专利名称：确定病人何时对除颤敏感的装置的制作方法图1示出单个双极导联ECG，表明从人体表面测量的正常窦性搏动。图2是心脏图，表明在对应于图1所示ECG的正常窦性搏动期间在四个瞬间上的平均心动矢量。图3示出正常的窦性心律。图4示出心肌的隔离部分的正常去极化和再极化。图5是典型双极ECG痕迹，表明VF。图6示出产生VF ECG痕迹的一种可能激活机制。图7示出一个单个折返激活环路。图8示出带时间标记的图5所示的VF出现时间，表明由现有技术识别的除颤点。
图9说明由本发明施加的检测制约。
图10示出带时间标记的图5所示的VF出现时间，表明由本发明识别的除颤点。
图11示出实施本发明的除颤装置。
图12是图11所示装置的内部电路的功能方框图。
图13是图12的电击点检测器的工作流程图。
图14是使用本发明的一个例子，通过传递双相电击终止VF序列。
图15是使用本发明终止多个折返环路的一个例子，以形成一个主要折返回路。
本发明基于这样的的理论，即通过平均心动矢量能够检测易感性的时刻并定量化，但是接近主要波前的幅度和速度是不足以准确地确定易感性时刻。主要波前的瞬时方向和心肌组织化对该方向响应的本性是识别易感性确切时刻的关键。
图1示出从正常窦性心律的心脏获得的ECG。图2示出叠加了平均心脏去极化矢量的心脏图示。每个矢量称为平均矢量，因为它示出在特定时间点上激活的所有心肌细胞的总和。用数字标示矢量，以描绘时间序列，并能够与图1的ECG痕迹相关，以便了解在任何给定时刻心肌组织化。注意图2中所示的电极e1和e2的放置(在本情况中它们是除颤电极，最终用于电击心脏)决定所获得的ECG的形状，所以有任一给定ECG导联确定的在任何给定时刻的心脏组织状态是参考由该特定导联所解的方向。还要注意，正常窦性心律是心脏的以受控制方式重复出现的非常稳定序列，图3示出ECG导联痕迹的例子供参考。
进一步考虑图1，可以看到，当心脏激活时，平均心动矢量改变位置，从由t1表示的位置到t2的位置，然后到t3的位置，最后到t4的位置。这里尤其感兴趣的是ECG痕迹实现时刻t2与t3之间的最大正偏转。现在参考图2，我们看到，t2与t3之间，矢量指向两个电极e1和e2之间的轴的方向。这是任何双极ECG导联的基本特性，当去极化心肌波前沿导联的轴方向正在接近时，测得最大(正)偏转，当它沿导联的轴正在退出时，测得最小(负)偏转。此外，如果波前正在垂直于导联轴的方向上移动时，未测量到偏转(零电位差)。在考虑VF序列的特性之前，必须明白，ECG痕迹和平均心动矢量是激活波前的结果。
图4示出如何能够利用心肌的隔离部分的激活来演示正常去极化和再极化序列。注意，平均矢量是用“-符号”表示去极化波和用“+符号”表示再极化波加以区分的。在组织部分之上，我们还能够看到，这一隔离激活能产生的电痕迹是从定位在该部分两侧的两个电极测量的。当它接近正电极时，测得的ECG痕迹表明更尖锐、更快速的去极化波，记下正偏转，随后是更慢的再极化波，记下负偏转。再极化波是负的，因为当它接近正电极时，它具有相反极性(正而不是负)。
这个特定激活序列(再极化波跟随在初始去极化波之后)是心房组织的典型特征。心室组织实际上以它初始去极化的相反方向再极化。考虑到测得的ECG和图4，唯一的差别则在于，对于心房组织，由于再极化波是从正电极向后退回的，它实际上记下ECG痕迹中的正偏转。
现在让我们考虑VF痕迹以及心肌组织如何产生这种痕迹。图5示出VF的典型时间图。正如我们能够看到的，痕迹确实是随机出现的。这个序列是由组织产生的，包含数目可变的波前。图6示出一种可能性。这里我们看到，存在几种波前循环，没有任何明显刺激。这些“环”是自持续的，因为组织正在快速异常地再极化，以致于去极化波前实际上能够再激活组织而不是允许组织暂停和等待正常刺激。注意，由于各个波前是完全独立的，它们将干涉，以致于整个激活矢量随时间改变，正如由ECG痕迹表示的。此外，在这个特定例子中，“环”都是同直径的，然而不一定是这种情况。现在必须明白，在任何给定时刻，可以看到波前比其他时间更多地加在一起，导致从外部测量的更高幅度的激活矢量。在其他时间，波前则会更多相消干涉，引起更低幅度的激活矢量被测量。
图7示出另一种可能性。这里仅仅示出一个极大的波前，绕整个组织部分循环。这个特定组织激活图案的实质是最基本的一种自持续“或折返”激活。这个更基本的一种异常激活更多地描述心房心动过速序列。注意，随着这一单个波前旋转，在任何时刻存在大面积的组织部分，作为去极化或再极化被提到。事实上，在任何时刻几乎一半的组织部分被去极化，一半被再极化。如果我们现在以随机时间将电击传递到组织部分，显然地，这种电击可能仅仅有时是成功的。在施加电击的时刻，被去极化的组织的区域将不受影响，被再极化的区域(因此准备作激活)将开始去极化。由于电击刺激的结果这些区域更早地被去极化，现在它们不能被已经存在的循环波前再次激活。因此激活序列被折返环的中断而终止。因此注意，这成功地终止这种异常序列，在任何时刻应当将电击传递到电击的结果会引起大量组织被去极化，以致于中断异常序列的地方。这意味着电击在任何时刻应当施加在大量组织处于再极化状态的地方。
如果我们现在返回到图6并再次考虑这些各个循环波前如何随时间彼此干涉的，那么我们会看到平均心动矢量及其测量结果(ECG痕迹)是由组合的激活波前产生的。还要注意，测量阈值或在该阈值上的梯度的动作不足以确定组织的激活状态。由于ECG痕迹的幅度是由于大量组织激活并结合它正在激活的方向而造成的，它们不能被阈值所区分。此外，梯度仅仅揭示整个波前正在接近或后退的速度。
图8示出定位在沿图5的痕迹的各点上的时间标记，这里现有技术建议对除颤的易感性。本发明的目的是通过利用ECG痕迹来识别对折返环中断的易感性的最佳时刻，以确定整个波前进来和出去的方向。这是通过关注显著幅度的峰平均心动矢量，然后检测紧跟在第一个被关注峰之后的幅度相同但是极性相反的幅度来实现的。此外，在相反极性的这些时刻之间的ECG痕迹的形式必须是线性的(就是说相对均匀的梯度)。平均心动矢量代表这样一个特性，即整个激活何时是由于从远离正敏感电极的点到靠近同一电极的点向外移动的尺寸显著激活波前造成的。在正电极检测到具有这一特性的波前时，将存在大量的组织恰好已经被去极化，因此经恢复而出现，准备激活。还要注意，这些大量组织将在向着正电极的方向上移动，意味着组织内的细胞内电流流动也在该方向上进行。因此在检测这个时刻时立即传递除颤电击，以致于该序列能够被成功地中断。
此外，至关紧要的是，除颤电击的极性是这样的，即大量关键细胞被去极化，在试图倒转再极化的方向上在组织上不施加电击。翻转极性电击需要更高的能量，因为它既必须倒转再极化又必须对大量关键组织去极化，一个不大可能的过程，因为一直试图翻转再极化，大量关键细胞将不大可能适当地去极化，VF序列则简单地永存。
因此，正如图9所示，对于ECG信号的从负到正的进行部分，本发明的目的是识别ECG信号的一个区域，这里信号从有效幅度的负阈值“-th”到正阈值“+th”，后者在幅度上至少等于负阈值，而信号的梯度保持在一定的范围内。在图9中，只要信号保持在由想像的倾斜平行虚线限定的“通道内”，平行虚线由水平距离δα分开，假设梯度一直保持在所需的范围内。检测到ECG信号的这个区域后，除颤的最佳点处于下一个随后ECG信号峰，即局部最大，在这里应当传递除颤电击。
本发明同样可应用于ECG信号的从正到负的部分，在这种情况中应当检测ECG信号的一个区域，这里信号从有效幅度的正阈值到负阈值，后者至少在幅度上等于正阈值，而信号的梯度保持在一定范围内，除颤的最佳点则位于ECG信号的下一个随后局部最小值上。
图10示出来自图5的VF的以前时间图，但是这里上述技术已经识别的仅仅是时刻tn1和tn2，这些真正对除颤是易感受的。正如前面所述，上下阈值(正如图10中由水平虚线表示的)和梯度范围可以从以前ECG信号的测量参数自动地计算出来，或者它们可以以经验方式确定为常数。在图10的情况中，假设阈值是以前ECG信号的平均峰值的函数。
图11至13中示出了本发明的一个实施例，这是基于一种已知类型的外部除颤装置。由于体现本发明所需的改进是在内部的，装置具有传统外部除颤装置的外观(图11)。
因此，装置包括除颤单元10和作用于人体躯干16的一对除颤电极12、14，电极被插入到单元10中。除了用于提供除颤电击外，电极12、14也用作ECG电极，以已知的方式提供ECG信号，ECG信号被显示在单元10内的ECG监视器18上。增益控制旋钮20允许在监视器18上调节信号痕迹的幅度。单元16还包括一个旋转拨盘22，选择施加到病人的除颤电击的能量，当揿钮24被揿下时引起单元16内的电容器充电到由选择器22设定值所确定的电压。最后，提供再一个揿钮26。在传统的除颤器中，操作人员揿下这个揿钮，引起电容器通过电极14、12放电，将电击传递给病人。然而，在本情况中，单元16的内部电路被改进，以致于揿下揿钮26仅仅使电击以根据以上参考图9讨论的原理所确定的电击的实际定时给出。
图12是单元10的内部电路的方框图。图12中所示的各个方框识别单元的主要功能，并不必构成电路的单独和各异的部件。
信号调节和放电电路30接收来自各个除颤电极12、14的信号并由此以已知方式产生ECG信号，显示在监视器18上。能量选择电路32响应于旋转拨盘22的设定值，建立所选能量电平，当揿钮24被揿下时，充电电路34将电容器充电到对应于所选能量电平的电平上。
在现有技术中，正如虚线表示的，电击启动电路36直接响应于操作人员揿下揿钮26，给电击传递电路38提供一个输入，引起后者立即使电容器通过电极12、14放电，将除颤电击传递给病人。然而，在本实施例中，电击启动电路36而是给介于电路36与38之间的触发电击电路40提供一个输入。触发电击电路40还接收来自电击点检测器电路42的一个输入，后者响应于电路30的ECG信号，根据图9的原理检测对除颤敏感的时刻。当检测到这个时刻时，电击点检测器电路42将所述输入提供给电路40。
触发电击电路40实际上是一个“与”电路，当它接收同时来自两个电路36和42的输入时，它提供一个输入给电击传递电路38，它引起后者立即使电容器通过电极12、14放电，将除颤电击提供给病人。因此，在揿下按钮26后立即提供除颤电击的传统外部除颤器，由于信号的快速变化和操作人员的相对较慢反应，这能够发生在ECG循环期间的任意一点，与此相比，在本装置中，当揿钮26被揿下时，装置要等待到电击点检测器电路42识别对除颤敏感的时刻才执行电击为止。这个时刻典型地将出现揿钮26被揿下的几分之一秒内，因此按钮26必须保持揿下直至给出电击为止。任选地，如果在按钮26被揿下后的预定时间(比如说2秒)内未检测到适当时刻，可以将装置设计成在任何时间点上执行电击。电击较佳地是n相被截指数电击，这里n大于1。就是说，它由几个交替变化极性的被截指数电压脉冲组成。具体而言，它可以是双相被截指数电击。
电路30至38的实施是本领域所熟知的，无需作进一步描述。此外，电路40实际上是一个“与”电路，易于由本领域专业人员所实施。电击点检测器电路42的功能在本实施例中是由适当编程的微处理器进行的。为了允许微处理器处理ECG信号，采用模数(A/D)转换器(图中未示出)将模拟ECG信号转换为数字形式。
图13是在微处理器上运行的程序的流程图，用于识别对除颤敏感的时刻。该程序从揿下揿钮26开始。步骤50重复地测试ECG信号，以检测ECG信号在正进行方向上交叉一个预定负阈值，当在步骤52中检测到这种交叉时，对信号进行分析以确定其瞬时梯度。步骤54测试如此确定的梯度在预定范围之内。如果梯度不是在该范围之内，控制返回到步骤50。如果是在该范围内，步骤56进行测试，以确定信号是否已经交叉于预定正阈值，其幅度至少等于负阈值的幅度。如果已经交叉，步骤58检测随后的下一个峰(局部最大)，步骤60给触发电击电路40提供一个输出。然而，如果步骤56确定信号没有交叉于正阈值，控制返回到步骤52，步骤52至56再次执行。因此，随着时间从步骤50的交叉检测起向前进行，程序反复地测试梯度在范围内，直至信号交叉于正阈值为止，在这种情况下，检测随后的下一个峰，或者梯度落在范围之外，在这种情况下，控制返回到步骤50，以寻找负阈值的下一个交叉。
图14示出本发明已经识别易感性的正确时刻，传递双相被截指数电击，成功地终止VF事件。本发明也能够被用于终止由多个折返环持续的VF序列，正如以上描述的和图6中所示的。在这种情况下，本发明识别了最大易感性的时刻，传递第一电击。图15示出这一过程。正如图所示，第一电击的目的不是激活临界物质，由此终止VF序列，而是将一些小环恰好合并成一个更大的环。相继的电击因此能够将各个环合并成越来越大的环直至最后电击终止VF序列为止。
本发明已经被用于识别每种情况下的易感性的时刻。这意味着，除颤(或是单个电击或是通过多个序列电击)所需的能量比在不敏感的时刻激活临界物质所需的能量小得多。
尽管以上实施例已经使用相同电极既作除颤又提供ECG信号，对ECG信号进行分析以确定对除颤易感性的时刻，ECG信号可以另外地从独立的电极取得。
此外，尽管以上已经就外部除颤器描述本发明，即在这里电极被外部连接到病人身体上，但是对于本领域专业人员而言，显然地，在直接被连接到心脏表面的植入电极的情况中，本发明可以用于确定对除颤易感性的时刻。
本发明不限于这里描述的实施例，可以对其进行改进或变化，而不偏离本发明的精神。


一种确定病人何时对除颤敏感的装置,包括多个电极(12,14),用于获得病人的ECG信号,以及数据处理装置(30,42),用于确定ECG信号的一个区域,这里信号从第一阈值到第二阈值,后者与第一阈值在幅度上至少相等而极性相反,同时信号的梯度保持在特定范围内,检测ECG信号峰值之后的下一个信号,以及在作这种检测时提供输出信号。