemente una onda T, deshabilitar los métodos de corrección dedatos en el sistema ICS para al menos la probable sobre-detección; medios de determinación para determinar si una probable arritmia cardíaca está teniendo lugar y, si es así,determinar si se requiere la aplicación de un estímulo; y medios de administración de terapia para suministrar un estímulo eléctrico al paciente desde el sistema ICS si serequiere la aplicación de un estímulo.
Description
Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca
Campo
La presente invención se refiere de manera general a sistemas de dispositivos médicos implantables que captan y analizan señales cardiacas. De manera más particular, la presente invención se refiere a dispositivos médicos implantables que capturan señales cardiacas dentro del cuerpo de un paciente receptor del dispositivo implantable con el fin de clasificar la actividad cardiaca como probablemente benigna o probablemente maligna.
Los dispositivos cardiacos implantables captan típicamente señales eléctricas cardiacas en un paciente receptor del dispositivo implantable y clasifican el ritmo cardiaco del receptor del dispositivo implantable como normal/benigno o maligno. Ritmos malignos ilustrativos pueden incluir fibrilación ventricular y/o taquiarritmias ventriculares. La precisión con la que un dispositivo médico implantable analiza las señales capturadas determina su capacidad para llevar a cabo una intervención terapéutica y para tomar otras decisiones.
Son deseables métodos y dispositivos nuevos y/o alternativos para el análisis de señales cardiacas.
El documento US 2006/0235476 A1 describe un método para identificar sobre-detecciones en un electrograma de campo lejano mediante la comparación de las ondas R detectadas en un electrograma de campo cercano con las ondas R detectadas en un electrograma de campo lejano. Si se identifica un desajuste, entonces se diagnosticaría la fuente de sobre-detección en el electrograma de campo lejano.
La invención se define mediante las características propias de las reivindicaciones. Algunas realizaciones ilustrativas están relacionadas con el uso de análisis de correlación para identificar sobre-detecciones de eventos cardíacos. En un ejemplo, se busca un patrón de correlación Alta-Baja-Alta relativo a una plantilla. La plantilla puede ser una plantilla estática, puede ser una representación de un evento capturado recientemente, o puede ser un promedio de varios eventos capturados recientemente. En otro ejemplo, se definen múltiples fronteras para la correlación “Alta”, en donde una primera frontera más alta (que necesita una correlación mayor) permite la identificación de la sobredetección sobre la base de un conjunto de eventos detectados más pequeño que con una segunda frontera más baja. En una realización, una secuencia de Alta-Baja-Alta más corta es suficiente en el caso de la primera frontera, mientras que se necesita una secuencia más larga de 5 o más (por ejemplo, 8) eventos alternantes en el caso de la segunda frontera. En otra realización, las definiciones de correlación "Alta” y “Baja” se adaptan a las señales particulares utilizando valores promedio para subconjuntos de correlaciones de eventos detectados para establecer fronteras.
En otra realización, se lleva a cabo un análisis de correlación múltiples veces para una plantilla dada y cada evento detectado desplazando el alineamiento de la plantilla y el evento detectado para maximizar la puntuación de correlación del análisis. Un desplazamiento tal puede ajustar el alineamiento en una o dos muestras más allá de los puntos de referencia identificados para análisis. En otra realización, se modifican las plantillas almacenadas con el fin de acomodar cambios en la morfología para tramos seleccionadas de la señal. En otra realización más, se identifican múltiples características propias de la plantilla y/o de la señal y se calculan múltiples puntuaciones de correlación utilizando varias características propias diferentes como puntos de alineamiento.
Cuando se identifica, una sobre-detección puede corregirse modificando datos almacenados con el fin de afectar al análisis del ritmo. En una realización de ese tipo, se inhibe la corrección de datos si los intervalos que rodean a la probable sobre-detección son mayores que un umbral predeterminado. En algunas realizaciones, la corrección de sobre-detección se inhibe si el análisis de intervalos relacionados con una probable sobre-detección indica que es poco probable que se trate de un tipo particular de sobre-detección. En una realización tal, los intervalos que rodean a una probable sobre-detección son analizados para determinar si se cumple una fórmula matemática aceptada para estimar los intervalos QT esperados y, si no se cumple, el método determina que la probable sobre-detección no es una onda T, y por lo tanto no se produce ninguna corrección de datos.
Breve Descripción de los Dibujos
La Figura 1 es un diagrama de bloques de un método ilustrativo para identificar sobre-detecciones y tomar acciones correctoras;
La Figura 2 muestra un sistema de estimulación cardiaca implantable ilustrativa;
La Figura 3A muestra un ejemplo que utiliza análisis de correlación para identificar sobre-detección;
La Figura 3B muestra los pasos de un método para un ejemplo ilustrativo que incluye corrección del ritmo; La Figura 4 muestra un ejemplo de comparaciones de correlación entre eventos;
La Figura 5 muestra otro ejemplo de comparaciones de correlación entre eventos;
La Figura 6 muestra una estrategia analítica para análisis de correlación de series cortas y de series largas;
Las Figuras 7A-7B ilustran ejemplos de la aplicación de la estrategia analítica de la Figura 6 a series de análisis de correlación;
Las Figuras 8A-8B ilustran ejemplos de la adaptación del análisis de correlación a niveles de correlación a una plantilla observados;
La Figura 9 ilustra otro método para alinear una señal capturada a plantillas de análisis de correlación;
La Figura 10 muestra otro método para almacenar y aplicar una plantilla para análisis de correlación;
Las Figuras 11-12 ilustran un método para inhibir un análisis de correlación de identificación de sobre-detección;
La Figura 13 ilustra más métodos para inhibir un análisis de correlación de identificación de sobre-detección;
Las Figuras 14A-14B muestran la aplicación de un método ilustrado en la Figura 13;
La Figura 15 muestra un método de análisis de choque eléctrico para identificar eventos chocables detectados y ritmos tratables; y
La Figura 16 ilustra un método para calcular la correlación entre una señal capturada y una plantilla.
La invención se refiere a un sistema de estimulación cardiaca implantable (ICS, Implantable Cardiac Stimulus System) tal como se define en las reivindicaciones. Los métodos ilustrados en las Figuras 3 a 12 no son objeto de la invención como tales pero sí resultan útiles para su comprensión.
Descripción detallada
La descripción detallada que sigue debe leerse con referencia a los dibujos. Los dibujos, que no están necesariamente a escala, describen realizaciones ilustrativas y no pretenden limitar el alcance de la invención. Algunos de los ejemplos y explicaciones que siguen incluyen referencias a patentes expedidas y a solicitudes de patente en tramitación. Estas referencias se hacen con un propósito ilustrativo y no pretenden limitar la presente invención a los métodos o estructuras particulares de aquellas patentes y solicitudes de patente referenciadas.
Salvo que se requiera de manera implícita o que se establezca de manera explícita, los métodos que siguen no requieren ningún orden particular en los pasos. Debería entenderse que cuando los ejemplos que siguen se refieren a un "evento actual", en algunas aplicaciones, esto significa que está siendo analizado el evento cardiaco detectado más recientemente. Sin embargo, esto no es necesariamente el caso, y algunas realizaciones llevan a cabo análisis que están retrasados por una detección o más y/o por un período fijo de tiempo. Las elecciones mostradas referidas a la utilización de señales rectificadas/no rectificadas son meramente ilustrativas, y pueden cambiarse si así se desea.
La nomenclatura utilizada en la presente memoria indica que una señal es captada por un sistema de dispositivos cardiacos implantables, unos eventos son detectados en la señal detectada, y la actividad cardiaca es clasificada mediante el uso de eventos detectados (detecciones). La clasificación del ritmo incluye la identificación de ritmos malignos, tales como por ejemplo fibrilación ventricular o ciertas taquiarritmias. Los sistemas de terapia implantables toman decisiones terapéuticas/de estimulación dependiendo de la clasificación del ritmo cardiaco.
En un ejemplo ilustrativo, se detecta un evento detectado comparando las señales recibidas con un umbral de detección, que está definido mediante un perfil de detección. Puede utilizarse cualquier perfil de detección apropiado. Los eventos detectados se separan en intervalos. Pueden utilizarse diferentes intervalos para generar un intervalo promedio a lo largo de un número seleccionado de intervalos, a partir de los cuales puede calcularse el ritmo cardiaco. Por ejemplo, pueden utilizarse cuatro, ocho o dieciséis intervalos para estimar el ritmo de eventos cardiacos como una función del intervalo promedio.
Un electrograma cardiaco incluye diferentes partes (normalmente denominadas "ondas") que, de acuerdo con una convención bien conocida, se etiquetan con letras que incluyen P, Q, R, S y T, cada una de las cuales corresponde con eventos fisiológicos concretos. Es muy típico diseñar algoritmos de detección para captar la onda R, aunque cualquier parte del ciclo cardiaco, si se detecta de manera repetida, puede utilizarse para calcular el ritmo de latidos. Si se utiliza análisis morfológico (de forma) adicionalmente al ritmo cardiaco, el sistema puede capturar y/o analizar la parte del ciclo que incluye las ondas Q, R y S, denominado complejo QRS. Otras partes del ciclo cardiaco del paciente, tales como la onda P y la onda T, son tratadas a menudo como artefactos que no se buscan con el propósito de estimar el ritmo cardiaco, aunque esto no es necesariamente el caso.
Típicamente, con el propósito de determinar el ritmo, cada ciclo cardiaco se cuenta una sola vez. Puede ocurrir una sobre-detección (tal como una detección doble o triple) si el dispositivo declara más de un evento detectado dentro de un único ciclo cardiaco. La sobre-detección puede ocurrir si se detecta más de una parte de un único ciclo cardiaco, o si el ruido provoca que se declare un evento cuando no ha tenido lugar ningún evento cardiaco, por ejemplo, debido a una terapia externa o a ruido, a artefacto de marcapasos, a ruido del músculo esquelético, a electroterapia, etc.
Si un ciclo cardiaco tiene lugar y un algoritmo de detección declara un número múltiple de eventos detectados, ha ocurrido una sobre-detección. Si se calcula a continuación el ritmo cardiaco contando cada una de esas detecciones, ocurre un sobre-conteo. Los ritmos cardiacos calculados pueden utilizarse en solitario o en combinación con otros factores para clasificar ritmos cardiacos como malignos o benignos. El sobre-conteo que depende de los eventos sobre-detectados puede dar lugar a un cálculo de la frecuencia cardiaca erróneamente elevado. Un cálculo erróneo del ritmo cardiaco puede conducir a una clasificación incorrecta del ritmo y a unas decisiones terapéuticas incorrectas. Algunos de estos conceptos se discuten y se desarrollan adicionalmente en la Solicitud de Patente deEE.UU. con el Número de Serie 12/399.914, titulada MÉTODOS Y DISPOSITIVOS PARA CLASIFICAR ACTIVIDAD CARDIACA DE MANERA PRECISA, y en la Solicitud de Patente de EE.UU. con el Número de Serie 12/399.901, titulada DETECCIÓN PRECISA DE EVENTOS CARDIACOS EN UN DISPOSITIVO DE ESTIMULACIÓN CARDIACA IMPLANTABLE.
La Figura 1 es un diagrama de flujo de proceso de un método ilustrativo para identificar sobre-detecciones y tomar acciones correctoras. El método ilustrado comienza con una detección 10 de evento, donde una señal cardiaca recibida se captura y se compara con un umbral de detección hasta que la señal recibida atraviesa el umbral de detección, dando lugar a una declaración de un evento detectado.
A continuación, el método lleva a cabo un paso 12 de identificación de sobre-detección. Esto puede incluir uno o más métodos de análisis diferentes que incluyen, tal como se muestra de manera ilustrativa, un análisis 14 morfológico, un análisis 16 de intervalo y un análisis 18 de anchura de QRS. Después de la identificación 12 de sobre-detección, si se identifican una o más sobre-detecciones, el método corrige los datos, tal como se muestra en el paso 20. Si no se necesita ninguna corrección de datos en el paso 20, este paso puede ser obviado.
Finalmente, el método incluye una decisión terapéutica, tal como se muestra en el paso 22. Una decisión 22 terapéutica puede clasificar un ritmo cardiaco del paciente receptor de un dispositivo implantado y determina si debe administrarse una terapia y cuándo debe ser administrada. El método realiza entonces una iteración y vuelve a la detección 10 de evento.
La decisión 22 terapéutica puede incluir una o más entre diferentes formas de análisis. En un ejemplo ilustrativo, los eventos individuales detectados son marcados como chocables o no chocables y se actualiza un contador X-Y para determinar si el ritmo cardiaco global requiere una terapia. El marcado de eventos individuales como chocables o no chocables puede adoptar diferentes formas, incluyendo determinaciones basadas en ritmo y/o basadas en morfología, o combinaciones de las mismas. La Figura 15, en la parte inferior, proporciona un ejemplo ilustrativo. Ejemplos adicionales se discuten también en la patente de EE.UU. Nº 6.754.528, titulada APARATO Y MÉTODO PARA DETECCIÓN DE ARRITMIAS EN UN DESFIBRILADOR/CARDIOVERSOR IMPLANTABLE SUBCUTÁNEO, y en la patente de EE.UU. Nº 7.330.757 titulada MÉTODO PARA DISCRIMINAR ENTRE ARRITMIAS VENTRICULARES Y SUPRAVENTRICULARES.
La decisión 22 terapéutica puede tener en cuenta también la persistencia de una condición maligna. Algunos ejemplos ilustrativos se muestran en la Publicación de Solicitud de Patente de EE.UU. Nº 2006/0167503 tituladaMÉTODO PARA ADAPTAR LA CARGA INICIAL PARA UN CARDIOVERSORES-DESFIBRILADOR IMPLANTABLE. Pueden utilizarse otros métodos como parte de la decisión 22 terapéutica.
La Figura 2 muestra un dispositivo médico implantable ilustrativo y una ubicación de implantación. Más en particular, en la Figura 2 se muestra un sistema sólo subcutáneo ilustrativo. El sistema subcutáneo se muestra de manera relativa a un corazón 40, e incluye un receptáculo 42 hermético acoplado a un cable 46 de derivación. El receptáculo 42 hermético aloja preferiblemente un conjunto de circuitos eléctricos operacionales para llevar a cabo análisis de la actividad cardiaca y para proporcionar una salida terapéutica. El conjunto de circuitos eléctricos operacionales puede incluir baterías, conjuntos de circuitos eléctricos y electrónicos de entrada/salida, condensadores de potencia, un módulo de carga de alto voltaje, un controlador, memoria, componentes de telemetría, etc., tal como se conoce en la técnica.
Los electrodos están dispuestos en ubicaciones a lo largo del sistema, incluyendo, por ejemplo, un electrodo 44 en el receptáculo 42 hermético, y electrodos 48, 50, 52 en el cable 46 de derivación. Los electrodos 44, 48, 50, 52 pueden tener cualquier forma apropiada y pueden estar fabricados de cualquier material apropiado. Por ejemplo, el electrodo 44 del receptáculo hermético puede ser un electrodo de botón aislado o puede ser una región o superficie del receptáculo 42 hermético, y los electrodos 48, 50, 52 en el cable 46 de derivación pueden ser electrodos de alambre, electrodos de anillo, u otras estructuras conocidas en la técnica.
Los electrodos 44, 48, 50, 52 definen una pluralidad de vectores de captación tales como V1, V2, V3 y V4. Si se desea, pueden elegirse uno o más vectores V1, V2, V3 y V4 como vector de captación por defecto, tal como se discute por ejemplo en la Publicación de Solicitud de Patente de EE.UU. Nº 2007-0276445 titulada SISTEMAS YMÉTODOS PARA SELECCIONAR UN VECTOR DE CAPTACIÓN EN UN DISPOSITIVO MÉDICO IMPLANTABLE. Otros usos de vectores múltiples se muestran, por ejemplo, en la patente de EE.UU. Nº 7.392.085 titulada MÚLTIPLES VECTORES DE ELECTRODO PARA DISPOSITIVOS IMPLANTABLES DE TRATAMIENTO CARDIACO. Otra realización considera la postura en el análisis vectorial, tal como se discute por ejemplo en la Publicación de Solicitud de Patente de EE.UU. Nº 2008-0188901 titulada SELECCIÓN DE VECTOR DE CAPTACIÓN EN UN DISPOSITIVO DE ESTIMULACIÓN CARDIACA CON EVALUACIÓN POSTURAL. Pueden analizarse múltiples vectores de captación, de manera secuencial o en combinación, tal como se desee.
Puede aplicarse una terapia utilizando una pareja escogida de electrodos. Un ejemplo ilustrativo utiliza el electrodo 44 del receptáculo hermético y el electrodo 52 de alambre para aplicar una terapia. Pueden utilizarse otras combinaciones de electrodos. Una terapia puede incluir una desfibrilación, una cardioversión y/o una estimulación de resincronización monofásica o multifásica.
La presente invención no está limitada a ningún hardware, ubicación de implantación o configuración en particular. Por el contrario, pretende constituir una mejora sobre cualquier sistema de terapia cardiaca implantable. Algunas realizaciones pueden utilizarse también en un sistema de monitorización para bien controlar las funciones de monitorización (incluyendo las alarmas y/o el registro de datos) y/o para testear la idoneidad del análisis de datos a una configuración, condición o paciente particular.
Algunos ejemplos ilustrativos pueden asociarse con un programador 54 externo configurado para comunicarse con el dispositivo implantado para varios propósitos, que incluyen, por ejemplo y sin que esto sea limitante, una o más de las siguientes acciones: testear del dispositivo; cargar software nuevo/revisado; modificar parámetros programables tales como ajustes de detección o de terapia; determinar el estado de funcionamiento de un dispositivo, la vida de la batería, o la integridad del cable de derivación; permitir o deshabilitar una funcionalidad; y/o descargar datos relacionados con la condición del paciente receptor del dispositivo implantado, capturar datos anteriores, o aplicar un tratamiento. Puede utilizarse cualquier método de comunicación apropiado, tal como ciertos protocolos y hardware conocidos ampliamente la técnica.
La Figura 2 omite diferentes puntos de referencia anatómicos. El sistema ilustrativo mostrado puede implantarse debajo de la piel, fuera de la caja torácica del paciente receptor del dispositivo implantado. La ubicación mostrada de manera ilustrativa situaría el receptáculo 42 hermético aproximadamente en la axila izquierda del paciente receptor del dispositivo implantado, en una posición nivelada con el ápex del corazón, de manera que el cable 46 de derivación se extiende de manera central hacia el xifoides y después hacia la cabeza del paciente receptor del dispositivo implantado a lo largo del lado izquierdo del esternón. Un ejemplo ilustrativo utiliza un método/sistema tal como se muestra en la Publicación de Solicitud de Patente de Titularidad Compartida de EE.UU. Nº 2006-0122676titulada APARATO Y MÉTODO PARA INSERCIÓN DE ELECTRODO SUBCUTÁNEO. Otros sistemas y ubicaciones subcutáneas ilustrativas se muestran en patentes de titularidad compartida de EE.UU. Nos 6.647.292, 6.721.597 y
7.149.575.
La presente invención también puede ser llevada a cabo en sistemas que tienen varias configuraciones de implantación que incluyen, por ejemplo, otras configuraciones/ubicaciones sólo subcutáneas, sólo vasculares, y/o transvenosas. El receptáculo 42 hermético puede situarse en posiciones anteriores, laterales, y/o posteriores que incluyen, sin que esto sea limitante, posiciones axilares, pectorales, y sub-pectorales, y también puede colocarse tanto en el lado izquierdo como en el lado derecho del torso y/o en el abdomen del receptor del dispositivo implantado. También se ha propuesto una implantación completamente intravascular del sistema. El receptáculo 42 hermético y el cable 46 de derivación pueden situarse en cualquiera de un número de configuraciones apropiadas que incluyen combinaciones anterior-posterior, combinaciones sólo-anterior, colocación transvenosa, u otras colocaciones vasculares. Un sistema unitario puede omitir el cable 46 de derivación e incluir en su lugar todos los electrodos en el receptáculo 42 hermético.
La Figura 3A muestra un ejemplo que utiliza análisis de correlación para identificar sobre-detecciones. El término "análisis de correlación" tal como se utiliza en la presente memoria puede adoptar diferentes formas. En la Figura 16 se muestra un ejemplo ilustrativo. En referencia a la Figura 16, una señal 500 capturada experimenta una conversión 502 de analógico a digital para producir una serie de muestras {S1 … S9} ordenadas en tiempo que forman una representación muestreada (y habitualmente digital) de la señal, tal como se indica en el diagrama 504. El ejemplo de la Figura 16 está simplificado con propósito de ilustración ya que el número de muestras para una señal dada puede ser mayor que nueve. Por ejemplo, en una realización ilustrativa, la señal 500 capturada tiene una duración de aproximadamente 160 milisegundos, cubriendo 41 muestras capturadas a una frecuencia de 256 Hz. Pueden seleccionarse otras duraciones y/o frecuencias de muestreo. La señal puede ser enventanada con una anchura de ventana aproximadamente igual a la anchura del complejo QRS, aunque esto no es necesario.
La representación digital de la señal se compara con una plantilla utilizando el análisis 506 de correlación. La plantilla que se muestra comprende una serie de valores {T1 … T9} de muestra. Antes de la comparación, o como parte de la comparación, la representación digital de la señal o de la plantilla se escala de tal manera que los picos de mayor valor de las dos series de datos son iguales en amplitud. Un ejemplo de análisis de correlación es el análisis de correlación de forma de onda. Otros ejemplos son ampliamente conocidos en la técnica.
Una versión simple del análisis de correlación se muestra gráficamente en la Figura 16: la muestra o el pico de mayor valor de la representación digital de la señal se alinea con el pico de la plantilla y las muestras circundantes se comparan unas con otras tal como se muestra en el diagrama 508. Debido a que los picos están ya escalados para tener el mismo valor, no existe ninguna diferencia en el pico, pero las muestras circundantes pueden ser diferentes. En las áreas rayadas se muestran las diferencias entre la representación de la señal y la plantilla.
A continuación, puede calcularse una puntuación de correlación tal como se muestra en el cuadro 510. Se calcula la suma de los valores absolutos de las diferencias entre las muestras (escaladas) de la representación de la señal y las muestras de la plantilla y se divide por el área total bajo la plantilla. El cociente se resta de la unidad, proporcionando una puntuación 512 de correlación. Si la puntuación de correlación está cerca de la unidad, entonces el área de la diferencia es pequeña de manera relativa al área bajo la plantilla, indicando una correlación alta. Otros métodos para calcular la correlación se conocen en la técnica y pueden ser sustitutos; aquél mostrado en la Figura 16 es simplemente un ejemplo. Por ejemplo, puede utilizarse un esquema CWA con pesos para aplicar un factor de peso a las diferencias entre muestras individuales de la forma mostrada en la Publicación de Solicitud de Patente de Titularidad Compartida de EE.UU. en tramitación Nº 2008-0077030.
Volviendo a la Figura 3A, se detectan eventos individuales aplicando un perfil 70 de detección a una señal 72. El perfil 70 de detección incluye un período 74 refractario seguido por un periodo 76 de umbral constante y un periodo 78 de decaimiento. Pueden utilizarse otras formas para el perfil 70 de detección.
La señal 72 tiene ondas R y ondas T puestas de manifiesto en la figura. En el ejemplo mostrado, las ondas T son grandes en comparación con las ondas R. Los períodos refractarios mostrados mediante los rectángulos tramados tanto sobre las ondas R como sobre las ondas T indican que cada onda R y cada onda T están siendo tratadas como un evento detectado. Como resultado, por cada ciclo cardiaco, el perfil 70 de detección está detectando dos eventos. Esto es un ejemplo de sobre-detección.
En el ejemplo ilustrativo, cada una de las detecciones individuales también está siendo tratada mediante análisis de correlación de manera relativa a una plantilla que está basada en una onda R. Los resultados del análisis de correlación se muestran de manera gráfica en el cuadro 80. La gráfica 80 incluye fronteras para una correlación "Alta” y para una correlación “Baja”. En el ejemplo, cada “X” indica la puntuación de correlación para cada evento detectado. Se encuentra un patrón de puntuaciones de correlación Alta-Baja-Alta tal como se muestra en el rectángulo 82. En el ejemplo, cada secuencia Alta-Baja-Alta da lugar a la conclusión de que los eventos detectados con puntuación "Baja” están sobre-detectados. Como resultado, tal como se muestra, el evento detectado con puntuación “Baja” se desechará cuando se encuentre un patrón Alta-Baja-Alta. En un ejemplo, "Alta” se define como mayor que una correlación del 52%, mientras que “Baja” se define como menor que una correlación del 25%, cuando se calculan utilizando la forma mostrada en el cuadro 510 de la Figura 16. Pueden utilizarse otros valores y métodos analíticos.
La Figura 3B ilustra los pasos de un método para un ejemplo ilustrativo que incluye corrección del ritmo. Una vez se ha encontrado un patrón de sobre-detección de morfología, tal como se indica en el paso 90, se identifican una o más sobre-detecciones, tal como se muestra en el paso 92. A continuación, se recalculan los intervalos de evento y/o el ritmo, tal como se muestra en el paso 94.
Por ejemplo, tal como se muestra en el diagrama 96, una serie de detecciones de onda R y onda T pueden dar lugar a un conjunto de cálculos de intervalos de 225 ms (de R a T) y 300 ms (de T a R), lo que proporciona un intervalo promedio de 263 ms. Un intervalo promedio de 263 milisegundos da lugar a un ritmo de aproximadamente 229 latidos por minuto, que constituiría una taquiarritmia tratable en muchos pacientes. Sin embargo, cuando las ondas T se identifican como sobre-detecciones y se combinan los intervalos a ambos lados de las ondas T, tal como se muestra en el diagrama 98, los intervalos tienen un promedio de 525 milisegundos. El ritmo puede ser recalculado a un valor de aproximadamente 114 latidos por minuto, evitando una posible desfibrilación, cardioversión o estimulación de resincronización que podrían tener lugar si los datos no se hubieran corregido.
La Figura 4 muestra un ejemplo de comparaciones de correlación entre eventos. Una comparación entre eventos es una comparación en la que dos eventos individuales detectados se comparan uno con otro. La comparación puede tener la forma de un análisis de correlación, o puede hacer uso de algún otro tipo de análisis tal como una transformada ondícula (wavelet), un análisis de componentes principales (PCA, Principal Component Analysis), etc., para evaluar la similitud entre dos eventos detectados. En el caso de una comparación mediante transformada ondícula o PCA, puede compararse la similitud de los resultados de la compresión de datos a una ondícula o salida PCA. Por ejemplo, la similitud y/o el orden de los autovalores de salida de PCA, o la similitud de los coeficientes de ondícula que resultan de una transformación de ondícula pueden compararse de una manera cualitativa o cuantitativa.
En el ejemplo mostrado en la Figura 4, se lleva a cabo un análisis de correlación. En el ejemplo, tal como se muestra en el diagrama 108, las puntuaciones de correlación se caracterizan como Baja, Media o Alta. La zona de puntuación “Alta” indica una confianza alta de que las señales comparadas son del mismo carácter (por ejemplo, si un evento es una onda R, también lo será el otro), mientras que las puntuaciones “Bajas” indican que las señales comparadas son muy diferentes una de otra. La zona “Media” pretende capturar aquellas señales que son similares pero que no generan una confianza alta de que las dos señales son del mismo carácter. Por ejemplo, en un paciente que experimenta un cambio morfológico dependiente del ritmo (tal como un bloqueo de rama inducido por el ritmo cardiaco), las ondas R capturadas pueden no estar fuertemente correlacionadas con una plantilla estática almacenada sino que probablemente entrarán en el intervalo “Medio” de manera relativa a la plantilla. En otro ejemplo, una taquicardia ventricular monomórfica tiene probablemente una correlación entre eventos Alta o Media entre ondas R, y una correlación Media entre ondas T, mientras que una taquicardia ventricular polimórfica mostraría una correlación Media o Baja entre ondas R.
Si así se desea, puede aplicarse lógica difusa. La utilización de una "Zona Media" sugiere esta posibilidad. Por ejemplo, en lugar de considerar unas caracterizaciones simples "Alta” o "Baja”, pueden proporcionarse categorías adicionales. Adicionalmente, puede utilizarse una medida previa para informar una caracterización subsiguiente de una señal marginalmente similar o diferente.
Tal como se muestra en el diagrama 100, una serie de eventos N, N-1, N-2 y N-3 se consideran como un grupo, donde la detección N-ésima se compara con cada uno de los eventos N-1, N-2 y N-3 utilizando análisis de correlación. Los resultados de las comparaciones entre eventos y las comparaciones con una plantilla estática se muestran en la tabla 102. Los resultados de comparación entre eventos se muestran en las celdas 104, que incluyen resultados ordenados de las comparaciones de un evento dado con tres eventos anteriores. La tabla 102 muestra resultados para los eventos N, N-1, N-2 y N-3. Los resultados de las comparaciones entre eventos muestran que para cualquier evento X dado, la correlación con el evento X-2 es más alta que con los eventos X-1 ó X-3. Esto puede indicar un patrón de dobles detecciones basado en una correlación aumentada entre eventos alternativos.
En el ejemplo ilustrado, pueden llevarse a cabo además comparaciones con una plantilla estática de ritmo sinusal normal. En las celdas 106 se muestran resultados ilustrativos. Los resultados alternantes de la plantilla estática, Baja-Media-Baja-Media sugieren una posible sobre-detección, pero debido a que las probables ondas R no se correlacionan fuertemente, no existe una confianza fuerte basada exclusivamente en la plantilla estática. Sin embargo, cuando se toman en combinación con la información de comparación entre eventos, existe una confianza significativa de que algunos eventos son sobre-detecciones. Un conjunto de reglas aplicables podría ser el que sigue:
1) Alternancia Baja-Alta-Baja para N cuando se compara con N-1, N-2 y N-3, y
2) Alternancia Baja-Alta-Baja para N-2 cuando se compara con N-3, N-4 y N-5.
Conclusión: Tratar N-1 y N-3 como ondas T.
Una regla adicional de confirmación podría ser la siguiente:
3) Una correlación como mínimo “Media” para N y N-2 con la plantilla estática.
Otra estrategia consiste en aplicar solamente las reglas 1) y 3), marcando solamente el evento N-1 como una sobredetección en respuesta al cumplimiento del conjunto de reglas. Una vez que uno o más eventos se han marcado como sobre-detecciones, pueden ser tratados de la manera mostrada en la Figura 3B, más arriba.
La Figura 5 muestra otro ejemplo de comparaciones de correlación entre eventos. Aquí la señal capturada se detecta tres veces, tal como se muestra en el diagrama 120. En esta instancia, la detección N-ésima se compara con cada una de las detecciones N-1, N-2, N-3 y N-4. La inclusión de cuatro comparaciones individuales puede ayudar adicionalmente a distinguir una detección triple de una detección doble, aunque algunas realizaciones detienen el proceso en tres comparaciones.
Los resultados se muestran en la tabla 124. Para cada conjunto de comparaciones, hay tres correlaciones Bajas, y una correlación Media o una correlación Alta. Es probable que con una triple detección, algunas detecciones tengan una correlación baja en cada comparación. Un conjunto de reglas ilustrativo es el que sigue:
- 1.
- El evento N-ésimo tiene una correlación Alta con el evento N-3;
- 2.
- Los eventos N-1 y N-2 tienen unas correlaciones Bajas con el evento N-ésimo; y
- 3.
- Los eventos N-1 y N-2 tienen unas correlaciones Bajas con la Plantilla Estática.
Si se cumplen estas tres condiciones, entonces pueden desecharse los eventos N-1 y N-2. Pueden añadirse condiciones adicionales. Por ejemplo, pueden considerarse también las características de plantilla estática del evento N y/o el evento N-3, por ejemplo:
- 4.
- Los eventos N-ésimo y N-3 tienen una Correlación Media o Alta con la Plantilla Estática.
Entonces, si se cumplen todas las reglas 1 a 4, los eventos N-1 y N-2 pueden desecharse y el intervalo entre el evento N y el evento N-3 puede calcularse y utilizarse en análisis del ritmo.
En un ejemplo adicional, también pueden considerarse las anchuras de cada evento, por ejemplo utilizando esta quinta condición:
- 5.
- Los eventos N-1 y N-2 son más anchos que un Umbral de Anchura.
El umbral de anchura puede fijarse como se desee; en un ejemplo, el Umbral de Anchura tiene un valor comprendido en el intervalo entre 100 y 140 ms. Esta regla de Umbral de Anchura puede aplicarse como una capa añadida a cualquier determinación de que un evento debe ser desechado por ser una sobre-detección. En otro ejemplo, pueden considerarse las polaridades:
- 6.
- Los eventos N-1 y N-2 tienen la misma polaridad.
La polaridad puede definirse, por ejemplo, en referencia a la mayoría de las muestras de señal para un evento, como la polaridad de la muestra que tiene el mayor valor en el evento, o mediante la determinación de qué extremo, el más positivo o el menos positivo, ocurre primero en el evento.
Si se desea, puede añadirse el acoplamiento de intervalos como otra condición:
7. El intervalo combinado de N a N-3 es menor que Duración.
Donde "Duración" está comprendida en el intervalo entre 800 y 1200 ms. Esta condición, y variantes de la misma, se explican también en asociación con las Figuras 11 a 13 y 14A-B más adelante.
La Figura 6 muestra una estrategia analítica para análisis de correlación de series cortas y series largas. La Figura 6 muestra una gráfica 140 para representar las puntuaciones de correlación para una serie de eventos detectados. Las puntuaciones de correlación, mostradas como Xs, se representan frente a las líneas 144 y 146 que definen una banda 148 ancha, y las líneas 150, 152 que definen una banda 154 estrecha.
La banda 148 ancha se aplica para identificar una sobre-detección cuando existen dos eventos detectados que tienen puntuaciones por encima de la línea 144 separados por un único evento detectado con una puntuación por debajo de la línea 146, por ejemplo tal como se muestra en la Figura 7A. La banda estrecha se aplica para identificar sobre-detección(es) cuando una serie consecutiva de detecciones se alternan por encima de la línea 150 y por debajo de la línea 152, tal como se muestra por ejemplo en la Figura 7B. Los números se muestran para cada umbral con un propósito ilustrativo; estos números pueden cuantificar la correlación como un porcentaje.
La banda 154 más estrecha se aplica para un estándar menos estricto que la banda 152 más ancha con respecto a las puntuaciones de correlación, y por lo tanto son analizados un mayor número de eventos antes de tomar una decisión de desechar eventos de puntuación baja. En un ejemplo ilustrativo, los eventos no se desechan utilizando la banda 154 estrecha hasta que se encuentra el patrón de 8 eventos mostrado en la Figura 7B, en cuyo instante se desechan entre uno y cuatro eventos con puntuación baja, corrigiéndose los intervalos alrededor de cada evento desechado. De manera subsiguiente al hallazgo del patrón en este paso inicial, solamente el evento con puntuación baja más reciente se desecharía. Con un propósito analítico, se utilizan eventos previamente desechados para determinar si se cumplen la regla de los 8 eventos consecutivos exteriores, incluso si dichos eventos se excluyen de los cálculos de ritmo. Otra realización utiliza sólo 5 eventos, buscando una secuencia Alta-Baja-Alta-Baja-Alta utilizando la banda 154 más estrecha y, si se encuentra dicha secuencia, se desecha uno de los eventos con puntuación Baja o ambos.
Los ejemplos en la Figura 6 y en las Figuras 7A-7B indican números donde unas correlaciones del 50% y el 20% limitan la banda 148 ancha y unas correlaciones del 40% y del 25% limitan la banda 154 estrecha. Estos números son meramente ilustrativos. En un ejemplo, se aplican estos números mediante el escalado de la fórmula mostrada en el cuadro 510 de la Figura 16 a una base porcentual.
Las Figuras 8A-8B ilustran ejemplos de cómo adaptar el análisis de correlación a los niveles observados de correlación con una plantilla. En referencia a la Figura 8A, en el diagrama 158 se muestra una gráfica de puntuaciones de correlación para comparar una plantilla con una serie de eventos. Con el propósito de identificar detecciones dobles, se calcula una puntuación media de correlación para los eventos impares. El agrupamiento de los eventos impares se analiza entonces para determinar si los eventos impares entran todos ellos dentro de una distancia prefijada de la media, utilizando por ejemplo la desviación típica del conjunto o utilizando una distancia fija. Si los eventos impares entran todos dentro de la distancia prefijada de la media, se calcula la separación de la media desde una frontera Baja. Si la separación es mayor que un umbral predeterminado, entonces se determina que los eventos impares muestran monotonicidad, apoyando la presunción de que los eventos impares son detecciones de complejos QRS. Si se identifica monotonicidad en los eventos impares, uno o más de los eventos pares que caen debajo del umbral inferior se marcan como sobre-detecciones.
En otra realización, antes de que cualesquiera de los eventos pares se marquen como sobre-detecciones, se analizan todos para determinar si ha tenido lugar el agrupamiento de los eventos pares, utilizando de nuevo la media de estos eventos. En lugar de la separación entre la media de los eventos impares y la frontera inferior, se calcula la separación entre las medias de los eventos pares e impares para establecer agrupaciones de los eventos. En esta realización, solamente se aplican marcadores de sobre-detección cuando aparece un agrupamiento suficiente de los eventos pares.
La Figura 8B muestra otro ejemplo en el que el marcado de sobre-detecciones está adaptado a las puntuaciones de correlación con una plantilla estática. En este caso se calcula el promedio de la puntuación de correlación para un conjunto de 10 eventos. Se establece entonces una banda "suprimida" alrededor del valor promedio de la puntuación de correlación. Por ejemplo, la banda suprimida puede definirse como +/- 15%. Pueden utilizarse otros tamaños de "banda suprimida".
En el ejemplo de la Figura 8B, las puntuaciones altas se definen como aquellos puntuaciones que están por encima de la banda suprimida, y las puntuaciones bajas como aquellas que están por debajo de la banda suprimida. Si aparece un patrón de Alta-Baja-Alta alrededor de la banda suprimida, entonces puede identificarse sobre-detección y uno o más de los eventos con puntuación Baja se marca como una sobre-detección.
En lugar de una plantilla estática, el análisis mostrado en las Figuras 8A-8B puede aplicarse también utilizando un evento recientemente detectado como una plantilla para la comparación. El análisis apreciado en las Figuras 8A-8B puede utilizar el cálculo del promedio/media, o puede utilizar algún otro predictor de un punto central para señales incluyendo la moda, la mediana u otra operación matemática.
Una utilización posterior de las comparaciones entre eventos mostrada aquí puede utilizarse en la determinación de la ocurrencia de un ritmo Chocable. El suministro de un estímulo se utiliza habitualmente para tratar condiciones polimórficas, tales como una Taquicardia Ventricular Polimórfica y una Fibrilación Ventricular. Condiciones monomórficas tales como una Taquicardia Ventricular Monomórfica (TVM) pueden tratarse, pero una TVM no siempre requiere el tratamiento más enérgico. Por ejemplo, una TVM puede tratarse utilizando estimulación antitaquicardia (EAT) en lugar de desfibrilación o cardioversión, ya que una EAT utiliza menos energía y puede ser menos traumática para el paciente. Pueden utilizarse patrones de correlación para distinguir entre arritmias monomórficas y arritmias polimórficas. Por ejemplo, un patrón en curso como el mostrado en las Figuras 7A ó 7B, o incluso en la Figura 6, en el que se encuentran correlaciones altas de manera consistente, puede utilizarse para retrasar la terapia, si así se desea.
En otro ejemplo, un patrón como el mostrado en la Figura 8A puede analizarse adicionalmente mediante la determinación del valor de la desviación típica para las puntuaciones altas agrupadas. Si las puntuaciones altas agrupadas están basadas en una plantilla estática y muestran una desviación típica pequeña, esto puede indicar una condición monomórfica. En algunas realizaciones, particularmente si no se dispone de una EAT, puede inhibirse la terapia hasta que la condición monomórfica evoluciona a una condición más polimórfica.
En un ejemplo, un sistema utiliza un análisis de correlación estratificada para identificar arritmias tratables. En el ejemplo, se ejecuta un análisis de correlación simple de evento único que utiliza una plantilla estática hasta que aparece un patrón como el mostrado en la Figura 8A. Un patrón tal dispara entonces múltiples comparaciones entre eventos como se muestra en las Figuras 4 a 5. A continuación, si las comparaciones entre eventos muestran una probable sobre-detección, los intervalos de datos pueden corregirse. Adicionalmente, si las comparaciones entre eventos muestran una condición monomórfica, la terapia puede inhibirse.
La Figura 9 ilustra métodos para alinear y realinear una señal capturada con una plantilla de análisis de correlación. La plantilla de análisis de correlación se muestra en el trazo 200, mientras que en el trazo 202 se muestra una señal. La plantilla 200 de análisis de correlación puede ser una plantilla estática o puede representar un único evento detectado o el promedio de varios eventos recientemente detectados.
Tal como se aprecia en la Figura 16, el análisis de correlación utiliza típicamente un punto de referencia como guía de alineamiento para una serie ordenada de valores de plantilla y muestras de señal. En el ejemplo de la Figura 9, se identifica un punto de alineamiento base como la muestra tanto de la plantilla 200 como de la señal 202 que tiene un mayor valor. Se llevan a cabo entonces una serie de comparaciones, comenzando con una comparación de alineamiento de base, mostrada en el cuadro 210, y desplazamientos de muestra individual a la derecha, mostrado en el cuadro 212, y a la izquierda, mostrado en el cuadro 214. La correlación 212 de desplazamiento de uno a la derecha resulta ser peor que la puntuación de correlación para la comparación 210 base, y por lo tanto se desecha el resultado de la correlación 212 de desplazamiento de uno a la derecha. La correlación 214 de desplazamiento de uno a la izquierda proporciona una puntuación de correlación mayor que la correlación 210 de alineamiento, y por lo tanto se desecha el resultado de la correlación 210 de base, y se calcula una nueva correlación de desplazamiento a la izquierda tal como se muestra en el cuadro 216, desplazando esta vez el alineamiento de puntos por dos muestras. El resultado en el cuadro 216 muestra una correlación menor que la correlación de desplazamiento de uno a la izquierda del cuadro 214, y por lo tanto el proceso se detiene y utiliza la puntuación de correlación calculada para la correlación 214 de desplazamiento de uno a la izquierda como puntuación de correlación para la señal 202.
Cuando se lleva a cabo el desplazamiento a la derecha y/o a la izquierda, puede modificarse también el escalado de la señal a la plantilla. Por ejemplo, si se lleva a cabo inicialmente el escalado mediante la comparación del pico de la señal y el pico de la plantilla igualando entonces ambos, al llevarse a cabo el desplazamiento el pico de la señal puede por el contrario escalarse al punto con el que se alinea en la plantilla después de haberse producido el desplazamiento.
El método mostrado en la Figura 9 puede ayudar a corregir el ruido o el mal alineamiento debido al muestreo de artefactos, a la velocidad de subida, etc., que puede provocar que el punto de alineamiento del pico de la muestra 202 no sea óptimo. El método incluye calcular la puntuación de correlación cuando se alinean los puntos de referencia y también cuando los puntos de referencia están mal alineados por una o más muestras en cada una de las dos direcciones hasta que se encuentra una máxima puntuación de correlación. Pueden colocarse límites, tal como se desee, en el número de muestras en las que se desplaza a la derecha o la izquierda. En otra realización, se calculan automáticamente diferentes puntuaciones (por ejemplo, una base, una, dos, y tres a la izquierda, una, dos y tres a la derecha) y se elige la mejor de ellas.
En otra realización resaltada en la Figura 9, pueden definirse un número plural de puntos de alineamiento para la plantilla 200. Algunos ejemplos incluyen el inicio del complejo QRS, la amplitud máxima, la amplitud máxima en la polaridad opuesta de la amplitud máxima (nótese que las amplitud es máximas se identifican porque ambas corresponden a un punto de cambio en el que dV/dt = 0), el punto de máxima pendiente entre los dos picos máximos (mostrados como dV/dt = MAX, etc.). Mediante la identificación de los puntos análogos en la señal, el método puede determinar si la utilización de diferentes puntos de alineamiento posibles podría proporcionar diferentes valores de salida del análisis de correlación. Por ejemplo, podría utilizarse por defecto el punto de máxima amplitud de la señal completa, pero podría ocurrir que algunos eventos cardiacos se alineasen por el contrario utilizando el punto de máxima pendiente en el segmento monótono que sigue al punto de máxima amplitud.
La Figura 10 muestra otro método para almacenar y aplicar una plantilla para análisis de correlación. En este ejemplo, la señal que forma una base para una plantilla se muestra en el cuadro 230. Para el ejemplo ilustrativo, cuando se forma la plantilla se define una región de interpolación entre el pico positivo y el pico negativo de la señal
230. Como resultado, la plantilla almacenada adopta la forma mostrada en el cuadro 240: la plantilla 240 coincide con la señal 230 de plantilla en regiones antes del pico positivo y después del pico negativo, pero es flexible entre los dos picos, tal como se indica mediante una línea discontinua en el trazo 242. El pico positivo, en el ejemplo mostrado, es el pico de mayor magnitud en la plantilla, y por lo tanto se utiliza para escalar la plantilla a una señal capturada.
El alineamiento a una muestra 232 se lleva a cabo entonces tal como se muestra en el cuadro 244. La plantilla se ajusta de tal manera que los picos positivos y negativos se alinean con la señal capturada, con una interpolación lineal entre ellos. Fuera de los picos positivo y negativo, la plantilla continúa coincidiendo con la señal tal como se muestra en el cuadro 230, pero sin embargo la duración y la pendiente entre los picos positivo y negativo se ajustan para coincidir con el evento capturado. El ajuste mostrado en la Figura 10 puede evitar la dificultad de que la duración de una plantilla estática esté fijada para un paciente cuya anchura del complejo QRS esté afectada por el ritmo cardiaco. El ajuste realizado puede limitarse con el fin de evitar un aumento excesivo de la anchura de la plantilla.
En otro ejemplo, se identifican más de dos puntos de plantilla y puede utilizarse interpolación lineal entre ellos. Por ejemplo, una plantilla puede estar formada por cinco valores donde cada uno de ellos tiene una amplitud relativa y una ubicación relativa. Cuando se va a comparar un evento detectado con la plantilla, la anchura y la amplitud del pico del evento detectado se utilizan para escalar cada uno de los valores de la plantilla, utilizando interpolación lineal entre los puntos de la plantilla.
Las Figuras 11 y 12 ilustran un método para inhibir la corrección de datos después de la identificación de una probable sobre-detección.
Tal como se muestra en la Figura 11, un complejo QRS ocurre en el trazo 260, seguido por una contracción ventricular prematura (CVP) mostrada en el trazo 262, seguida por otro complejo QRS en el trazo 264. La CVP se caracteriza, en este ejemplo, por una baja correlación con la plantilla. Por consiguiente, aparece un patrón de correlación Alta-Baja-Alta, similar al mostrado en la Figura 3A. Por lo tanto, algunos ejemplos desecharían la CVP
262. De manera analítica, sin embargo, desechar la CVP 262 podría ser innecesario ya que no es realmente un evento sobre-detectado. Adicionalmente, los intervalos alrededor de la CVP 262 son ambos mayores que 500 milisegundos. Incluso sin llevarse a cabo una corrección de datos, el promedio de los dos intervalos proporcionaría un ritmo de eventos de aproximadamente 103 latidos por minuto, un ritmo que no amenazaría con dar lugar a una terapia innecesaria. Por consiguiente, la corrección de datos no mejoraría la especificidad del ritmo en el dispositivo, mientras que reduciría la sensibilidad a los latidos.
La Figura 12 ilustra un método que evitaría desechar una CVP 262 como la mostrada en la Figura 11. Basándose en los eventos 270 detectados, el método determina, tal como se muestra en el paso 272, si aparece una secuencia de puntuaciones de correlación que apoyaría el hallazgo de una doble detección (DD) o una sobre-detección. Si no es así, el método termina, ya que no está a punto de suceder una corrección de datos. Si el resultado del paso 272 es un "Sí”, el método incluye a continuación la determinación de si el nuevo intervalo que resultaría de una corrección de datos sería mayor que un umbral predeterminado, tal como se muestra en el paso 274. En el ejemplo ilustrativo, el umbral es 1000 milisegundos (60 latidos por minuto), aunque este número es meramente ilustrativo. Algunos umbrales probables están comprendidos en el intervalo entre 750 y 1200 milisegundos.
En otro ejemplo, se invierte el orden del análisis, y el análisis de sobre-detección no tiene lugar a no ser que el ritmo calculado sea alto (normalmente 150 latidos por minuto o más), o a no ser que los intervalos que podrían estar
5 afectados sean lo suficientemente breves como para superar el test aplicado. En otra realización, se comparan intervalos individuales con un umbral (por ejemplo, en el intervalo entre 400 y 600 ms) y, si ambos intervalos sobrepasan el umbral, no tiene lugar ninguna combinación de intervalos. En otro ejemplo más, el umbral puede ser un parámetro programable de un sistema implantable. En otro ejemplo, el umbral puede escalarse sobre la base de un parámetro programable de taquicardia ventricular que se utiliza para fijar un ritmo de latidos que el sistema implantable tratará como un ritmo de taquicardia ventricular.
Si el intervalo corregido no es mayor que el umbral, el método continúa hacia el paso en el que se combinan los intervalos, como se muestra en el paso 276, para corregir el evento o los eventos sobre detectados. Si el intervalo corregido fuese mayor que el umbral en el paso 274, el método simplemente terminaría sin combinar intervalos. De esta manera, puede evitarse una corrección innecesaria de los datos almacenados.
15 La Figura 13 ilustra más métodos para inhibir el análisis de correlación después de la identificación de una sobredetección. Los métodos en la Figura 13 se aprovechan de relaciones conocidas entre el intervalo QT y el intervalo RR en los ciclos cardiacos fisiológicos. El método ilustrativo comienza de nuevo con la identificación de un patrón que sugiere una sobre-detección, tal como se indica en el paso 300. Tal como se muestra en el paso 302, el evento posiblemente sobre-detectado se trata entonces como una onda T (aquí, la presunción es que se identifica un patrón de tres eventos, donde el evento intermedio de los tres es probablemente una sobre-detección; pueden utilizarse otras variantes) y, tal como se muestra en el paso 304, los eventos a ambos lados de la probable sobre-detección se tratan como ondas R.
Estas ondas R y T “presuntas" de los pasos 302 y 304 se utilizan entonces para aplicar una fórmula que permite calcular la duración del intervalo QT a partir del intervalo RR en el paso 306. En particular, en el paso 308 se
25 muestran diferentes fórmulas verosímiles. Los ejemplos incluyen la fórmula de Bazett:
( ) = QT
QT Esp *
RR
La fórmula de Friderica:
( ) = QT
3
QT Esp * RR
y la fórmula de regresión de Sagie y otros:
( ) = QT + A*( RR -1)
QT Esp
Sagie y otros encontraron A = 0.154.
En cada fórmula, el intervalo QT esperado se muestra como QT(Esp), el valor del intervalo RR está en segundos, y el valor del intervalo QT se captura durante una sesión de programación entre un programador y un receptor del dispositivo implantado. El intervalo QT bien se captura o bien se ajusta para un ritmo cardiaco de 60 latidos por
35 minuto. El intervalo RR se encuentra en el paso 304, y el intervalo QT medido puede capturarse añadiendo la anchura medida de la presunta onda T al intervalo entre la primera onda R y la presunta onda T.
Lo esperable es que si el evento probablemente sobre-detectado es una onda T sobre-detectada, el periodo QT medido coincidirá con el período QT esperado para un valor del intervalo RR dado, utilizando cualquier formula que pueda aplicarse, con una banda de tolerancia para permitir un cierto error.
Si la fórmula aplicada en el paso 306 no proporciona un valor coincidente, no se desecha ningún evento, tal como se muestra en el paso 310. De manera alternativa, si la fórmula aplicada en el paso 306 proporciona un valor coincidente, entonces la probable sobre-detección se desecha tal como se muestra en el paso 312. Cuando se desecha la probable sobre-detección en el paso 312, los intervalos alrededor de la sobre-detección se combinan, tal como se muestra en la Figura 3B. Una vez más, en otros ejemplos se invierte el orden del análisis.
45 Las Figuras 14A-14B muestran la aplicación de un método ilustrado en la Figura 13. En los ejemplos ilustrativos de las Figuras 14A y 14B, se aplica la fórmula de raíz cúbica de Friderica. En cada ejemplo, el intervalo QT medido previamente tiene un valor de 400 milisegundos. Este valor representa el intervalo QT estimado para el paciente hipotético que tendría lugar a un ritmo cardiaco de 60 latidos por minuto.
En referencia a la Figura 14A, dados tres eventos X, Y y Z que tienen un patrón de correlación que indica una sobredetección, el método se aplica mediante la presunción de que el evento Y es una onda T. El intervalo QT se mide para el evento X y para el evento Y, y el intervalo RR se mide desde el evento X hasta el evento Z , tal como se indica. Se referencia también el intervalo QT medido, y estos valores se introducen en la fórmula elegida. En el ejemplo mostrado, utilizando un valor del intervalo RR de 0,8 segundos, el valor esperado para el intervalo QT es de 371 milisegundos. Aplicando una banda de error de +/- 10% al cálculo, el intervalo aceptable tiene una duración de entre 334 y 408 milisegundos aproximadamente para el intervalo QT. Sin embargo, tal como se muestra, el intervalo medido tiene un valor de aproximadamente 500 milisegundos, demasiado largo como para ser un intervalo QT para los parámetros dados. Como resultado de ello, el cálculo sugiere que la detección Y no es una onda T sobre- detectada, y por lo tanto no tiene lugar ninguna corrección de datos. Pueden aplicarse bandas de error de tamaños menores o mayores; por ejemplo, se utiliza un error de +/- 5% en otra realización ilustrativa.
En referencia ahora a la Figura 14B, esta vez el intervalo QT medido para el evento X y para el evento Y tiene una duración de 370 milisegundos aproximadamente. Este valor entra dentro del intervalo esperado, y por lo tanto el cálculo sugiere que la detección Y es una onda T sobre-detectada. Por lo tanto, se desecha la detección Y y se corrigen los datos del intervalo entre el evento X y el evento Z.
En los ejemplos de las Figuras 11-13 y 14A-B, si no se desecha una probable sobre-detección, dando lugar a una corrección de datos, la probable sobre-detección puede por el contrario marcarse como detección sospechosa. En un ejemplo, las detecciones sospechosas se tratan como poco fiables, tanto cuando se utilizan como indicadores de la actividad cardiaca como cuando se utilizan como puntos finales para intervalos que pueden usarse en el análisis del ritmo. Si la probable sobre-detección se marca como una detección sospechosa, la detección sospechosa y cada uno de los intervalos precedentes y subsiguientes alrededor de la detección sospechosa se eliminan totalmente del análisis.
La Figura 15 muestra un método de análisis para identificar eventos chocables detectados y ritmos tratables. La Figura 15 muestra la estructura de un método de análisis mediante la inclusión de los pasos 402 de detección de evento, que es seguido por la evaluación 404 de forma de onda y por la calificación 406 de latido. En particular, la detección 402 de evento incluirá típicamente monitorizar una señal capturada para detectar cambios de amplitud de la señal que indiquen eventos cardiacos. Una vez que se capturan eventos cardiacos en el bloque 402, puede tener lugar la evaluación 404 de forma de onda. Durante la evaluación 404 de forma de onda, se analizan las características de la señal asociada con un evento detectado para identificar y eliminar eventos detectados que estén causados probablemente por ruido o artefactos.
A continuación, los eventos detectados que superen la evaluación 404 de forma de onda se someten a una calificación 406 de latido, durante la cual los eventos detectados se analizan para determinar si muestran una morfología o unas características de intervalo que indiquen una detección precisa. Esto puede incluir el análisis de correlación mostrado anteriormente, y/o el análisis de intervalos o combinaciones de ambos; por ejemplo, el análisis para eliminar dobles detecciones de complejos anchos puede utilizar un criterio de proximidad y características de forma de eventos detectados para identificar probables sobre-detecciones. Alguna discusión adicional aparece en la Solicitud de Patente de EE.UU. con el Número de Serie 12/399.914, titulada MÉTODOS Y DISPOSITIVOS PARA CLASIFICAR ACTIVIDAD CARDIACA DE MANERA PRECISA.
La arquitectura pasa entonces a clasificación de ritmo, que puede comenzar considerando el ritmo en el bloque 408. Si el ritmo es bajo, entonces una detección individual se marca como "No Chocable” tal como se indica en el paso
410. De manera alternativa, si el ritmo es muy alto, se considera la posibilidad de indicar fibrilación ventricular (FV) y por consiguiente se marca como "Chocable", tal como se muestra en el paso 412. Entre estas bandas de ritmo bajo y de FV se encuentra la zona de taquicardia ventricular (TV), y los ritmos en la zona de TV se analizan utilizando algo a lo que nos referiremos como Mejoras de Detección, tal como se muestra en el paso 414.
Un ejemplo de una Mejora de Detección es el siguiente:
- 1.
- Compara con plantilla estática: si hay coincidencia, no chocable; en otro caso
- 2.
- Compara con plantilla dinámica: si no hay coincidencia, evento chocable; en otro caso
- 3.
- Compara con umbral de anchura de complejo QRS: si es ancho, chocable, en otro caso no chocable.
Donde la plantilla dinámica puede ser una cualquiera de las que siguen:
a) Un promedio de varias detecciones previas que están correlacionadas una con otra;
b) Un conjunto de eventos individuales, por ejemplo {N-1 … N-i} en el que la coincidencia de algunos o todos los eventos individuales cuenta como la coincidencia de la plantilla dinámica;
c) Una plantilla actualizada continuamente.
El umbral de anchura del complejo QRS mencionado anteriormente puede aplicarse de diferentes maneras que pueden adaptarse al método de medición de la anchura del complejo QRS utilizado en un sistema dado y/o que pueden adaptarse a un paciente individual. En un ejemplo, se aplican las siguientes reglas para la anchura del complejo QRS:
x) Durante el análisis, la anchura del complejo QRS se calcula como la duración desde el inicio del segmento monotónico más largo capturado durante el período refractario antes del punto de referencia hasta el final del segmento monotónico más largo capturado durante el período refractario después del punto de referencia;
y) El umbral de anchura del complejo QRS se mide para el paciente durante una sesión de programación, con un valor máximo permitido de 113 ms; y
z) La anchura del complejo QRS durante el análisis se considera ancha si es al menos 20 ms más larga que el umbral de anchura del complejo QRS.
Estas reglas x), y) y z) se adaptan para una realización particular y pueden variar dependiendo del sistema utilizado.
Después del marcado de los eventos como No Chocable 410 o Chocable 412, se aplica una condición de contador X-Y tal como se indica en el paso 416. La condición de contador X-Y analiza el número de eventos Chocables, X, que se marcan durante un conjunto anterior, Y, de eventos detectados que superan tanto la evaluación 404 de forma de onda como la calificación 406 de latido. El ratio aplicado, y el tamaño de conjunto utilizado, pueden variar. Una realización aplica una condición 18-24 de contador X-Y en el paso 416. Otras realizaciones utilizan ratios como 8 ó 9 sobre 12, 12 ó 13 sobre 16, 24-32, etc.
Si no se cumple la condición X-Y, no se suministrará ningún choque, tal como se muestra en el paso 418. Si se cumple la condición X-Y, entonces el método puede continuar hasta el bloque 420 de confirmación de carga. Por ejemplo, algunas realizaciones requieren que se cumpla la condición X-Y ratio-tamaño del conjunto para un número seleccionado de eventos consecutivos, y esta condición puede testearse en el paso 420 de confirmación de carga. Otra condición de ejemplo consiste en determinar si un conjunto, N, de eventos detectados inmediatamente precedentes son todos Chocables, o si todos tienen intervalos que son lo suficientemente cortos como para apoyar la conclusión de que está teniendo lugar la arritmia detectada. También pueden aplicarse otros factores en la confirmación de carga, por ejemplo, observando si se ha encontrado recientemente una sobre-detección (lo que podría sugerir que debería retrasarse la terapia para asegurarse de que la "arritmia" no es una manifestación de un sobre-conteo), u observando si se han detectado intervalos largos consistentes (sugiriendo de manera potencial una conversión espontánea del corazón del paciente a un ritmo normal). Por ejemplo, el paso 420 de confirmación de carga puede incluir también métodos tales como aquellos que se muestran en la Publicación de Solicitud de Patente de Titularidad Compartida de EE.UU. en tramitación Nº 11/042.911, titulada MÉTODO PARA ADAPTAR LA INICIACIÓN DE LA CARGA PARA UN CARDIOVERSOR-DESFIBRILADOR IMPLANTABLE, cuya descripción se incorpora por referencia en la presente memoria.
El bloque 422 de Carga y Choque se alcanza si se sobrepasa la Confirmación 420 de Carga. Típicamente, el proceso de cargado dura un cierto período de tiempo, y por lo tanto el método 400 puede iterarse varias veces antes de que se complete la carga. Algunos o todos los análisis utilizados para alcanzar una determinación inicial de que la Carga debería empezar pueden repetirse durante el proceso. Finalmente, si persisten las condiciones tratables durante la carga, o si se identifican después de la carga, puede suministrarse un estímulo.
En relación con el sistema implantable, pueden incorporarse varias características propias del hardware. Por ejemplo, puede utilizarse cualquier batería con una química apropiada, tal como una batería de ion de litio. La salida terapéutica puede crearse utilizando un sistema capacitivo para almacenar energía hasta que se alcance un nivel de estímulo utilizando uno o varios condensadores. Puede utilizarse un circuito de carga tal como un circuito transformador de transferencia inversa (flyback) para generar voltajes terapéuticos. Puede suministrarse la terapia utilizando, por ejemplo, un circuito en puente H o una modificación del mismo. Pueden utilizarse conjuntos de circuitos de propósito general o especializados para llevar a cabo las funciones de análisis. Por ejemplo, puede utilizarse un circuito de analógico a digital de señal cardiaca especializado, así como un bloque de análisis de correlación especializado, tal como se desee, mientras que pueden llevarse a cabo otras funciones con un microcontrolador. Pueden proporcionarse memorias estáticas o dinámicas y pueden utilizarse para cualesquiera funciones apropiadas. Estos elementos pueden ser todos ellos componentes del conjunto de circuitos eléctricos y electrónicos operacionales para el sistema de estimulación cardiaca implantable.
Aquellos expertos en la técnica reconocerán que la presente invención puede manifestarse en una variedad de formas diferentes a las realizaciones específicas descritas y contempladas en la presente memoria. En consecuencia, pueden permitirse desviaciones en la forma y los detalles sin separarse del alcance de la presente invención.
Claims (4)
- REIVINDICACIONES1.-Un sistema de estimulación cardiaca implantable (ICS, Implantable Cardiac Stimulus System) que comprende un receptáculo (42) hermético que aloja un conjunto de circuitos eléctricos y electrónicos operacionales para el sistema ICS, donde el receptáculo (42) hermético tiene un electrodo (44) de receptáculo y un cable (46) de derivación que tiene al menos un primer electrodo (48, 50, 52) de derivación situado en el mismo, donde el electrodo(44) del receptáculo y el primer electrodo (48, 50, 52) de derivación están acoplados eléctricamente al conjunto de circuitos eléctricos y electrónicos operacionales;caracterizado porque el conjunto de circuitos eléctricos y electrónicos operacionales comprende:medios (10) de detección para detectar eventos (500) eléctricos que ocurren dentro del paciente utilizando los electrodos (44, 48, 50, 52);medios (408) de estimación del ritmo para calcular un ritmo cardíaco utilizando un conjunto de los eventos (500) eléctricos detectados;medios (12) de análisis de sobre-detecciones para identificar un evento detectado o más de uno como probablemente debido a una sobre-detección;medios (20) de corrección de datos para analizar intervalos alrededor de los eventos identificados como probablemente debidos a una sobre-detección para determinar si la probable sobre-detección es probablemente una onda T y:a) si la probable sobre-detección es probablemente una onda T, corregir los datos relacionados con la sobredetección para reducir el ritmo cardíaco calculado; ob) si la probable sobre-detección no es probablemente una onda T, deshabilitar los métodos de corrección de datos en el sistema ICS para al menos la probable sobre-detección;medios de determinación para determinar si una probable arritmia cardíaca está teniendo lugar y, si es así, determinar si se requiere la aplicación de un estímulo; ymedios de administración de terapia para suministrar un estímulo eléctrico al paciente desde el sistema ICS si se requiere la aplicación de un estímulo.
- 2.-El sistema ICS de la reivindicación 1 en el que los medios (20) de corrección de datos están configurados para aplicar una relación matemática aceptada entre los períodos QT y los intervalos RR a la probable sobre-detección y los eventos inmediatamente precedente e inmediatamente subsiguiente detectados, de la manera siguiente:tratando el intervalo para los eventos inmediatamente precedente e inmediatamente subsiguiente detectados como un intervalo RR;tratando el período para el evento inmediatamente precedente detectado y la probable sobre-detección como un intervalo QT;aplicando la relación matemática aceptada al intervalo y al periodo y:si la relación matemática aceptada se cumple, determinando que la probable sobre-detección es probablemente una onda T; osi la relación matemática aceptada no se cumple, determinando que la probable sobre-detección no es probablemente una onda T.
- 3.-El sistema ICS de la reivindicación 2 en el que los medios (20) de corrección de datos están configurados adicionalmente de tal manera que la relación matemática aceptada se elige entre un grupo consistente en la fórmula de Bazett, la fórmula de Friderica, o una fórmula de regresión.
- 4.-El sistema ICS de la reivindicación 1 en el que los medios de corrección de datos están configurados para comparar un intervalo entre la probable sobre-detección y un evento inmediatamente precedente detectado con un umbral y, si se supera el umbral, encontrar que la probable sobre-detección no es probablemente una onda T.
Applications Claiming Priority (6)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US5133208P | 2008-05-07 | 2008-05-07 | |
US51332P | 2008-05-07 | ||
US399914 | 2009-03-06 | ||
US12/399,914 US8160686B2 (en) | 2008-03-07 | 2009-03-06 | Methods and devices for accurately classifying cardiac activity |
US437547 | 2009-05-07 | ||
US12/437,547 US8160687B2 (en) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Methods and devices for accurately classifying cardiac activity |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2425102T3 true ES2425102T3 (es) | 2013-10-11 |
Family
ID=41016774
Family Applications (4)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES12151591T Active ES2425345T3 (es) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
ES09743712T Active ES2386623T3 (es) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
ES12151595T Active ES2425102T3 (es) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
ES12151593T Active ES2425439T3 (es) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
Family Applications Before (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES12151591T Active ES2425345T3 (es) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
ES09743712T Active ES2386623T3 (es) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
Family Applications After (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES12151593T Active ES2425439T3 (es) | 2008-05-07 | 2009-05-07 | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca |
Country Status (9)
Country | Link |
---|---|
US (6) | US8160687B2 (es) |
EP (4) | EP2313153B1 (es) |
JP (1) | JP5656293B2 (es) |
CN (3) | CN103285513B (es) |
AT (1) | ATE554826T1 (es) |
AU (1) | AU2009244153B2 (es) |
CA (1) | CA2723390C (es) |
ES (4) | ES2425345T3 (es) |
WO (1) | WO2009137726A2 (es) |
Families Citing this family (84)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2009092055A1 (en) | 2008-01-18 | 2009-07-23 | Cameron Health, Inc. | Data manipulation following delivery of a cardiac stimulus in an implantable cardiac stimulus device |
ES2525691T3 (es) * | 2008-03-07 | 2014-12-29 | Cameron Health, Inc. | Dispositivos para clasificar con precisión la actividad cardíaca |
AU2009221694B2 (en) | 2008-03-07 | 2013-09-26 | Cameron Health, Inc. | Accurate cardiac event detection in an implantable cardiac stimulus device |
EP2313153B1 (en) | 2008-05-07 | 2012-04-25 | Cameron Health, Inc. | Devices for accurately classifying cardiac activity |
WO2010068933A1 (en) | 2008-12-12 | 2010-06-17 | Cameron Health, Inc. | Electrode spacing in a subcutaneous implantable cardiac stimulus device |
WO2011008550A1 (en) | 2009-06-29 | 2011-01-20 | Cameron Health, Inc. | Adaptive confirmation of treatable arrhythmia in implantable cardiac stimulus devices |
US8265737B2 (en) | 2009-10-27 | 2012-09-11 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices for identifying overdetection of cardiac signals |
US8831711B2 (en) | 2012-06-04 | 2014-09-09 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardiac systems with baseline correction in response to noise detection |
US8548573B2 (en) | 2010-01-18 | 2013-10-01 | Cameron Health, Inc. | Dynamically filtered beat detection in an implantable cardiac device |
US9962100B2 (en) | 2010-08-20 | 2018-05-08 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices that identify overdetection in implantable cardiac systems |
JP5576234B2 (ja) * | 2010-10-14 | 2014-08-20 | 株式会社デンソー | 生体状態監視装置 |
US8588895B2 (en) | 2011-04-22 | 2013-11-19 | Cameron Health, Inc. | Robust rate calculation in an implantable cardiac stimulus or monitoring device |
US9849291B2 (en) | 2011-06-09 | 2017-12-26 | Cameron Health, Inc. | Antitachycardia pacing pulse from a subcutaneous defibrillator |
US9554717B2 (en) | 2011-07-29 | 2017-01-31 | Pacesetter, Inc. | Devices, systems and methods to monitor and treat heart failure (HF) |
US20130030487A1 (en) * | 2011-07-29 | 2013-01-31 | Keel Allen J | Devices, systems and methods to increase compliance with a predetermined ventricular electrical activation pattern |
US9002453B2 (en) | 2011-07-29 | 2015-04-07 | Pacesetter, Inc. | Devices, systems and methods to perform arrhythmia discrimination based on R-R interval stability corresponding to a plurality of ventricular regions |
US8798731B2 (en) | 2011-07-29 | 2014-08-05 | Pacesetter, Inc. | Devices, systems and methods to perform arrhythmia discrimination based on the atrial and ventricular activation times |
WO2014164530A1 (en) | 2013-03-11 | 2014-10-09 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices implementing dual criteria for arrhythmia detection |
US9020583B2 (en) | 2013-03-13 | 2015-04-28 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Patient signal analysis and characterization |
US8825145B1 (en) | 2013-03-14 | 2014-09-02 | Medtronic, Inc. | Beat-morphology matching scheme for cardiac sensing and event detection |
US8983586B2 (en) | 2013-03-14 | 2015-03-17 | Medtronic, Inc. | Beat-morphology matching scheme for cardiac sensing and event detection |
US10105075B2 (en) | 2013-05-21 | 2018-10-23 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardiac device sensing with refractory period alignment to signal peak |
US9402557B2 (en) * | 2013-06-28 | 2016-08-02 | Bruce Hopenfeld | Heart beat detection based on permissible sequence searching |
US9788742B2 (en) | 2014-02-04 | 2017-10-17 | Cameron Health, Inc. | Impedance waveform monitoring for heart beat confirmation |
US10376705B2 (en) | 2014-04-01 | 2019-08-13 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discriminating tachycardia events in a medical device |
US9526908B2 (en) | 2014-04-01 | 2016-12-27 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discriminating tachycardia events in a medical device |
WO2015153456A1 (en) * | 2014-04-01 | 2015-10-08 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discriminating tachycardia events in a medical device |
US9393437B2 (en) | 2014-04-02 | 2016-07-19 | West Affum Holdings Corp. | Pressure resistant conductive fluid containment |
US9808640B2 (en) | 2014-04-10 | 2017-11-07 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discriminating tachycardia events in a medical device using two sensing vectors |
US9352165B2 (en) | 2014-04-17 | 2016-05-31 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for verifying discriminating of tachycardia events in a medical device having dual sensing vectors |
US10278601B2 (en) | 2014-04-24 | 2019-05-07 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for selecting a sensing vector configuration in a medical device |
US10244957B2 (en) | 2014-04-24 | 2019-04-02 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for selecting a sensing vector configuration in a medical device |
US9795312B2 (en) | 2014-04-24 | 2017-10-24 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for adjusting a blanking period for selecting a sensing vector configuration in a medical device |
US10252067B2 (en) | 2014-04-24 | 2019-04-09 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for adjusting a blanking period during transitioning between operating states in a medical device |
US10448855B2 (en) | 2014-04-25 | 2019-10-22 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device (IMD) sensing modifications responsive to detected pacing pulses |
US10226197B2 (en) | 2014-04-25 | 2019-03-12 | Medtronic, Inc. | Pace pulse detector for an implantable medical device |
US10154794B2 (en) | 2014-04-25 | 2018-12-18 | Medtronic, Inc. | Implantable cardioverter-defibrillator (ICD) tachyarrhythmia detection modifications responsive to detected pacing |
US10449370B2 (en) | 2014-05-13 | 2019-10-22 | West Affum Holdings Corp. | Network-accessible data about patient with wearable cardiac defibrillator system |
US9610025B2 (en) | 2014-07-01 | 2017-04-04 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for verifying discriminating of tachycardia events in a medical device having dual sensing vectors |
US9668665B2 (en) | 2014-08-13 | 2017-06-06 | Cameron Health, Inc. | Methods and implantable devices for detecting arrhythmia |
US9554714B2 (en) | 2014-08-14 | 2017-01-31 | Cameron Health Inc. | Use of detection profiles in an implantable medical device |
US9451893B2 (en) | 2014-08-18 | 2016-09-27 | Cameron Health, Inc. | Calculation of self-correlation in an implantable cardiac device |
US9566012B2 (en) | 2014-10-27 | 2017-02-14 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for selection and use of virtual sensing vectors |
US9833607B2 (en) | 2014-10-30 | 2017-12-05 | West Affum Holdings Corp. | Wearable cardiac defibrillation system with flexible electrodes |
US11540762B2 (en) | 2014-10-30 | 2023-01-03 | West Affum Holdings Dac | Wearable cardioverter defibrtillator with improved ECG electrodes |
US9675270B2 (en) | 2015-04-23 | 2017-06-13 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for determining a premature ventricular contraction in a medical monitoring device |
US10542961B2 (en) | 2015-06-15 | 2020-01-28 | The Research Foundation For The State University Of New York | System and method for infrasonic cardiac monitoring |
US10299688B2 (en) | 2015-10-23 | 2019-05-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-vector sensing in cardiac devices with signal combinations |
US10426405B2 (en) | 2015-12-02 | 2019-10-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and devices combining multiple cardiac rate measurements with activation and arrhythmia analysis correction |
US10123742B2 (en) | 2015-12-02 | 2018-11-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and devices combining multiple cardiac rate measurements with interval correction and arrhythmia decision bypass |
CN108367156B (zh) | 2015-12-02 | 2021-08-17 | 心脏起搏器股份公司 | 心律管理设备中的滤波的自动确定和选择 |
CN115153574A (zh) * | 2016-01-16 | 2022-10-11 | Zoll医疗公司 | 除颤器 |
US10940323B2 (en) | 2016-10-04 | 2021-03-09 | West Affum Holdings Corp. | Wearable cardioverter defibrillator (WCD) with power-saving function |
US11052241B2 (en) | 2016-11-03 | 2021-07-06 | West Affum Holdings Corp. | Wearable cardioverter defibrillator (WCD) system measuring patient's respiration |
US11938333B2 (en) | 2017-01-05 | 2024-03-26 | West Affum Holdings Dac | Detecting walking in a wearable cardioverter defibrillator system |
US11154230B2 (en) | 2017-01-05 | 2021-10-26 | West Affum Holdings Corp. | Wearable cardioverter defibrillator having reduced noise prompts |
US11083906B2 (en) | 2017-01-05 | 2021-08-10 | West Affum Holdings Corp. | Wearable cardioverter defibrillator having adjustable alarm time |
US11400303B2 (en) | 2018-01-05 | 2022-08-02 | West Affum Holdings Corp. | Detecting walking in a wearable cardioverter defibrillator system |
US10926080B2 (en) | 2017-01-07 | 2021-02-23 | West Affum Holdings Corp. | Wearable cardioverter defibrillator with breast support |
US10849524B2 (en) | 2017-02-07 | 2020-12-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multimode rate and rhythm analysis calculation for cardiac signal quality analysis |
US10524735B2 (en) | 2017-03-28 | 2020-01-07 | Apple Inc. | Detecting conditions using heart rate sensors |
US11364387B2 (en) | 2017-07-28 | 2022-06-21 | West Affum Holdings Corp. | Heart rate calculator with reduced overcounting |
US10737104B2 (en) | 2017-07-28 | 2020-08-11 | West Affum Holdings Corp. | WCD system outputting human-visible indication and proximate programming device with screen reproducing the human-visible indication in real time |
US10751526B2 (en) | 2017-10-25 | 2020-08-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous lead implantation |
EP3703807B1 (en) * | 2017-11-02 | 2022-08-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems for his-bundle pacing |
US11457872B2 (en) | 2017-12-01 | 2022-10-04 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Bio-signal quality assessment apparatus and bio-signal quality assessment method |
KR102588906B1 (ko) * | 2017-12-01 | 2023-10-13 | 삼성전자주식회사 | 생체 신호 품질 평가 장치 및 방법 |
US10729913B2 (en) | 2018-03-19 | 2020-08-04 | Zoll Medical Corporation | Patient-worn energy delivery apparatus |
US11324960B2 (en) | 2018-04-26 | 2022-05-10 | West Affum Holdings Corp. | Permission-based control of interfacing components with a medical device |
US10765876B2 (en) * | 2018-04-27 | 2020-09-08 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for delivering anti-tachycardia pacing |
CN108654063A (zh) * | 2018-05-18 | 2018-10-16 | 四川斐讯信息技术有限公司 | 一种户外跑步用的心率获取设备及心率获取方法 |
US11833360B2 (en) | 2018-05-29 | 2023-12-05 | West Affum Holdings Dac | Carry pack for a wearable cardioverter defibrillator |
US11334826B2 (en) | 2019-01-18 | 2022-05-17 | West Affum Holdings Corp. | WCD system prioritization of alerts based on severity and/or required timeliness of user response |
US11672996B2 (en) | 2019-06-24 | 2023-06-13 | West Affum Holdings Dac | Wearable cardioverter defibrillator with AI-based features |
US10957453B2 (en) | 2019-08-15 | 2021-03-23 | West Affum Holdings Corp. | WCD system alert issuance and resolution |
US11147497B2 (en) * | 2019-11-28 | 2021-10-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Mapping local activation times for sinus and non-sinus cardiac cycles |
US11344718B2 (en) | 2019-12-12 | 2022-05-31 | West Affum Holdings Corp. | Multichannel posture dependent template based rhythm discrimination in a wearable cardioverter defibrillator |
US11904176B1 (en) | 2020-01-27 | 2024-02-20 | West Affum Holdings Dac | Wearable defibrillator system forwarding patient information based on recipient profile and/or event type |
US11559242B2 (en) | 2020-01-30 | 2023-01-24 | Pacesetter, Inc. | Methods and systems for distinguishing over-sensed R-R intervals from true R-R intervals |
CN115697229A (zh) * | 2020-04-21 | 2023-02-03 | 波士顿科学国际有限公司 | 在消融***中的自适应ecg触发 |
US11647940B2 (en) | 2020-05-04 | 2023-05-16 | Pacesetter, Inc | R-R interval pattern recognition for use in arrhythmia discrimination |
US11766207B2 (en) | 2020-06-01 | 2023-09-26 | Pacesetter, Inc. | Methods, devices and systems for improving R-wave detection and arrhtymia detection accuracy |
WO2022086740A1 (en) * | 2020-10-21 | 2022-04-28 | Bruce Hopenfeld | Multichannel heartbeat detection by temporal pattern search |
CN112603287B (zh) * | 2020-12-16 | 2022-11-11 | 南昌逸勤科技有限公司 | 应用于可穿戴设备的心率曲线修正方法及装置 |
Family Cites Families (233)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US1774907A (en) | 1929-05-08 | 1930-09-02 | Stroe Ambrose | Method of manufacturing dentures |
US4184493A (en) | 1975-09-30 | 1980-01-22 | Mieczyslaw Mirowski | Circuit for monitoring a heart and for effecting cardioversion of a needy heart |
US4457315A (en) | 1978-09-18 | 1984-07-03 | Arvin Bennish | Cardiac arrhythmia detection and recording |
US4300567A (en) | 1980-02-11 | 1981-11-17 | Mieczyslaw Mirowski | Method and apparatus for effecting automatic ventricular defibrillation and/or demand cardioversion through the means of an implanted automatic defibrillator |
US4407288B1 (en) | 1981-02-18 | 2000-09-19 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable heart stimulator and stimulation method |
US4693253A (en) | 1981-03-23 | 1987-09-15 | Medtronic, Inc. | Automatic implantable defibrillator and pacer |
US4750494A (en) | 1981-05-12 | 1988-06-14 | Medtronic, Inc. | Automatic implantable fibrillation preventer |
US4450527A (en) | 1982-06-29 | 1984-05-22 | Bomed Medical Mfg. Ltd. | Noninvasive continuous cardiac output monitor |
US4595009A (en) | 1984-02-06 | 1986-06-17 | Medtronic, Inc. | Protection circuit for implantable cardioverter |
US4589420A (en) | 1984-07-13 | 1986-05-20 | Spacelabs Inc. | Method and apparatus for ECG rhythm analysis |
US4679144A (en) | 1984-08-21 | 1987-07-07 | Q-Med, Inc. | Cardiac signal real time monitor and method of analysis |
US4779617A (en) | 1986-10-06 | 1988-10-25 | Telectronics N.V. | Pacemaker noise rejection system |
US4940054A (en) | 1988-04-29 | 1990-07-10 | Telectronics N.V. | Apparatus and method for controlling multiple sensitivities in arrhythmia control system including post therapy packing delay |
US4979110A (en) | 1988-09-22 | 1990-12-18 | Massachusetts Institute Of Technology | Characterizing the statistical properties of a biological signal |
US4989602A (en) | 1989-04-12 | 1991-02-05 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Programmable automatic implantable cardioverter/defibrillator and pacemaker system |
US5299119A (en) | 1989-07-06 | 1994-03-29 | Qmed, Inc. | Autonomic neuropathy detection and method of analysis |
US5000189A (en) | 1989-11-15 | 1991-03-19 | Regents Of The University Of Michigan | Method and system for monitoring electrocardiographic signals and detecting a pathological cardiac arrhythmia such as ventricular tachycardia |
US5713926A (en) | 1990-04-25 | 1998-02-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable intravenous cardiac stimulation system with pulse generator housing serving as optional additional electrode |
US5203348A (en) | 1990-06-06 | 1993-04-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous defibrillation electrodes |
US5105810A (en) | 1990-07-24 | 1992-04-21 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Implantable automatic and haemodynamically responsive cardioverting/defibrillating pacemaker with means for minimizing bradycardia support pacing voltages |
US5271411A (en) | 1990-09-21 | 1993-12-21 | Colin Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for ECG signal analysis and cardiac arrhythmia detection |
US5351686A (en) | 1990-10-06 | 1994-10-04 | In-Line Diagnostics Corporation | Disposable extracorporeal conduit for blood constituent monitoring |
US5117824A (en) | 1990-11-14 | 1992-06-02 | Medtronic, Inc. | Apparatus for monitoring electrical physiologic signals |
US5240009A (en) | 1991-03-25 | 1993-08-31 | Ventritex, Inc. | Medical device with morphology discrimination |
JP2655204B2 (ja) | 1991-04-05 | 1997-09-17 | メドトロニック インコーポレーテッド | 植え込み型の医療用装置 |
US5490862A (en) | 1991-04-12 | 1996-02-13 | Adams; John M. | Atrial defibrillator having patient activated modality |
US6144879A (en) | 1991-05-17 | 2000-11-07 | Gray; Noel Desmond | Heart pacemaker |
US5217021A (en) | 1991-07-30 | 1993-06-08 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Detection of cardiac arrhythmias using correlation of a cardiac electrical signals and temporal data compression |
US5215098A (en) | 1991-08-12 | 1993-06-01 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Data compression of cardiac electrical signals using scanning correlation and temporal data compression |
US5193535A (en) | 1991-08-27 | 1993-03-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discrimination of ventricular tachycardia from ventricular fibrillation and for treatment thereof |
US5423326A (en) | 1991-09-12 | 1995-06-13 | Drexel University | Apparatus and method for measuring cardiac output |
US5280792A (en) | 1991-09-20 | 1994-01-25 | The University Of Sydney | Method and system for automatically classifying intracardiac electrograms |
US5184616A (en) | 1991-10-21 | 1993-02-09 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for generation of varying waveforms in arrhythmia control system |
FR2685210B1 (fr) | 1991-12-23 | 1998-09-11 | Ela Medical Sa | Procede de controle automatique de la sensibilite, pour appareil implante de stimulation cardioversion et/ou defibrillation cardiaque, et appareil correspondant. |
US5313953A (en) | 1992-01-14 | 1994-05-24 | Incontrol, Inc. | Implantable cardiac patient monitor |
JPH0621492Y2 (ja) | 1992-02-07 | 1994-06-08 | 日本光電工業株式会社 | 心電図モニタ付除細動器 |
US5273049A (en) | 1992-04-09 | 1993-12-28 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Detection of cardiac arrhythmias using template matching by signature analysis |
AU5205493A (en) | 1992-12-01 | 1994-06-16 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac event detection in implantable medical devices |
US5685315A (en) | 1992-12-01 | 1997-11-11 | Pacesetter, Inc. | Cardiac arrhythmia detection system for an implantable stimulation device |
US5342402A (en) | 1993-01-29 | 1994-08-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detection and treatment of tachycardia and fibrillation |
US5351696A (en) | 1993-04-23 | 1994-10-04 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for intracardiac electrogram morphologic analysis |
US5400795A (en) | 1993-10-22 | 1995-03-28 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Method of classifying heart rhythms by analyzing several morphology defining metrics derived for a patient's QRS complex |
FR2712500B1 (fr) | 1993-11-17 | 1996-02-09 | Ela Medical Sa | Procédé de commande automatique du seuil de détection du rythme cardiaque dans un appareil implantable. |
US5447519A (en) | 1994-03-19 | 1995-09-05 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discrimination of monomorphic and polymorphic arrhythmias and for treatment thereof |
US5470342A (en) | 1994-04-12 | 1995-11-28 | Pacesetter, Inc. | Adaptive refractory period within implantable cardioverter-defibrillator |
US5522852A (en) | 1994-04-26 | 1996-06-04 | Incontrol, Inc. | Selective cardiac activity analysis atrial fibrillation detection system and method and atrial defibrillator utilizing same |
US5486199A (en) | 1994-07-20 | 1996-01-23 | Kim; Jaeho | System and method for reducing false positives in atrial fibrillation detection |
US5534019A (en) | 1994-12-09 | 1996-07-09 | Ventritex, Inc. | Cardiac defibrillator with case that can be electrically active or inactive |
US5545186A (en) | 1995-03-30 | 1996-08-13 | Medtronic, Inc. | Prioritized rule based method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias |
US5607455A (en) | 1995-05-25 | 1997-03-04 | Intermedics, Inc. | Method and apparatus for automatic shock electrode enabling |
US5658317A (en) | 1995-08-14 | 1997-08-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Threshold templating for digital AGC |
US5620466A (en) | 1995-08-14 | 1997-04-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Digital AGC using separate gain control and threshold templating |
US5709215A (en) | 1995-09-06 | 1998-01-20 | Angeion Corporation | R-wave detection method for implantable cardioverter defibrillators |
US5558098A (en) | 1995-11-02 | 1996-09-24 | Ventritex, Inc. | Method and apparatus for detecting lead sensing artifacts in cardiac electrograms |
US5738104A (en) | 1995-11-08 | 1998-04-14 | Salutron, Inc. | EKG based heart rate monitor |
US5776168A (en) | 1996-04-03 | 1998-07-07 | Medtronic, Inc. | EGM recording system for implantable medical device |
US5782774A (en) | 1996-04-17 | 1998-07-21 | Imagyn Medical Technologies California, Inc. | Apparatus and method of bioelectrical impedance analysis of blood flow |
DE19626353A1 (de) | 1996-06-18 | 1998-01-02 | Biotronik Mess & Therapieg | Signaldetektor |
US6058328A (en) | 1996-08-06 | 2000-05-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device having means for operating in a preemptive pacing mode to prevent tachyarrhythmias and method thereof |
US5857977A (en) | 1996-08-08 | 1999-01-12 | The Regents Of The University Of Michigan | Method and apparatus for separation of ventricular tachycardia from ventricular fibrillation for implantable cardioverter defibrillators |
US5702425A (en) | 1996-08-13 | 1997-12-30 | Pacesetter, Inc. | Apparatus and method of noise classification in an implantable cardiac device |
US5755739A (en) * | 1996-12-04 | 1998-05-26 | Medtronic, Inc. | Adaptive and morphological system for discriminating P-waves and R-waves inside the human body |
US5676690A (en) | 1996-12-05 | 1997-10-14 | Pacesetter Ab | Apparatus for administering medical therapy using detrended fluctuation analysis of physiological activity |
US5779645A (en) | 1996-12-17 | 1998-07-14 | Pacesetter, Inc. | System and method for waveform morphology comparison |
US5817134A (en) | 1997-02-25 | 1998-10-06 | Greenhut; Saul E. | Apparatus and method for detecting atrial fibrillation by morphological analysis |
US5755738A (en) | 1997-04-22 | 1998-05-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic sensing level adjustment for implantable cardiac rhythm management devices |
JPH1110344A (ja) | 1997-06-24 | 1999-01-19 | Arujiyon:Kk | アーク溶接機の点弧チップ |
US6067471A (en) | 1998-08-07 | 2000-05-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Atrial and ventricular implantable cardioverter-defibrillator and lead system |
WO1999023224A1 (en) | 1997-10-31 | 1999-05-14 | E.I. Du Pont De Nemours And Company | A GENE ENCODING A PUTATIVE EFFLUX PROTEIN FOR SOLVENTS/ANTIBIOTICS IN $i(PSEUDOMONAS MENDOCINA) |
US5827197A (en) | 1997-11-14 | 1998-10-27 | Incontrol, Inc. | System for detecting atrial fibrillation notwithstanding high and variable ventricular rates |
US6148230A (en) | 1998-01-30 | 2000-11-14 | Uab Research Foundation | Method for the monitoring and treatment of spontaneous cardiac arrhythmias |
US6556862B2 (en) | 1998-03-19 | 2003-04-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for treating supraventricular tachyarrhythmias |
US6029086A (en) | 1998-06-15 | 2000-02-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic threshold sensitivity adjustment for cardiac rhythm management devices |
US6052617A (en) | 1998-07-01 | 2000-04-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for reliably detecting atrial events of a heart using only atrial sensing |
US6041251A (en) | 1998-07-01 | 2000-03-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for detecting atrial events of a heart |
JP2000023932A (ja) | 1998-07-10 | 2000-01-25 | Isuzu Motors Ltd | パターン信号間隔検出装置 |
US5991657A (en) | 1998-08-06 | 1999-11-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Atrial cardioverter with window based atrial tachyarrhythmia detection system and method |
US6047210A (en) | 1998-09-03 | 2000-04-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardioverter and method for cardioverting an atrial tachyarrhythmia while maintaining atrial pacing |
US6308095B1 (en) | 1999-02-12 | 2001-10-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for arrhythmia discrimination |
US6266554B1 (en) | 1999-02-12 | 2001-07-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for classifying cardiac complexes |
US6223078B1 (en) | 1999-03-12 | 2001-04-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Discrimination of supraventricular tachycardia and ventricular tachycardia events |
US6377844B1 (en) | 1999-03-13 | 2002-04-23 | Dave Graen | R-wave detector circuit for sensing cardiac signals |
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 |
US6324421B1 (en) | 1999-03-29 | 2001-11-27 | Medtronic, Inc. | Axis shift analysis of electrocardiogram signal parameters especially applicable for multivector analysis by implantable medical devices, and use of same |
US6240313B1 (en) | 1999-04-19 | 2001-05-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with prevention of double counting of events |
DE60029776T2 (de) | 1999-05-12 | 2007-08-02 | Medtronic, Inc., Minneapolis | Überwachungsvorrichtung mit anwendung von wavelettransformationen zur herzrrhythmusanalyse |
US6334071B1 (en) | 1999-06-07 | 2001-12-25 | Pacesetter, Inc. | Minute volume pacemakers that require only a single distal electrode |
US6449503B1 (en) | 1999-07-14 | 2002-09-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Classification of supraventricular and ventricular cardiac rhythms using cross channel timing algorithm |
US6236882B1 (en) | 1999-07-14 | 2001-05-22 | Medtronic, Inc. | Noise rejection for monitoring ECG's |
US6493579B1 (en) | 1999-08-20 | 2002-12-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for detection enhancement programming |
US6230055B1 (en) | 1999-08-20 | 2001-05-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for adaptive tachycardia and fibrillation discrimination |
US7062314B2 (en) | 1999-10-01 | 2006-06-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management device with triggered diagnostic mode |
US6418343B1 (en) | 1999-10-01 | 2002-07-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for adjusting the sensing threshold of a cardiac rhythm management device |
US6411844B1 (en) | 1999-10-19 | 2002-06-25 | Pacesetter, Inc. | Fast recovery sensor amplifier circuit for implantable medical device |
US6516225B1 (en) | 1999-12-28 | 2003-02-04 | Pacesetter, Inc. | System and method for distinguishing electrical events originating in the atria from far-field electrical events originating in the ventricles as detected by an implantable medical device |
FR2803211B1 (fr) | 1999-12-29 | 2002-02-22 | Ela Medical Sa | Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardiovecteur, comprenant des moyens d'elimination des artefacts de detection des evenements |
US6699200B2 (en) | 2000-03-01 | 2004-03-02 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device with multi-vector sensing electrodes |
US6567691B1 (en) | 2000-03-22 | 2003-05-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus diagnosis and treatment of arrhythias |
US6493584B1 (en) | 2000-09-08 | 2002-12-10 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device and method which discriminates between noise and cardiac activity |
US7346392B2 (en) | 2000-09-12 | 2008-03-18 | Uab Research Foundation | Method and apparatus for the monitoring and treatment of spontaneous cardiac arrhythmias |
US7149575B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-12-12 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator device having an anteriorly positioned electrode |
US7194302B2 (en) | 2000-09-18 | 2007-03-20 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator with small contact surface electrodes |
US6721597B1 (en) | 2000-09-18 | 2004-04-13 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous only implantable cardioverter defibrillator and optional pacer |
US6647292B1 (en) | 2000-09-18 | 2003-11-11 | Cameron Health | Unitary subcutaneous only implantable cardioverter-defibrillator and optional pacer |
US6754528B2 (en) | 2001-11-21 | 2004-06-22 | Cameraon Health, Inc. | Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator |
US6684100B1 (en) | 2000-10-31 | 2004-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Curvature based method for selecting features from an electrophysiologic signals for purpose of complex identification and classification |
JP2004513752A (ja) | 2000-11-22 | 2004-05-13 | メドトロニック,インコーポレイテッド | 心室性不整脈を検出しかつ治療するための装置 |
US7062315B2 (en) | 2000-11-28 | 2006-06-13 | Medtronic, Inc. | Automated template generation algorithm for implantable device |
US6745068B2 (en) | 2000-11-28 | 2004-06-01 | Medtronic, Inc. | Automated template generation algorithm for implantable device |
US6708058B2 (en) | 2001-04-30 | 2004-03-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Normal cardiac rhythm template generation system and method |
US6575912B1 (en) | 2001-10-16 | 2003-06-10 | Pacesetter, Inc. | Assessing heart failure status using morphology of a signal representative of arterial pulse pressure |
US6561984B1 (en) | 2001-10-16 | 2003-05-13 | Pacesetter, Inc. | Assessing heart failure status using morphology of a signal representative of arterial pulse pressure |
US6892092B2 (en) | 2001-10-29 | 2005-05-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with noise detector utilizing a hysteresis providing threshold |
US6708062B2 (en) | 2001-10-30 | 2004-03-16 | Medtronic, Inc. | Pacemaker having adaptive arrhythmia detection windows |
US6643549B1 (en) | 2001-10-30 | 2003-11-04 | Kerry Bradley | Cardiac stimulation device and method for storing diagnostic data in an automatic capture system |
US6625490B1 (en) | 2001-11-14 | 2003-09-23 | Pacesetter, Inc. | System and method of automatically adjusting sensing parameters based on temporal measurement of cardiac events |
US7392085B2 (en) | 2001-11-21 | 2008-06-24 | Cameron Health, Inc. | Multiple electrode vectors for implantable cardiac treatment devices |
US7330757B2 (en) * | 2001-11-21 | 2008-02-12 | Cameron Health, Inc. | Method for discriminating between ventricular and supraventricular arrhythmias |
US7248921B2 (en) | 2003-06-02 | 2007-07-24 | Cameron Health, Inc. | Method and devices for performing cardiac waveform appraisal |
US7062322B2 (en) | 2001-12-18 | 2006-06-13 | Medtronic, Inc. | Rhythm-based transition to discriminatory arrhythmia classification |
US6909916B2 (en) | 2001-12-20 | 2005-06-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with arrhythmia classification and electrode selection |
US7813798B2 (en) | 2002-02-14 | 2010-10-12 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for preventing, detecting, and terminating pacemaker mediated tachycardia in biventricular implantable cardiac stimulation systems |
US7184818B2 (en) | 2002-03-25 | 2007-02-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for characterizing a representative cardiac beat using multiple templates |
US6889079B2 (en) | 2002-04-12 | 2005-05-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for characterizing supraventricular rhythm during cardiac pacing |
US7020523B1 (en) | 2002-04-16 | 2006-03-28 | Pacesetter, Inc. | Methods and systems for automatically switching electrode configurations |
US7283863B2 (en) | 2002-04-29 | 2007-10-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for identifying cardiac and non-cardiac oversensing using intracardiac electrograms |
US7783354B2 (en) * | 2002-04-29 | 2010-08-24 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for identifying cardiac and non-cardiac oversensing using intracardiac electrograms |
US6950702B2 (en) | 2002-07-15 | 2005-09-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Use of curvature based features for beat detection |
US7027862B2 (en) | 2002-07-25 | 2006-04-11 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method for transmitting an electrical signal in an implantable medical device |
US7027858B2 (en) | 2002-09-11 | 2006-04-11 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for cardiac R-wave sensing in a subcutaneous ECG waveform |
US7123954B2 (en) | 2002-09-19 | 2006-10-17 | Sanjiv Mathur Narayan | Method for classifying and localizing heart arrhythmias |
US7027856B2 (en) | 2002-09-30 | 2006-04-11 | Medtronic, Inc. | Method for determining a metric of non-sustained arrhythmia occurrence for use in arrhythmia prediction and automatic adjustment of arrhythmia detection parameters |
US7085599B2 (en) | 2002-10-23 | 2006-08-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Characterization of supraventricular rhythm using collected cardiac beats |
US7031764B2 (en) | 2002-11-08 | 2006-04-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management systems and methods using multiple morphology templates for discriminating between rhythms |
US7016730B2 (en) | 2002-11-15 | 2006-03-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method of operating implantable medical devices to prolong battery life |
US7076289B2 (en) | 2002-12-04 | 2006-07-11 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for discriminating polymorphic tachyarrhythmias from monomorphic tachyarrhythmias facilitating detection of fibrillation |
US7162301B2 (en) | 2002-12-31 | 2007-01-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for detecting capture with cancellation of pacing artifact |
US7191004B2 (en) | 2002-12-31 | 2007-03-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Capture verification using an evoked response reference |
US20040220628A1 (en) | 2003-04-11 | 2004-11-04 | Wagner Darrell Orvin | Subcutaneous defibrillation timing correlated with induced skeletal muscle contraction |
US7979122B2 (en) | 2003-04-11 | 2011-07-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable sudden cardiac death prevention device with reduced programmable feature set |
US7117035B2 (en) | 2003-04-11 | 2006-10-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulation system with patient activity sensing |
US7236819B2 (en) | 2003-04-11 | 2007-06-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Separation of a subcutaneous cardiac signal from a plurality of composite signals |
US7218966B2 (en) | 2003-04-11 | 2007-05-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-parameter arrhythmia discrimination |
US20040230229A1 (en) | 2003-04-11 | 2004-11-18 | Lovett Eric G. | Hybrid transthoracic/intrathoracic cardiac stimulation devices and methods |
US7302294B2 (en) | 2003-04-11 | 2007-11-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac sensing and stimulation system employing blood sensor |
US7499750B2 (en) | 2003-04-11 | 2009-03-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Noise canceling cardiac electrodes |
US20040215240A1 (en) | 2003-04-11 | 2004-10-28 | Lovett Eric G. | Reconfigurable subcutaneous cardiac device |
US7570997B2 (en) | 2003-04-11 | 2009-08-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac rhythm management with asystole prevention therapy |
US7555335B2 (en) | 2003-04-11 | 2009-06-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Biopotential signal source separation using source impedances |
US7865233B2 (en) | 2003-04-11 | 2011-01-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac signal discrimination employing non-electrophysiologic signal |
US7369893B2 (en) | 2004-12-01 | 2008-05-06 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for identifying lead-related conditions using prediction and detection criteria |
US7103412B1 (en) * | 2003-05-02 | 2006-09-05 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device and method for detecting asymptomatic diabetes |
US7167747B2 (en) | 2003-05-13 | 2007-01-23 | Medtronic, Inc. | Identification of oversensing using sinus R-wave template |
CN1819855A (zh) | 2003-05-13 | 2006-08-16 | 萨瓦柯公司 | 检测、诊断和治疗心血管疾病的***和方法 |
US7792571B2 (en) | 2003-06-27 | 2010-09-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Tachyarrhythmia detection and discrimination based on curvature parameters |
US8825157B2 (en) | 2003-07-28 | 2014-09-02 | Cameron Health, Inc. | Vector switching in an implantable cardiac stimulus system |
US20050107838A1 (en) | 2003-09-18 | 2005-05-19 | Lovett Eric G. | Subcutaneous cardiac rhythm management with disordered breathing detection and treatment |
JP2007510447A (ja) * | 2003-11-07 | 2007-04-26 | コーラル・ライセンシング・インターナショナル・リミテッド | 人間または哺乳動物を治療するためのカウンタパルセーション電気治療装置 |
US7930024B2 (en) | 2004-01-08 | 2011-04-19 | Medtronic, Inc. | Reducing inappropriate delivery of therapy for suspected non-lethal arrhythmias |
US7184815B2 (en) | 2004-02-26 | 2007-02-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for selection of morphology templates |
US7386342B1 (en) | 2004-09-08 | 2008-06-10 | Pacesetter, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulation device providing anti-tachycardia pacing therapy and method |
US7797036B2 (en) | 2004-11-30 | 2010-09-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac activation sequence monitoring for ischemia detection |
US7447540B1 (en) | 2004-11-24 | 2008-11-04 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for detection of VT and VF from remote sensing electrodes |
US7376458B2 (en) * | 2004-11-29 | 2008-05-20 | Cameron Health, Inc. | Method for defining signal templates in implantable cardiac devices |
US7477935B2 (en) * | 2004-11-29 | 2009-01-13 | Cameron Health, Inc. | Method and apparatus for beat alignment and comparison |
US7266409B2 (en) | 2004-12-01 | 2007-09-04 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for determining oversensing in a medical device |
US7496408B2 (en) | 2004-12-03 | 2009-02-24 | Medtronic, Inc. | Electrodes array for a pacemaker |
US7655014B2 (en) | 2004-12-06 | 2010-02-02 | Cameron Health, Inc. | Apparatus and method for subcutaneous electrode insertion |
US7996072B2 (en) | 2004-12-21 | 2011-08-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Positionally adaptable implantable cardiac device |
US8229563B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-07-24 | Cameron Health, Inc. | Devices for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
US8160697B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-04-17 | Cameron Health, Inc. | Method for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
US7546159B1 (en) | 2005-03-14 | 2009-06-09 | Pacesetter, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulation device, system, and method providing accelerated arrhythmia detection verification and transient rate compensation |
US8942795B2 (en) * | 2005-03-31 | 2015-01-27 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device with real time T-wave oversensing detection |
US7567835B2 (en) * | 2005-04-18 | 2009-07-28 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for identifying oversensing using far-field intracardiac electrograms and marker channels |
US7559900B2 (en) | 2005-04-22 | 2009-07-14 | Medtronic, Inc. | Cardiac sensing and detection using subcutaneous ECG signals and heart sounds |
US7991467B2 (en) | 2005-04-26 | 2011-08-02 | Medtronic, Inc. | Remotely enabled pacemaker and implantable subcutaneous cardioverter/defibrillator system |
US7684864B2 (en) | 2005-04-28 | 2010-03-23 | Medtronic, Inc. | Subcutaneous cardioverter-defibrillator |
US7593771B2 (en) | 2005-06-21 | 2009-09-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Post-shock management of implantable cardiac device features |
US8116867B2 (en) | 2005-08-04 | 2012-02-14 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices for tachyarrhythmia sensing and high-pass filter bypass |
US20070049975A1 (en) | 2005-09-01 | 2007-03-01 | Cates Adam W | Active can with dedicated defibrillation and sensing electrodes |
EP1774907A1 (en) | 2005-10-12 | 2007-04-18 | Jetfly Technology Limited | Method and device for measuring heart rate |
US20070135847A1 (en) | 2005-12-12 | 2007-06-14 | Kenknight Bruce H | Subcutaneous defibrillation system and method using same |
US8532762B2 (en) | 2005-12-20 | 2013-09-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Discriminating polymorphic and monomorphic cardiac rhythms using template generation |
CN1985750B (zh) | 2005-12-21 | 2011-03-23 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种利用心跳象征信号检测脉搏波的方法及装置 |
US20070156190A1 (en) | 2005-12-30 | 2007-07-05 | Can Cinbis | Subcutaneous ICD with motion artifact noise suppression |
US8050759B2 (en) | 2006-01-31 | 2011-11-01 | Medtronic, Inc. | Subcutaneous ICD with separate cardiac rhythm sensor |
US8478399B2 (en) | 2006-01-31 | 2013-07-02 | Paul J. Degroot | Method and apparatus for controlling arrhythmia detection and treatment based on patient posture |
US7894894B2 (en) | 2006-03-29 | 2011-02-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting arrhythmias in a subcutaneous medical device |
US7496409B2 (en) | 2006-03-29 | 2009-02-24 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device system and method with signal quality monitoring and response |
US7991471B2 (en) | 2006-03-29 | 2011-08-02 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting arrhythmias in a subcutaneous medical device |
US7734345B2 (en) | 2006-03-29 | 2010-06-08 | Medtronic, Inc. | Method and system for aborting cardiac treatments |
US7761150B2 (en) | 2006-03-29 | 2010-07-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting arrhythmias in a medical device |
US7941214B2 (en) | 2006-03-29 | 2011-05-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting arrhythmias in a subcutaneous medical device |
US8391978B2 (en) * | 2006-04-26 | 2013-03-05 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for adjusting sensitivity using intracardiac pressure data |
US8788023B2 (en) | 2006-05-26 | 2014-07-22 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device |
US8200341B2 (en) | 2007-02-07 | 2012-06-12 | Cameron Health, Inc. | Sensing vector selection in a cardiac stimulus device with postural assessment |
US7623913B2 (en) | 2006-08-01 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable medical devices using heuristic filtering in cardiac event detection |
CN1915166A (zh) | 2006-08-15 | 2007-02-21 | 武汉大学 | 一种基于平板运动心电图的心脏恢复性质检测的方法 |
US8014851B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-09-06 | Cameron Health, Inc. | Signal analysis in implantable cardiac treatment devices |
US8983598B2 (en) | 2006-10-04 | 2015-03-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for neurally-mediated anti-arrhythmic therapy |
GB2444914A (en) * | 2006-12-19 | 2008-06-25 | Cnh Belgium Nv | Improvements in Agricultural Balers |
US7623916B2 (en) | 2006-12-20 | 2009-11-24 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardiac stimulus devices and methods with input recharge circuitry |
US20080161872A1 (en) | 2007-01-03 | 2008-07-03 | Gunderson Bruce D | Method and apparatus for reducing inappropriate detection of lead-related noise |
US20080161870A1 (en) | 2007-01-03 | 2008-07-03 | Gunderson Bruce D | Method and apparatus for identifying cardiac and non-cardiac oversensing using intracardiac electrograms |
US8540642B2 (en) | 2007-01-31 | 2013-09-24 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device and method for physiological event monitoring |
US20080228093A1 (en) | 2007-03-13 | 2008-09-18 | Yanting Dong | Systems and methods for enhancing cardiac signal features used in morphology discrimination |
US20080243200A1 (en) | 2007-03-26 | 2008-10-02 | Scinicariello Anthony P | Methods and apparatus for enhancing specificity of arrhythmia detection using far-field sensing and intracardiac sensing of cardiac activity |
US7904153B2 (en) | 2007-04-27 | 2011-03-08 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for subcutaneous ECG vector acceptability and selection |
US7774049B2 (en) | 2007-05-01 | 2010-08-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for determining oversensing in a medical device |
US8068901B2 (en) | 2007-05-01 | 2011-11-29 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for adjusting a sensing parameter |
US7937135B2 (en) | 2007-05-01 | 2011-05-03 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for adjusting a sensing parameter |
US8095206B2 (en) | 2007-05-01 | 2012-01-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting arrhythmias in a medical device |
US7904142B2 (en) | 2007-05-16 | 2011-03-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Self-adjusting ECG morphological feature correlation threshold |
US7715906B2 (en) | 2007-06-04 | 2010-05-11 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting noise in an implantable medical device |
US7682316B2 (en) | 2007-07-23 | 2010-03-23 | Medtronic, Inc. | Implantable heart sound sensor with noise cancellation |
US9037239B2 (en) | 2007-08-07 | 2015-05-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus to perform electrode combination selection |
EP2194857B1 (en) | 2007-08-23 | 2011-11-30 | Cameron Health, Inc. | Patient screening tools for implantable cardiac stimulus systems |
US7801594B1 (en) | 2007-10-22 | 2010-09-21 | Pacesetter, Inc. | Morphology discrimination based on inflection point-related information |
US8340768B2 (en) | 2007-12-12 | 2012-12-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sensing threshold control to limit amplitude tracking |
JP5129862B2 (ja) | 2007-12-12 | 2013-01-30 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 痛みを伴わない非刺激的インピーダンス測定回路を有する装置 |
US8116865B2 (en) | 2007-12-13 | 2012-02-14 | Cardiac Pacemarkers, Inc. | Defibrillation shock output circuit |
US8185203B2 (en) | 2007-12-14 | 2012-05-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Vector configuration detection and corrective response systems and methods |
WO2009092055A1 (en) | 2008-01-18 | 2009-07-23 | Cameron Health, Inc. | Data manipulation following delivery of a cardiac stimulus in an implantable cardiac stimulus device |
AU2009221694B2 (en) | 2008-03-07 | 2013-09-26 | Cameron Health, Inc. | Accurate cardiac event detection in an implantable cardiac stimulus device |
ES2525691T3 (es) | 2008-03-07 | 2014-12-29 | Cameron Health, Inc. | Dispositivos para clasificar con precisión la actividad cardíaca |
US8090434B2 (en) | 2008-03-18 | 2012-01-03 | Biotronik Crm Patent Ag | Device, method and computer-readable storage medium for enhanced sense event classification in implantable devices by means of morphology analysis |
EP2103253B1 (en) | 2008-03-18 | 2011-03-30 | Biotronik CRM Patent AG | Device and computer-readable storage medium for SVT and VT Classification |
EP2313153B1 (en) | 2008-05-07 | 2012-04-25 | Cameron Health, Inc. | Devices for accurately classifying cardiac activity |
WO2010068933A1 (en) | 2008-12-12 | 2010-06-17 | Cameron Health, Inc. | Electrode spacing in a subcutaneous implantable cardiac stimulus device |
US8428697B2 (en) | 2009-01-22 | 2013-04-23 | Medtronic, Inc. | “Blurred template” approach for arrhythmia detection |
WO2011008550A1 (en) | 2009-06-29 | 2011-01-20 | Cameron Health, Inc. | Adaptive confirmation of treatable arrhythmia in implantable cardiac stimulus devices |
US8265737B2 (en) | 2009-10-27 | 2012-09-11 | Cameron Health, Inc. | Methods and devices for identifying overdetection of cardiac signals |
US8744555B2 (en) | 2009-10-27 | 2014-06-03 | Cameron Health, Inc. | Adaptive waveform appraisal in an implantable cardiac system |
-
2009
- 2009-05-07 EP EP09743712A patent/EP2313153B1/en active Active
- 2009-05-07 ES ES12151591T patent/ES2425345T3/es active Active
- 2009-05-07 ES ES09743712T patent/ES2386623T3/es active Active
- 2009-05-07 AT AT09743712T patent/ATE554826T1/de active
- 2009-05-07 CN CN201310178811.6A patent/CN103285513B/zh active Active
- 2009-05-07 EP EP12151593.6A patent/EP2446925B1/en active Active
- 2009-05-07 EP EP12151595.1A patent/EP2446926B1/en active Active
- 2009-05-07 EP EP12151591.0A patent/EP2455132B1/en active Active
- 2009-05-07 US US12/437,547 patent/US8160687B2/en active Active
- 2009-05-07 AU AU2009244153A patent/AU2009244153B2/en active Active
- 2009-05-07 CA CA2723390A patent/CA2723390C/en active Active
- 2009-05-07 JP JP2011508690A patent/JP5656293B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2009-05-07 WO PCT/US2009/043213 patent/WO2009137726A2/en active Application Filing
- 2009-05-07 ES ES12151595T patent/ES2425102T3/es active Active
- 2009-05-07 CN CN2009801258696A patent/CN102083496B/zh active Active
- 2009-05-07 CN CN201310372651.9A patent/CN103691061B/zh active Active
- 2009-05-07 ES ES12151593T patent/ES2425439T3/es active Active
-
2012
- 2012-03-30 US US13/436,448 patent/US8600489B2/en active Active
-
2013
- 2013-10-21 US US14/058,495 patent/US8880161B2/en active Active
-
2014
- 2014-05-23 US US14/286,044 patent/US9265432B2/en active Active
-
2016
- 2016-01-15 US US14/996,423 patent/US9763619B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2017
- 2017-09-14 US US15/704,722 patent/US10709379B2/en active Active
Also Published As
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2425102T3 (es) | Dispositivos para clasificar de modo preciso la actividad cardiaca | |
ES2525691T3 (es) | Dispositivos para clasificar con precisión la actividad cardíaca | |
US8983586B2 (en) | Beat-morphology matching scheme for cardiac sensing and event detection | |
US8825145B1 (en) | Beat-morphology matching scheme for cardiac sensing and event detection | |
CN109562270B (zh) | 基于心脏电信号形态和模式的t波过感测抑制 | |
ES2416184T3 (es) | Detección precisa de eventos cardiacos en un dispositivo de estimulación cardiaca implantable | |
US8165662B2 (en) | Implantable tissue perfusion sensing system and method | |
US9572505B2 (en) | Determining onsets and offsets of cardiac depolarization and repolarization waves | |
US20140276159A1 (en) | Beat-morphology matching scheme for cardiac sensing and event detection | |
EP2967384B1 (en) | A beat-morphology matching scheme for cardiac sensing and event detection | |
AU2013267073B2 (en) | Methods and Devices for Accurately Classifying Cardiac Activity |