具有植入式心律转变器除颤器的很大一部分病人也患有充血性心力衰竭 (CHF)。增加的体液潴留(用于增加衰竭心脏心输的代偿机制)最终会产生导致肺 充血(或水肿)和呼吸功能紊乱的高静脉压。因此，对CHF症状进行治疗的中 心是控制患者体液潴留状态，而这通常需要使用利尿剂。尽管如此，病人很可能因 为利尿过度而引起心脏额外的负担。因此在治疗心力衰竭病人时，对病人体液状态 的小心平衡是很重要的。
肺充血/水肿和CHF引起的呼吸紊乱是CHF病人入院治疗的普遍原因。随着 对CHF症状监控的改善就可减少入院治疗并能识别CHF条件恶化的早期警告信 号从而预先进行处理。监测非卧床病人CHF的一种推荐方法是测量胸内阻抗以检 测肺充血/水肿。初步研究示出了胸内阻抗的测量是对即将发生的CHF相关入院治 疗的良好预警。在由Combs等人提交的美国专利No.6,512,949中大致公开了 一种通过评估呼吸率来辨别水肿的阻抗监视器。在由Zhu等人提交的美国专利申 请No.2003/0028221中大致公开了一种心律管理系统，该系统具有其中包括胸 阻抗电路的水肿检测电路。在由Erlebacher等人提交的美国专利No.6,473,640 中大致公开了一种用于长期监测包括全身静脉和肺阻抗测量的CHF的植入式设 备。
为确定每分通气量所使用的胸内阻抗测量已在植入式速率响应起搏器中实 现。例如可参见如下：Nappholz等人提交的美国专利No.4,901,725、Plicchi 等人提交的美国专利No.4,596,251、Steinhaus等人提交的美国专利No.5,562, 712或Yerich等人提交的美国专利No.5,562,711等等。已经提出了测量胸内阻 抗以确定呼吸率和每分通气量的方法，用来基于呼吸率评估值来监控肺充血/水肿。 这可以参考被广泛转让的由Combs等人提交的美国专利No.5,957,861以及由 Riff等人提交的美国专利No.5,876,353。
通常用于每分通气量测量的胸内阻抗测量类型需要在ICD内的额外电路实 现。通常，为了使用胸内阻抗确定每分通气量，就需要以与心率异步的采样频率来 获取阻抗的测量值。使用两相激励脉冲的优势在于递送对称电荷脉冲给驱动电极， 从而在相对较高的采样频率期间防止电极和组织界面处的剩余电荷。为了确定胸内 液体含量，就需要在允许平均或过滤相关于心脏和呼吸周期的阻抗信号的速率下采 样胸内阻抗。
已知在ICD中使用导线阻抗测量来监控导线和电极的稳定性。使用单相激励 脉冲来执行上述测量，该单相激励脉冲应小于除颤或起搏夺获阈值，该单相激励脉 冲在心脏生理不应期递送，从而不会夺获心脏并且不为病人所察觉。这可以参考由 Schuellce等人提交的美国专利No.5,755,742以及由Linder等人提交的美国专 利No.6,317,628，它们的专利全文结合在此作为参考。该单相激励脉冲可与 心脏事件同步，使得该单相激励脉冲出现在感知放大器空白期间。特定导线路 径的单阻抗测量通常足以评估导线牢固性(lead integrity)。
虽然已将导线阻抗监控方法并入ICD系统，但是这些方法目前还未经修改 而用于监控由胸内液体含量变化导致的与胸内阻抗相关的变化。这样就仍然需 要一种在ICD系统内测量胸内阻抗用于监控病人液体状态变化的方法和装置。 期望可在ICD内轻易地实现该方法而无需添加额外的电路或设备复杂度。随后 就可方便地监控植入ICD的CHF病人的液体状态变化，从而能够在早期检测 到肺充血以及过干。

提供了一种体液状态监控系统，此种可在ICD或其他心脏刺激或监控设备中 实现的系统用于检测与充血性心力衰竭相关联的胸内体液含量变化。体液状态监视 器包括阻抗测量电路，该电路用于在相对较高的分辨率下执行由心动周期门控的阈 下阻抗测量，从而移除心脏噪声，并且通过若干心动周期地平均化和低通滤波来移 除呼吸噪声。
体液状态阻抗值是从一系列心脏门控、时间平均或低通滤波的阈下阻抗测量 中确定的。在一个较佳实施例中，体液状态监控对话可以通过手动启动或周期性地 启动，并且包括多个在预定间隔处获取的阻抗测量组，每组都包括预定数量或时间 间隔的连续心脏门控阻抗测量值。为每个测量组计算平均阻抗并计算平均阻抗测量 组的总平均值作为周期体液状态阻抗值。可以做出体液状态阻抗值的诊断比较或确 定带有体液状态阈值的体液状态阻抗值的趋势用于临时诊断临床相关的体液状态 变化。该初步诊断能够产生病人预警，初始对外部设备的数据传输或者改变由ICD 或其他植入式设备递送的起搏治疗。
在ICD系统中进行用于体液状态监控的阻抗测量的较佳电极结构包括用于递 送激励电流和测量所得电压的右心室螺旋电极和ICD罐式电极。然而，可以想像 使用与在其中实现本发明的ICD系统或其他心脏刺激/监控设备相关联的任何可用 电极结构来测量用于体液状态监控的胸内阻抗。激励和测量对可以是相同的电极对 或不同的电极对。
在一个实施方案中，在一个包括了并入的体液状态监控电路的ICD以及相关 导线组的ICD系统中实现本发明。体液状态监控电路包括体液状态监视器控制电 路、体液状态监视器控制寄存器、阻抗测量寄存器、阻抗数据寄存器以及激励脉冲 控制电路。体液状态控制寄存器和阻抗测量寄存器接收并存储来自可以是程控微处 理器形式的ICD控制电路的参数值。存储在控制和阻抗测量寄存器中的参数值可 由体液状态监视器控制电路检索读出用于控制经由激励脉冲控制电路递送的激励 脉冲并且控制在激励脉冲期间用于测量所递送电流以及所得电压的电流监视器和 电压监视器。耦合至所选激励电极对和所选测量电极对的ICD终端通过包括在ICD 内的开关电路耦合至体液状态监视器，从而能够在用于体液状态监控的各种激励和 测量双极或多极结构中选择任何可用电极。
在激励脉冲期间所测的电流和电压由体液状态监视器控制电路数字化，并被 存储在阻抗数据寄存器中以发送给ICD微处理器。微处理器使用获取的电流和电 压数据来计算阻抗，随后可从该阻抗确定体液状态阻抗值。在某些实施方案中，使 用互验测量路径来验证临时胸液状态变化的诊断。如果检测到在原始测量路径上执 行的胸内阻抗测量的变化，就把该测量或所得体液状态阻抗值与从互验测量路径中 获取的测量或体液状态阻抗值相比较。
附图说明
图1是通过三根导线耦合至病人心脏的ICD图示。
图2是在其中能够有效实现本发明的ICD的功能性框图。
图3A是体液状态阻抗测量路径的示意图。
图3B是提供了由使用RV螺旋-罐式激励/测量路径所得的阻抗测量场的方案 视图的图示。
图4是通过三根导线与病人心脏联系的可选ICD系统的图示，其中ICD系统 包括并入ICD外壳的“按钮”电极。
图5是体液状态监控电路的一个实施方案的功能性框图。
图6是示出了递送与心脏事件相关的体液状态监控激励脉冲的时序图。
图7是总结了在体液状态监控对话期间执行的算法步骤的流程图。
图8是用于存储日常体液状态阻抗值的16位存储格式的图示。
图9A是示出了从心脏门控阻抗测量获得体液状态参数和呼吸率的功能性框 图。
图9B是描述了从心脏门控阻抗测量获得体液状态参数和呼吸率的另一种方 法的功能性框图。
图10是提供了在体液状态监控对话期间执行的操作概览的流程图，这些操作 确保有效的体液状态测量值并进一步确保体液状态监控不会干扰由ICD提供的挽 救生命的关键治疗。
图11是提供了包括导线阻抗互验的体液状态监控方法概览的流程图。
图12是使用不同阻抗测量路径之间的互验来验证体液状态监控结果的另一方 法的流程图。
图13是包括阻抗测量互验的体液状态监控方法的另一方法的流程图。

本发明涉及在植入式心脏刺激或监控设备中用于检测临床相关的胸液含量变 化的胸液状态监控。相信在ICD中能够完全实现本发明的优势并由此方便地用来 监控装有ICD的CHF病人的胸液趋势。然而应该理解，能够在各种植入式心脏刺 激/监控设备中有效利用本发明的各方面。因此本发明不限于在ICD中的使用，虽 然在此描述的实施方案主要涉及ICD的实现。
图1是通过三根导线6、15和16耦合至患者心脏的ICD 10的图示。连接块 12接收右心室导线16、右心房导线15和冠状窦导线6的近端，使用这些导线来放 置电极以感知并刺激心脏三个或四个腔。在图1中，放置右心室导线16以使其远 端位于右心室(RV)内，从而能够感知右心室的心电信号并递送起搏或冲击脉冲 至右心室。为此目的，就为右心室导线16装备环形电极24、任选地以可伸缩地安 装在电极头28内的尖电极(tip electrode)26、以及RV螺旋电极20，它们中的每一 个都与导线16体内的绝缘导体相连。将绝缘导体的近端耦合至在导线16近端处的 连接器14(在此示出为二分连接器)所携带的相应导体，从而提供与ICD 10的电 气连接。
放置右心房导线15以使其远端邻近右心房(RV)和上腔静脉(SVC)。为右 心房导线15装备环形电极21、RV尖电极17(其任选地可伸缩地安装在电极头19 内)，以感知并起搏右心房。还为导线15装备用于递送高能量冲击治疗的SVC螺 旋电极23。环形电极21、RA尖电极17以及SVC螺旋电极23的每一个都与右心 房导线15体内的绝缘导体相连。把每个绝缘导体在其近端处耦合至连接器13(在 此示出为二分连接器)所携带的导体。
冠状窦导线6经由冠状窦和心大静脉前置在心脏左侧脉管系统内。在图1的 实施方案中示出的具有除颤螺旋电极8的冠状窦导线6可用于结合RV螺旋电极 20或SVC螺旋电极23，以递送用于心电复律和除颤治疗的电击。在其他实施方案 中，也为冠状窦导线6装备末梢尖电极和环形电极用于起搏并感知心脏的左侧腔。 螺旋电极8耦合至冠状窦导线6体内的绝缘导体，它与邻近的连接器4相连接。
电极17和21、24和26可用作双极对，这通常被称为“尖端至环形”结构， 或者单独用于以设备外壳11作为无关电极的单极结构中，而这通常被称为“罐式 (can)”或“箱式(case)”电极。设备外壳11也可用作皮下除颤电极与一个或多个除 颤螺旋电极8、20和23结合用于心房或心室的除颤。根据本发明，可成对选择包 括外壳11在内的任何可用电极8、17、21、20、23、24和26，用于执行以监控胸 液状态为目的的阻抗测量。希望的典型测量结构包括与外壳11成对的螺旋电极8、 20或23中的一个，而螺旋电极8、20或23中的另一个或环形电极21或26中的 一个则作为返回电极。
应该认识到其他的导线系统可以替代图1中示出的三导线系统，所述的其他 系统在对病人心脏的相关操作中可以具有不同数目或排列的起搏、感知和高电压电 极。虽然在图1中示出了特定的多腔ICD和导线系统，但是包括在本发明内的方 法可适用于单腔、双腔或多腔ICD系统。
图2是在其中能够有效实现本发明的ICD 10的功能性框图。可以认为该图是 可实现本发明的典型设备类型，但不应仅限于此，因为相信本发明的方法也可在其 他类型的设备中实施，诸如不提供起搏型治疗的心律转变器和除颤器。还应理解包 括在本发明内用于监控胸液含量的方法不限于在心律转变器/除颤器中实施。虽然 在此描述的本方法能够在ICD设备中轻易实现，但是这些方法也可在心脏起搏设 备或仅用于监控的设备中实施。
图2中示出的公开实施方案是微处理器程控设备，但是本发明的方法也可在 利用专用集成电路以控制并执行设备功能的设备中实施。例如可用状态机结构来实 施本发明，在该状态机结构中，状态计数器根据计数器受控步骤的规定顺序来控制 算法逻辑单元以执行计算。
预计本发明可用现存的单、双或多腔ICD系统的基本硬件来轻易实现。主要 通过改变在存储器中存储并与微处理器程控的ICD相关联的软件，以及调节阈下 导线阻抗测量函数，就可在ICD中有利地实现本发明，其中所述测量函数已经由 ICD系统用来监控导线阻抗以检测导线/电极的不稳定性。
参考图1中所示的电极系统，为ICD 10提供多个连接终端以完成与心导线6、 15、16以及它们各自电极的电气连接。连接终端311提供与作为单极刺激或感知 期间的无关罐式电极的外壳11的电气连接罐式。连接终端320、310和318分别提 供与螺旋电极20、8和23的电气连接。这些连接终端320、310和318的每一个都 耦合至高电压输出电路234以便于使用螺旋电极20、8和23中的一个或多个以及 可任选的外壳11而把高能量的冲击脉冲递送给心脏。
连接终端317和321提供与放置在右心房内的RA尖电极17和RA环形电极 21的电气连接。连接终端326和324提供与放置在右心室内的RV尖电极26和 RV环形电极24的电气连接。连接终端317、321、326和324还耦合至感知电路 200用于感知诸如P波和R波的心电信号并对心律分类。
感知电路200通常包括可调整感知阈值的自动增益受控放大器，例如在Keime 等人在美国专利No.5,117,824中相应公开的自动增益受控放大器。感知电路200 还包括信号条件电路和模数转换器，以实现微处理器224对EGM信号的数字分析， 从而使用本领域内任何已知的各种数字信号处理方法来识别病人的心律并进行分 类。
体液状态监视器260包括执行胸内阻抗测量从而确定体液状态阻抗值的电路， 而这在下文将详述。包括在体液状态监视器260内的激励和阻抗测量电路可以对应 于上文提及的由Linder等人提交的美国专利No.6,317,628以及由Schuelke等 人提交的美国专利No.5,755,742。实际上在本发明的某些实施方案中，包括在 体液状态监视器260内的激励和阻抗测量电路可以执行双重功能。
有时，微处理器224利用包括在体液状态监视器260内的用于监控导线稳 定性的激励和阻抗测量电路来启动导线阻抗测量，而这在上述参考的628和742 专利中有所教示。其他时候，微处理器224利用包括在体液状态监视器260内 的相同阻抗测量电路来启动体液状态监视对话。利用激励和阻抗测量电路的每个导 线稳定性监控和体液状态监控函数都遵循唯一定义的监控算法，所述算法定义了监 控涉及的电极、排列阻抗测量顺序以及测定值的处理，其由微处理器224根据存储 在相关存储器226中的操作参数来控制。在此将完整描述在体液状态监控中使用的 较佳方法。
体液状态监视器260经由用来选择使用哪些电极执行胸内阻抗测量的开关矩 阵208耦合至各电极。另外还可通过直接将相应的终端311、320、318、310、317、 321、326或324直接连接至体液状态监视器260而从可选电极中选择激励电极对 和测量电极对(可以是相同或不同对)，以使得用于胸内阻抗测量的电极不可变化。 然而优选地是，激励和测量电极对可经由开关矩阵208选择，从而更适应个别病人 的情况，并且，如果电极和相应的导线发生故障，可从激励和测量对中除去电极。
微处理器224可经由地址/数据总线218获得由体液状态监视器260获取的胸 内阻抗数据。微处理器224还可处理并分析胸内阻抗测量数据以确定周期性的体液 状态阻抗值并评估体液状态趋势。基于算出的体液状态阻抗值或体液状态趋势，微 处理器224试验性地诊断临床相关的体液状态变化并触发在病人警告电路228内调 用的病人警告以通知病人寻求医疗关注。可以使用在由本发明受让人投放市场的 SYNCHROMED植入式药物给药设备中使用的病人可察觉的合适声警报器来 作为病人警报设备228。病人警报设备228还可另选地采取用于植入式设备的可听 通信装置的形式，这在Greeniger等人提交的以普通方式转让的美国专利No.6,082, 367中得到大致公开，本专利全文结合在此作为参考。该警报可以警示病人体液状 态的变化趋势，该趋势可指示病人肺充血/水肿的发展或者病人可能利尿过度。在 任一情况下，远程或来访的医师会对利尿剂剂量进行会诊以使得病人的体液状态正 常化，从而阻止情况恶化并避免入院。
由微处理器224临时诊断的体液状态临床相关变化可以附加或另选地启动数 据从ICD 10到外部设备的发送。体液状态数据在响应于对ICD 10的手动询问或被 触发的数据传输而传输到外部设备之前最好是存储在存储器226内。一旦病人警报 设备228生成了听得见的声音或其他病人警报信号，就可由病人或由主治病人的医 师手动启动上述传输。或者，一旦出现临时诊断的临床相关体液状态改变，且建立 了与外部设备的通信链路，ICD10就自动启动上述传输。接收传输数据的外部设备 例如可以是与集中数据库、个人计算机、集中计算机网络系统或经由调制解调器与 基于因特网的病人数据系统进行通信的外部医师程序器、病人程序器或家庭监控 器。
遥测电路330依靠天线332接收来自外部程序器的下行链路遥测并发送上行 链路遥测至该外部程序器，其中所述程序器通常位于植入式抗心律失常设备中。收 到的遥测通过地址/数据总线218提供给微处理器224，而微处理器224经由地址/ 数据总线218提供要上行至程序器的数据以及用于遥测电路330的控制信号。上行 链路的数据包括检测到的心律失常发作记录(这是现代ICD的惯例)或其他检测 到的生理或设备相关事件。根据本发明，由体液状态监视器260测量的阻抗测量数 据、体液状态阻抗值和/或趋势的记录通过询问命令并经由遥测而变得可用。检查 病人的体液状态的这些数据对于临床医师而言是有用的。可使用已知用于植入式设 备的各种类型的遥测系统。
图2中示出的其他电路是专用于提供心脏起搏、心脏复律和除颤治疗的电路， 并且出于本发明的目的，对应于现有技术中已知的电路。在图2所示的典型实施方 案中，起搏器定时和控制电路212包括可编程数字计数器，用于控制与递送到心房 或心室内的各种单、双或多腔起搏模式或抗心动过速起搏治疗相关联的基本时间间 隔。定时和控制电路212还在微处理器224的控制下确定心脏刺激脉冲的幅值。
在起搏期间一旦接收到由感知电路200在感知心脏事件的情况下生成的信号， 就重置定时和控制电路212内的逸搏间期计数器。根据所选的起搏模式，经由开关 矩阵208耦合至期望电极用于起搏的起搏输出电路208生成起搏脉冲。一旦产生起 搏脉冲就重置逸搏间期计数器，并由此控制心脏起搏功能的基本定时，其中所述起 搏功能包括抗心动过速起搏、心脏再同步治疗、期前收缩刺激或其他类型的起搏治 疗。
响应于根据感知电路200所执行感知操作的心房或心室心动过速的检测，可 以根据检测到的心动过速类型通过把来自微控制器224的方案载入起搏定时和控 制电路212来递送抗心动过速起搏治疗。在要求高电压心电复律或除颤脉冲的情况 下，微处理器224激活高压输出电路230。高压输出电路230包括高电压电容和充 电电路。起博器定时和控制电路212控制除颤或心电复律高能脉冲的递送。
转到本发明的体液状态监控操作，提供并利用由地址/数据总线218上的微处 理器223的命令启动的监视器模式的体液状态监视器260，其中所述启动是以周期 为基础自动启动或响应于通过遥测330接收的程控命令而启动。更一般地，当由微 处理器224启动体液状态监控时，就从高压终端320、318和310、起搏/感知终端 326和324与317和321、以及外壳11中选择通过开关矩阵208连接的激励或“压 力(force)”终端对和“测量”终端对。
根据由起搏器定时和控制电路212产生并由体液状态监视器260在地址/数据 总线218上接收到的感知事件信号，阻抗测量的执行可与心脏感知或起搏事件同 步。体液状态监视器260响应于感知的心脏事件信号触发激励脉冲并分别启动对激 励和测量路径上递送电流和所得电压的采样，这在如下将进一步模式。通常响应于 心室感知事件(R波)向心室腔发送激励脉冲，这在此处示出的实施方案中将加以 描述。尽管如此，也可以想到，响应于心房感知事件(P波)向心房腔递送激励脉 冲，这并不超出本发明的范围。
若激励和测量路径包括共用电极，则由体液状态监视器260测量的阻抗将包 括固有的导线电阻抗。可以在导线尚未植入时就测量远端电极和近端连接器元件之 间的固有导线阻抗。在导线没有任何绝缘损坏、或与近端连接器元件和远端电极的 内部连接不松散或不断开的情况下，固有导线阻抗值相对较低。在导线植入后实际 测量的阻抗包括组织阻抗(TI)，它随着体液潴留和肺充血的增加或减少而变化。 组织液含量的增加会降低相对的组织阻抗，而体液含量的降低则会升高贡献于 阻抗测量的相对组织阻抗。
阻抗测量还包括电极/组织界面阻抗(ETI)，并且还可包括由近端导线连接器 元件和ICD连接块之间松散或其他电接触不良而引起的任何阻抗。可以认为 ETI阻抗是电阻性的并且依据电极表面区域/形状和相关电流密度而改变。在标 准胸液含量条件下对于任何特定的导线设计以及激励和测量导线对的组合来 说，可以从临床经验的积累中经验性的导出总的标准阻抗值。如下将描述的方 法用于处理与体液状态变化不相关的阻抗测量的变化，即由导线移动或移出所 引起的ETI变化或由导线相关事项(诸如与ICD的接触不良、绝缘破坏或连接 器故障等)所引起的固有导线阻抗的变化。
体液状态监视器260内的强制脉冲发生器生成幅度和脉宽预定的阈下激励或 “强制”电压脉冲(Vp)。在强制终端对(force terminal pair)内被选作“驱动”终 端的一个终端上施加强制脉冲Vp，而在强制终端对内被选作“返回”终端的第 二个终端则保持系统接地。激励路径因此通过驱动终端以及相应的导体和电 极、病人的身体(尤其是胸部和心脏组织)、返回电极、导体和保持系统接地 的相关终端。也可选择测量路径包括一个与驱动终端相同或不同的测量终端、 相关导体和电极、胸部和心脏组织以及返回电极、导体和保持系统接地的相关 终端。应该认识到强制脉冲Vp可以使用电流脉冲的形式代替电压脉冲，并且 在任一情况下都由一个或多个不同极性的相位组成，但最好是便于实施的单相 恒压脉冲。
在强制脉冲Vp递送期间递送给激励路径的电流可由体液状态监视器260 测量作为信号Im。与此同时，越过测量终端对出现的电压可由体液状态监视器260 测量作为信号Vm。从流入激励路径的被测电流Im和在测量终端对之间越过测量 路径感应出的被测电压Vm，就能够根据欧姆定律计算胸内阻抗。在微处理器224 内使用在一系列心动周期期间获取的一组被测电流Im和电压Vm来取得体液状态 阻抗值，并通过比较先前测量的胸内阻抗和/或最大和最小体液状态阻抗阈值来推 断体液状态趋势。如果两者中选择提供的强制脉冲是恒流脉冲而非电压脉冲，并且 该恒流脉冲的最大电流具有恰当限制以避免心脏夺获，那么就可以颠倒上述电压和 电流测量并获取等价的阻抗结果。
如下将详述从一系列心脏门控阻抗测量中计算的体液状态阻抗值。随后微处 理器224利用导出的体液状态阻抗值，将其与标准或先前阻抗值进行诊断比较，从 而诊断出体液状态趋势。一般说来，如果算出的体液状态阻抗值在可接受的阻抗范 围或者确定连续周期性的体液状态阻抗值的趋势是稳定的，就可假设体液状态是稳 定的。尽管如此，如果体液状态阻抗值或趋势大于最大值或小于最小可接受值，则 体液状态就是不稳定的并需要临床观察的。在临床可接受体液状态条件下用于体液 状态监测的特定导线的标准阻抗值或范围可在病人的体液状态被临床控制在常态 时，预先地从导线类型或待侧模型的特性中导出。微处理器224可基于单独病人或 更广泛的临床经验，在诊断比较期间来编程用于定义增加或降低体液容量的临床相 关水平边界的阈值并将其存储在存储器226内以便使用。如下将详述，因为激励路 径和测量路径包括电极-组织界面阻抗和固有导线阻抗因素，所以必须对涉及交叉 参考导线的体液状态阻抗值进一步评估，以确定是否被测阻抗内的变化展示出导线 或电极的不稳定性而非体液状态的改变。
无论微处理器224是否诊断出临床相关的体液状态的改变，都可将体液状态 阻抗数据存储在存储器226内直到初始ICD询问。当上行链路至外部设备，数据 可由外部设备显示并且在显示的体液状态阻抗阈值和/或显示体液状态阻抗趋势的 分析程序的辅助下由医师进行解释。当ICD 10包括自动导线诊断功能时，也可提 供影响体液状态阻抗趋势数据的电位导线相关结果的诊断用于传输和显示。
图3A是体液状态监视器260可利用的体液状态阻抗测量路径的示意图。由虚 线指示的肺部3示出了肺相对于心脏内电极和罐式电极的大致位置。所选的胸内阻 抗测量路径可以使得测量范围至少包括由肺侵占的胸容积的一部分。
表I参考图1所示的电极排列提供了可能的胸内阻抗测量路径的部分列表，在 图3A示出了其中的一些路径。在表I中提供的列表和图3A中示出的组合并不是 唯一的。双极或多极排列的各种电极组合对本领域普通技术人员来说是显而易见 的，并且这些组合依赖于所使用的特定导线系统。因此，出于解释的目的，在表I 中仅仅示出了可能组合的一部分列表。
表格I   激励对   测量对
  RV螺旋-罐   RV螺旋-罐   RV螺旋-罐   RV环形-罐   RV螺旋-罐   RV尖-罐   RV螺旋-SVC螺旋   RV螺旋-SVC螺旋   SVC螺旋-罐   SVC螺旋-罐   CS螺旋-罐   CS螺旋-罐   SVC螺旋-CS螺旋   SVC螺旋-CS螺旋   RV螺旋-CS螺旋   RV螺旋-CS螺旋
应该注意到激励和刺激导线路径通常包括ICD外壳11作为罐式电极。ICD植 入点通常在胸部，尤其是在使用激动罐式电极时，大多数情况下都位于左胸。出于 本发明的目的，期望体液状态监控可以由放置在左胸或右胸内放置的ICD(因此， 罐式电极)成功地执行。
在一个较佳实施方案中，可以使用RV螺旋-罐结构在激励和测量路径上执行 以体液状态监控为目的的胸内阻抗测量，根据RV螺旋-罐阻抗测量ZRVCOIL-CAN 算出体液状态阻抗值(如图3A所示)。图3B是提供了由使用RV螺旋-罐结构所得 的阻抗测量场的方案视图的图示。根据植入病人1左胸位置的ICD 10，在位于RV 导线16上的RV螺旋20和罐式电极11之间测得的胸内阻抗测量将包括出现在 RV螺旋20和罐式电极11之间所得测量场2内的心脏和肺部组织的阻抗。
然而应该认识到，如表I中所列，可以方便地使用选择性的激励和测量路径用 于含有包括了肺部3的测量场的体液状态监控。例如，如图3A所示，通过选择 SVC螺旋23与外壳11(ZSVC COIL-CAN)或CS螺旋8与外壳11(ZCS COIL-CAN)，或 者通过选择任何成对的可用螺旋电极8、20和23由此提供CS螺旋8和SVC螺 旋23之间(ZCS COIL-SVC COIL)、RV螺旋20和CS螺旋8之间(ZRV COIL-CS COIL)或 RV螺旋20和SVC螺旋23之间(ZRV COIL-SVC COIL)的可能胸内阻抗测量，从而能 够选择性地执行心脏胸内阻抗测量。当诸如RV环形电极24的环形电极可用时， 环形电极可以包括在胸内阻抗测量路径之内，例如RV环形电极24对外壳11( ZRV RING-CAN)。
当起搏尖端电极可用时，这些电极也可用于胸内阻抗的测量，诸如表I中 列出的RV尖端-罐结构。尽管如此，由于起搏尖端电极的表面积通常较小，使 得在测量路径中包括尖端电极时电极-组织界面阻抗就会较大地影响胸内阻抗 测量，从而掩盖了由组织液含量变化所引起的较小阻抗变化。然而，当在诸如 心脏起搏器等另选心脏刺激设备中实现本发明的方法时，可使用尖端电极作为 激励路径的驱动电极并将环形电极用于测量路径，且反之亦然。
类似地，如果在左心室(LV)中提供带有用于起搏和感知功能的尖端和环形 电极的冠状窦导线，则可以额外使用这些电极来执行胸内阻抗测量。例如，可 选择LV尖端至罐激励路径并可选择LV环形至罐测量路径；可选择LV螺旋至 罐激励路径并可选择LV环形至罐测量路径等等。
图4是通过三根导线与病人心脏联系的可选ICD系统的图示，其中ICD系统 包括结合在ICD外壳上的“按钮”电极。在图4中，为ICD外壳11提供了至少覆 盖外壳11一部分并带有开口30和32的绝缘包层35。非绝缘开口30和32用作感 知皮下ECG信号的皮下电极。具有用于ECG皮下测量的可植入系统在由Klein提 交并被广泛转让的美国专利No.5,987,352中公开，此专利全文合并在此作为参考。
参考图4中所示的实施方案，在被选作测量胸内阻抗以监控胸液含量的激励 和/或测量路径中使用“按钮”电极30和32。例如，选择的激励路径可以使用对应 于RV螺旋电极20的ICD终端作为“驱动”终端并且按钮电极30和32之一作为 返回电极。选择的测量路径可以使用对应于SVC螺旋电极23或CS螺旋电极8以 及按钮电极30和32中的另一个。这一安排的优势在于从胸内阻抗测量中排除了与 导线和电极本身相关的寄生电阻以及电极-阻止界面阻抗。因此应该认识到，具有 并入ICD外壳的皮下电极和/或位于从ICD中伸出的皮下导线上的皮下电极的选择 性ICD系统具有在胸内阻抗激励和/或测量路径中利用这些电极的优势。
图5是体液状态监视器260的一个实施方案的框图。体液状态监视器260包 括体液状态监视器(FSM)控制电路320、激励脉冲控制电路314、体液状态监视 器控制寄存器342、阻抗(Z)测量寄存器340和阻抗(Z)数据寄存器338。体液状 态监视器260经由数据总线218接收来自微处理器224的输入，该输入涉及载入 寄存器340和342的体液状态监测控制和阻抗测量参数。体液状态监视器控制寄 存器342存储激励脉冲(Vp)延迟360，其用于设置跟随其后将会递送激励脉冲 至激励终端的心室感知或起搏事件的延迟。所选激励终端对比特364存储在阻抗 测量寄存器340内。体液状态监视器控制寄存器342进一步存储定义了待递送的 激励脉冲宽度的阻抗测量脉冲(Vp)持续时间362。
此外，并依据本发明，体液状态监控对话起始时间370和心动周期数目N 372(在其期间将进行心脏门控胸内阻抗测量，包括“测量组”)被存储在与微处 理器224相关联的存储器226中。可存储执行心脏门控测量的时间间隔，而非 执行心脏门控阻抗测量的特定数目心动周期N。包括在体液状态监控对话中的 多个测量组X 374以及在测量组开始之间的时间间隔376也将被存储在存储器 226中。
阻抗测量寄存器340存储如上所述的激励终端选择364以及激励脉冲(Vp) 幅度366和阻抗测量终端选择368。当根据存储的起始时间370由微处理器 224启动体液状态监控对话(或者手动启动对话)时，FSM控制320就通过激 励脉冲控制电路314检索来自FSM控制寄存器342的Vp延迟和持续时间比 特360和362，在合适的时间递送由激励脉冲发生器348生成的激励脉冲。所 选激励终端对是由阻抗(Z)终端多路复用器310根据存储在阻抗测量寄存器 340内的激励终端选择比特364通过开关208而选择的。
激励脉冲控制电路314在施加的激励脉冲期间额外提供施加给ICD感知电 路200的心房空白信号，这在如下将详述。激励脉冲控制314也可在阻抗测量 期间生成禁用信号使得微处理器224禁用心电复律/除颤冲击的递送。
导线阻抗多路复用器310接收来自开关208的输入并且来自所选终端的信 号耦合至电流监视器(I MON)350和电压监视器(V MON)312。在恰当时刻通 过在FSM控制320中生成的电流采样(ISMPL)和电压采样(VSMPL)信号启用电 流监视器350和电压监视器312。
测定跨越所选测量终端对的感应电压，并由模数转换器344数字化。数字 化的电压测量值被存储在阻抗数据寄存器338内的电压数据寄存器(V DATA) 中。类似地，发送至驱动终端的电流由电流监视器350测量并由包括在阻抗数 据寄存器338内的电流数据寄存器(I DATA)存储。
来自FSM控制320的中断通知微处理器224为给定的心动周期存储阻抗 测量数据(I DATA和V DATA)。随后可将存储在阻抗数据寄存器338内的数据 发送给微处理器224用于根据欧姆定律计算被测阻抗。随后就使用在体液监控 对话期间存储在存储器228内的被测阻抗导出体液状态阻抗值，这在如下将详 述。在测量组设置期间，阻抗测量将在干预起搏或感知事件和伴随延迟之后着 手下一个心动周期。如下将详述为每个心动周期重复阻抗测量过程直到执行了 数目N的测量周期372，从而完成了一个阻抗测量组。在规定的组间期376过 后，再着手下一个阻抗测量组。当完成了要求数目的阻抗测量组，就退出体液 状态监控对话，并且微处理器224可以继续进行计算并存储体液状态阻抗值。
微处理器224将周期性地或在接收程控命令时启动后续的体液状态监控 对话。所得的体液状态阻抗值将存储在存储器226内，并且如果存储值基于由 微处理器224执行的诊断比较指示恶化的情况，那么微处理器224就触发病人 警报，启动数据传输或改变由ICD 10或与ICD遥测通信的诸如药物泵的其他 植入设备所递送的起搏治疗。在一个较佳实施方案中，执行日常体液状态监控 对话并将所得体液状态阻抗值存储在存储器226的滚动缓冲(rolling buffer)内， 该缓冲最好是能够存储一年或更多日常体液状态测量值。最好每周(或其他更 长的时间间隔)压缩数据成高和低和/或平均或中间测量值，并在存储器226 内积累一个相对较长的时间周期(例如几年)。
图6是示出了递送与心脏事件相关的体液状态监控激励脉冲的时序图。沿着 顶部时间线示出了一系列心室事件(VE)380，其可以是被起搏或被感知的心室事 件。在一组测量期间，激励脉冲(Vp)384在跟随每个心室事件380的特定延迟382 之后被发送。在能够双心室起搏的多腔ICD系统中，通常被称为“V-V间期”并 等于起搏脉冲延迟的心室间起搏间期要么被从可用V-V间期可编程值中排除，要 么在体液状态监控对话期间被自动调整至不同的间期，从而阻止ICD尝试同时 递送心室起搏脉冲和激励脉冲。或者，双心室起搏期间的激励脉冲递送可被限 制在两个心室起搏脉冲的后一个脉冲之后递送。选择激励脉冲持续时间和脉冲 幅度使得所得脉冲能量低于除颤和起搏夺获阈值。
作为防止心脏夺获的额外安全措施，最好在跟随触发心脏事件的生理不应 期内递送激励脉冲。此外，最好在心容量未在快速变化的时间点测量胸内阻抗 的测量值。心脏的血容量将会影响阻抗测量，因此若在收缩的快速射血阶段获 取阻抗测量值，则迅速变化的心脏血容量就会为阻抗测量值添加非期望的变 量。因此最好在心容量变化率(dV/dt)接近最小值时，执行以监控肺充血/水肿或 干燥为目的的胸内阻抗测量，所述变化率最小的情况诸如：心脏等容收缩阶段 的早期、接近射血末的后收缩期、心舒期间快速充盈之前或在收缩起始之前的 心舒末期。因为在收缩晚期或心舒早期递送的激励脉冲还在无意中落入所谓的 “易感区”(期间的刺激会诱发有心律失常倾向的病人发生心律失常)，所以 最安全的方法是在等容收缩阶段的早期或在心舒末期递送激励脉冲。在一个较 佳实施方案中，在心室事件的约28ms之后递送激励脉冲。优选地，可在通常 跟随心室起搏或感知事件的心室空白间期期间递送单相激励脉冲，从而防止由 激励脉冲引起包括在ICD感知电路200(图2中所示)内的心室感知放大器饱 和。因此，在心脏事件之后非常短的时间间隔(例如10到30ms)内递送激 励脉冲，则因为脉冲是在生理不应期内递送的从而确保了脉冲不会夺获心脏； 因为脉冲是在快速射血阶段前递送的从而使得由心脏血容量改变而引起的变 化最小；并且排除了对额外心室感知放大器空白的需要。
考虑到可以恰好在预定的起搏脉冲之前选择性地递送激励脉冲，从而在心 舒末期进行阻抗测量。必要的感知放大器空白可由激励脉冲的递送所初始化， 并按照需要在预定起搏脉冲期间和之后继续。因为心肌组织不在心舒末期的生 理不应期内，则先于预定起搏脉冲递送的激励脉冲应该没有足够的能量来夺获 心脏。
然而可以在激励脉冲384递送期间要求包括在感知电路200内的心房感知 放大器的空白。在一个实施方案中，在其后跟随可任选的缩短心房灵敏度间期 388的激励脉冲384期间，将1.25ms的绝对空白间期386施加给心房感知电 路。例如可以根据程控心房灵敏度设置约为30ms的缩短心房灵敏度间期。如 果程控心房灵敏度较高，则缩短的心房灵敏度间期338可以跟随绝对心房空白 间期386。如果程控心房灵敏度较低，则缩短的心房灵敏度间期就不是必须的， 并仅施加绝对心房空白间期386以防止激励脉冲384递送期间包括在感知电路 200内的心房感知放大器的饱和。
如图6所示，在预定的数目为N的连续心室事件380之后递送激励脉冲 384。为这N个周期的每一个测量的阻抗将被存储作为一组阻抗测量。对收集 的每组阻抗测量计算平均阻抗，并且使用该平均值计算体液状态阻抗值。心脏 门控阻抗测量，即在与心动周期相关的固定时间点上获取的阻抗测量值，将不 会因为心容量或移动而变化。通过对在多于一个呼吸周期的时间内顺序获取的 一系列心脏门控阻抗测量值求平均，就可移除呼吸对阻抗测量的影响。假设电 极和导线稳定，则从这些时间平均心脏门控的阻抗值中导出的体液状态阻抗值 将反映随着体液状态变化而变化的组织阻抗。
这样，本发明提供的包括在体液状态监控方法内的心脏门控胸内阻抗测量 具有至少两个优于其它胸内阻抗测量方法的优势。首先，心脏门控测量允许在 感知放大器空白期间执行单相阻抗测量，由此就可在已经使用单相阻抗测量电 路用于导线诊断功能的ICD系统中轻易实现。第二，如果对阻抗信号施加常规 的平均或滤波移除心噪声，心脏门控测量就减少需要被执行的阻抗测量数。在 所提供方法中，在每个心动周期内执行一个胸内阻抗测量，并且一组测量最好 超过至少一个呼吸周期，由此在对多个组求平均时就能移除呼吸噪声。如果未 执行心脏门控测量，就要求在一个心动周期内的多个时间点上进行采样阻抗的 高速率阻抗测量以滤除心噪声。虽然能够进行此种高速率采样，但随后就要求 使用双相或多相激励脉冲以阻止不平衡的电荷积累，这同时将要求更为复杂的 阻抗测量电路。
单相脉冲或非电荷平衡脉冲会导致电极随时间的增加而腐蚀。然而，通过 在此描述的心脏门控技术而降低阻抗测量所需的采样率，则预计在植入系统预 期使用寿命内不会出现电极腐蚀。此外，通过心脏门控而降低的采样率还能方 便地降低对设备电源的电流要求，由此就能保存电池电力。
图7是总结了在体液状态监控对话期间执行的算法步骤的流程图。只有在体 液状态监控经过编程能周期性地进行或者在由用户输入启动体液监控对话的 命令的情况下，微处理器224才会启动体液状态监控对话。当如框405所示启 用自动的体液状态监控时，微处理器224将如步骤410所示根据预定时间启动 体液状态监控对话。
可以基于实时时钟或基于包括在ICD 10内的24小时定时器而将起始时间 设置在一天的特定时刻(例如12:00pm)。CHF病人的体液潴留日变化具有 典型性，因此可在一天内多次和/或变化次数来启动体液状态监控对话以捕获每 日的变化。
在步骤415处，一旦开始对话，将以上述方式为程控的心动周期数N获取 一组心脏门控阻抗测量值。例如，可以在4、8、16、32、64或128个连续的 心脏事件期间做出阻抗测量。在完成一组测量之后，在步骤420处，微处理器 224使用包括被测电流和被测电源的存储的阻抗数据来根据欧姆定律计算N个 阻抗值并确定一测量组的平均阻抗。随后将该测量组的平均阻抗存储在存储器 226内。
在决定步骤425处，做出是否已获取所有预定测量组的决定。如果没有， 则在步骤430处允许定义测量组发作之间时间的组间期流逝，而在其后将通过 返回到步骤415来开始下一组阻抗测量。在一个典型实施方案中，以每日为基 础在20分钟内获取各自包含32次心脏门控测量的16个测量组。应该认识到， 可以考虑通过改变对话起始时间、对话周期、组内测量数、组数和/或组间期来 实现预定体液状态监控对话方案的各种变化。
在执行所有(X)预定测量组并为每组计算平均阻抗之后，就在步骤435处 计算X个测量组平均阻抗的总平均值。该总平均值就在步骤440处作为每日或 其他监控时间间隔的体液状态阻抗值并与相应的日期时间标志以及任何其他 希望的设备相关或生理数据被一并存储。在一个较佳实施方案中，存储阻抗测 量数据并计算体液状态阻抗，使得确定的体液状态阻抗具有0.5欧姆或更精确 的分辨率。
在一个实施方案中，如图8所示在16位格式中存储日常体液状态阻抗值。 日常体液状态阻抗的整数部分存储在第15-8位(460)。日常体液状态阻抗的 小数部分存储在第7-6位(462)，其中第7位在设置时表示0.5欧姆而第6 位在设置时表示0.25欧姆。如下将详述，当由于测量值超范围而放弃一组测量 值时就设置第5位(464)。用于计算体液状态阻抗的有效测量组的数目存储 在第4-0位(466)。
图9A是示出了从心脏门控阻抗测量获得体液状态参数和呼吸率的功能性框 图。呼吸率的改变对于医师而言也有诊断或预后价值。增加的肺充血会引发呼吸率 的增加。患有CHF的病人会经历陈使二氏(Cheyne-Stokes)呼吸或睡眠呼吸暂 停的发作。这些与心脏相关的呼吸失调可能表示正在恶化的临床病情。呼吸周期中 肺容量的变化可由心脏门控阻抗测量中逐搏动的变量反映。
在图9A中，体液状态监视器260将在一组测量期间获取的数字化的电流数 据(I DATA)和电压数据(V DATA)提供给微处理器224用于执行虚线框470内示出 的操作。在模块472中，从每个心脏门控测量后接收的电流和电压数据中算出阻 抗。将该阻抗提供给峰/谷检测器474使得计数器480能够计数在该组测量期间出 现的峰值数作为呼吸率(RR)。还可基于被测峰谷之间的幅度的变化来估计潮气量 (TV)。
将在模块472中算出的阻抗额外提供给确定一组阻抗期间测量的所有阻抗平 均值的模块480。该测量组的平均值被提供给模块482用于如上所述计算体液状 态值。模块482能够额外检索指示出被执行的有效测量组数的有效组位，从而 如上所述计算体液状态参数作为测量组平均数的总平均值。
图9B是描述了用于从心脏门控阻抗测量获得体液状态参数和呼吸率的另一 种方法的功能性框图。在图9B中，电流和电压数据被提供给模块472用于确定被 测阻抗。在模块484处对被测阻抗低通滤波，并提供所得输出作为不带有心脏、 呼吸和外部高频噪声的体液状态信号。可以额外提供被测阻抗模块472的输出作 为给加法模块476的正向输入。可以提供低通滤波器484的输出作为加法模块476 的负向输入。加法模块476的输出是原始Z信号和低通滤波Z信号之间的差值， 它仅主要受到呼吸的影响。可以提供该呼吸信号作为对峰/谷检测器474的输入以 导出呼吸率(RR)或用于导出潮气量(TV)。
这样就可从一系列心脏门控阻抗测量值中确定呼吸率和/或体液状态阻抗值。 呼吸率和体液状态阻抗值都存储在存储器226内用于I临床医师随后出于诊断、 预后和治疗优化为目的的察看。
图10是提供了在体液状态监控对话期间执行的操作概览的流程图，这些操作 确保有效的体液状态测量值并进一步确保体液状态监控不会干扰由ICD提供的挽 救生命的关键治疗。如果抗心律失常治疗正在进行中(或者恰好在治疗递送前的心 律失常检测期间或在心律失常治疗之后的持续检测期间)，就不开始体液状态监控 对话。在胸内阻抗测量期间通常禁用心电复律和除颤冲击递送。然而，在体液监控 对话期间最好不要暂停对心律失常的监控。
同样地，在步骤505处开始阻抗测量组之后，如果微处理器224在测量组 期间的任何时刻确定在做出检测和节律分类之前就出现心律失常，则该测量组 在步骤520处终止。例如，如果室性心动过速(VT)或室颤(VF)间期计数大于预 定数目(可以是小于心律失常检测所需VT或VF间期数目的数字)，就终止 该测量组。在一个较佳实施方案中，如决定步骤510中所示，若组合的VT和 VF间期计数大于3，则该测量组在步骤520处终止。并将在步骤530处放弃 在部分执行该测量组期间存储的阻抗值。
如在决定步骤533处所确定，若尚未完成对所有预定测量组的尝试，方法 500将行进至步骤515以等待电流组间期的流逝。其后，如果没有行进中的心 律失常检测或抗心律失常治疗发生，就开始下一个后续阻抗测量组。在步骤510 处，只要在一组测量期间未满足排除心律失常检测相关的标准，就继续执行该 组测量。如决定步骤525所确定，若在一组测量期间获取的任何被测阻抗超出 可接受的阻抗范围，就认为该测量无效。在步骤520处终止测量并在步骤530 处放弃关于该终止测量组的任何存储数据。例如在使用RV螺旋至罐激励/测量 终端对的一个较佳实施方案中，如果被测阻抗超出约20至200欧姆的范围， 就在步骤520处终止测量。超出用于胸内阻抗测量的特定导线类型可接受范围 的阻抗可指示导线或电极的不稳定性。这些导线或电极的不稳定性会使得用于 计算体液状态阻抗值的阻抗测量无效。
在一个较佳实施方案中，就不再重新尝试放弃的测量组。体液监控对话行 进到下一个预定测量组并且体液状态阻抗值的最终计算将基于其数目少于预 定测量组数X的所收集的有效测量组。可选地，可以要求最小数量的测量组来 计算体液状态阻抗。同样，当放弃一测量组时，可以执行预定数量的重复尝试 以在下一个预定测量组之前获取有效测量组。可选地，可以为预定的最后测量 组后附加一额外测量组。
如决定步骤533所确定，一旦尝试了所有预定测量组，就在步骤535处计 算有效测量组平均值的总平均值并在步骤540处以先前描述的方式将其存储作 为体液状态阻抗。
在步骤545处，如果体液状态阻抗发生改变，则基于由微处理器224执行 的诊断比较做出对组织液含量变化的预诊断。如果在决定步骤545处未做出临 床相关体液状态变化的临时诊断，则体液状态监控对话在步骤550处结束。如 果认为改变是临床相关的，则在步骤555处微处理器224尝试体液状态响应。 这些响应如前所述，包括但不限于如下的一个或多个响应：病人警报、数据传 输、起搏治疗的变化或由植入式设备递送的其他类型治疗(诸如由药物泵给予 的药物治疗)的变化。
本发明的较佳实施方案允许在ICD系统内进行体液状态监控而无需额外 的复杂电路。通过设置控制参数和控制程序以预定一系列心脏门控阻抗测量 组，现存的包括在ICD系统内并已知用于执行阈下导线阻抗测试的电路很容易 改成用来执行体液状态监控。然而，用预定的一系列心脏门控阻抗测量来确定 时间平均阻抗从而获得体液状况不限于在此描述的阈下导线阻抗测量电路类 型。其他类型的阻抗测量电路，包括利用双相或多相激励电压或电流脉冲的测 量电路，也可结合用于本发明。
虽然本发明在此的描述结合了ICD系统，但是其他类型的植入式设备(包 括其他类型的心脏刺激设备)也可从本发明的各方面获益。本发明的各方面可 用于植入式设备，以监控对组织体液含量的诊断或预后尤其感兴趣的病人情 况。本发明的各方面可用于植入式设备，来治疗以体液潴留或体液丢失为特征 的病人病情，从而能够自动地或由临床医师来调整治疗以稳定病人的体液状 态。
虽然上述系统和方法是在植入式系统内根据要测定的被测电流和电压值 来确定体液状态阻抗和体液状态趋势，用于存储在设备存储器中和/或发送至外 部程序器，但是应该理解，可以代替性地存储被测电流和电压值并将其发送出 去用于在外部设备中转换成体液状态阻抗值。
如前所述，被测阻抗包括随体液含量变化的组织阻抗以及由导线相关事件 (诸如移除、绝缘损坏、导体断裂等)引起变化的固有导线阻抗和电极-组织界 面阻抗。因此在本发明的某些实施方案中，可以在对临床相关体液状态趋势做 出临时诊断之前执行导线阻抗对照检测以验证体液状态阻抗值的变化不是由 导线相关的阻抗变化所引起的。
图11是提供了包括导线阻抗互验的体液状态监控方法概览的流程图。在步骤 605处确定体液状态阻抗值。最好使用在此描述的用于时间平均、心脏门控阻 抗测量的方法来获取体液状态阻抗值。然而，在图11中示出的方法不限于实 施时间平均、心脏门控阻抗测量，而是还可与本领域内已知用于从阻抗测量中 导出涉及组织液含量或体液充血的监控参数的任何方法结合使用。如果基于步 骤605处确定的体液状态值而在决定步骤610处诊断临床相关的体液状态变 化，那么就在步骤620处执行导线牢固性的检查。
基于阻抗测量的导线牢固性测试对心脏起搏器和ICD的使用来说是已知的。 可以在步骤620处检查导线牢固性测试的存储结果以确定是否已做出了任何导线 牢固性事件的诊断。可选地，通过体液状态的临时诊断的变化来触发导线牢固性 测试以验证至少是为体液监控执行阻抗测试的导线不存在导线牢固性方面的 故障问题。
如决定步骤625所确定，若未在用于体液状态监控的激励/测量路径上诊断出 有导线牢固性问题，则生成体液状态响应630。基于缺乏导线相关阻抗发生变化 的证据，就认定临时诊断的体液状态改变是有效的。
如果基于先前或被触发的导线牢固性测试在步骤625处诊断出导线牢固性故 障，则在步骤635处标志体液状态阻抗数据作为可疑数据并抑制体液状态响应。 导线牢固性故障的诊断会依据使用的导线牢固性监控系统而引出对导线测试 诊断的适当响应。
在步骤640，选择备用的激励和阻抗测量路径作为后续体液状态监控(FSM) 对话。备用路径不应包括其上有可疑导线的路径。在此情况下的“可疑导线” 指对于植入式设备中的电极、它的相关导体、连接器以及与终端的连接，其中 基于导线牢固性测试这些组件之间的电气连续性或绝缘性的完整度被怀疑有 问题。
图12是使用不同阻抗测量路径之间的互验来验证体液状态监控结果的可选方 法的流程图。方法650从启动体液状态监控的步骤655开始。如步骤660和662 所示，可以在体液状态监控期间从两个不同路径A和B中获取用于导出体液状 态阻抗值的阻抗测量。能够同时、交替或依次从路径A和B获取阻抗测量。使 用测量路径A和B执行的阻抗测量可以使用公用的激励路径或专门的激励路 径。参考图1所示的ICD系统，将较佳的测量路径A选为RV螺旋至罐路径， 并将测量路径B选为SVC螺旋至罐或另选的CS螺旋至罐路径。然而，可以 从包括在植入式系统内的任何可用电极中选择第一和第二阻抗测量路径。
可使用图11中所示方法的植入式系统不局限于ICD系统。在具有一组不 包括高电压螺旋电极的导线的心脏刺激系统中(诸如双腔起搏器)，可以从可 用起搏/感知电极中选择第一和第二测量路径。例如，可以选择RV尖端或环形 电极至罐路径作为第一测量路径，选择RA尖端或环形电极至罐路径作为第二 测量路径。
在步骤655中，从主要测量路径A中确定体液状态参数。在步骤660处， 从互验测量路径B中确定第二体液状态参数。在步骤660处将第二体液状态参 数存储在存储器内。
在步骤665处，基于从主要测量路径A中获取的阻抗测量而做出体液状态 的临床相关改变是否已发生的决定。如果没出现改变，则方法650在步骤670 处终止。然而如果基于路径A的测量值在步骤665处临时诊断出临床相关的改 变，那么就在从路径A阻抗测量和路径B阻抗测量确定的体液状态参数之间做 出比较。如果在从路径A和B中确定的体液状态参数之间存在较高的互相关， 则认定体液状态变化的临时诊断有效，并且在步骤685处生成体液状态响应。
然而，如果在从路径A和B中确定的体液状态参数之间的互相关较低，则 在步骤680处标志该数据以吸引临床医师在下一个数据察看时的注意力。在标 志680处抑制体液状态响应。
在步骤675处，使用在来自于每个测量路径的两个不同时间点处确定的至 少两个体液状态参数来确定互相关，其中的一个点是最近确定的参数而一个或 多个的点则是在先前的时间点处确定的。较佳的是，能从多于两个的时间点中 确定互相关，但是为了保存电池能量和微处理时间，仅以采样为基础确定互验 的体液状态参数。
因此，可以在低于从主要测量路径A中获取的阻抗测量的频率基础上，从 互验路径B中获取阻抗测量。在一个实施方案中，在体液状态监控经初次编程 而启用时，较好的是在已知病人稳定时，利用主要测量路径A和互验路径B来 确定对应于每个路径的初始基线体液状态参数。其后，在每个体液状态监控对 话期间使用主要路径A获取阻抗测量，而仅在低于路径A上执行测量频率的采 样频率基础上获取来自互验路径B的阻抗测量。
包括阻抗测量互验的一个优势在于能够降低假阳性体液状态变化诊断以 及假阳性导线牢固性故障诊断。基于从两个阻抗测量路径中导出的体液状态参 数之间互相关的缺失，就能在步骤682处可选地触发导线牢固性测试。如果诊 断出有导线牢固性故障，就取消先前的临时体液状态改变诊断。类似地，当基 于被测导线阻抗的显著变化暂时诊断出有导线牢固性故障，但从两个不同测量 路径中导出的体液状态参数之间的互相关支持体液状态改变的诊断时，对导线 牢固性的诊断就可能是不恰当的。
图13是提供了用于包括导线阻抗互验的体液状态监控方法的另选方法的流程 图。在方法700中，利用主要测量路径A来执行初始体液状态监控对话的步骤 705之后的步骤710的阻抗测量。如果基于从路径A在步骤715处的阻抗测量 中确定的体液状态阻抗参数，在决定步骤720处临时诊断出体液状态有变化， 则在步骤730处触发双路径体液状态监控。如果基于路径A的阻抗测量未诊断 出体液状态的变化，则方法700就在步骤725处终止。
双路径阻抗测量是在如上所述沿着主要路径A和互验路径B，以同时、顺序 或交互的方式进行阻抗测量。可以根据原始体液状态监控调度来执行双路径体液 状态监控，例如，可以在每日的基础上执行一系列阻抗测量，并在为每个路径 确定体液状态参数的预定数目之后(例如2到10天之后)在步骤735处执行 互相关分析。如果路径B测量的体液状态趋势与从路径A测量中导出的趋势互 相关程度不高，那么就不支持体液变化临时诊断。在步骤740标志相关数据并 抑制体液状态响应，但是仍生成病人警报以警告病人寻找医学关注，以评估该 不一致的原因，因为该原因可能与导线牢固性故障有关。
在步骤750，可为后续体液状态监控对话选择备用测量路径，诸如互验路 径B，从而排除来自路径A的异常结果。另外还可在临床医师重置之前，继续 双路径体液状态监控。
在另外的实施方案中，可以根据加速的体液状态监控计划来执行在步骤 730处启动的双路径体液状态监控，以快速累积足够的时间点用于执行从路径 A和B阻抗测量中导出的体液状态参数之间的互相关计算。例如，可在做出体 液状态改变临时诊断之后马上开始双路径体液状态监控，而不是等待下一个预 定的体液状态监控对话，并且可以以更频繁的时间间隔进行阻抗测量。
参考在此描述的较佳的体液状态监控方法，最初预定在每天的特定时刻进 行的日常体液监控对话可以包括各自含有32个心脏门控阻抗测量并持续20分 钟的16个测量组。一旦做出体液变化临时诊断或在某些预定间期之后就可立 即起始加速调度的双路径测量，并且该加速调度的双路径测量包括相同或较少 数量的测量组(例如5到10个测量组)，这些测量组设定为与原始预定的测 量组间期相同或更短的间期。
通过在体液状态变化被临时诊断时互验阻抗测量，由生理变化引起的阻抗 变化可以与由导线系统中物理变化引起的阻抗变化相区别。通过跟踪来自两个 或更多路径的阻抗测量，将以大致类似程度影响所有路径的生理变化(诸如组 织液含量或血液电阻率)可以与导线相关的阻抗变化区别开来。对由生理引发 的阻抗变化和由导线相关引发的阻抗变化的区分可以改善生理监控方法和导 线牢固性监控方法的特异性。
为区分导线相关和生理引发的阻抗变化而使用的互验阻抗测量可有利地 用于包括至少三个电极(其中一个电极可以是罐式电极)的单腔、双腔或多腔 心脏刺激系统，以允许测试至少两个不同的阻抗测量路径。可以使用如本文所 述的阈下阻抗测量，或已知用于确定每分通气量的其他阻抗测量，或者本领域 内已知的任何阻抗测量方法来执行阻抗测量。
本发明的许多方法都可具体实现为存储在计算机可读介质上易用各种基 于处理器的计算平台处理的可执行指令。这样本发明就可在任何计算机可读介 质上实现，所有这些都位于本发明的范围之内。当然此基于处理器的计算平台 可以是单片的、网络的和/或与其他类似平台进行有线或无线通信，这些平台 是已知并用于计算机操作系统和处理方法领域。
虽然提供了本发明较佳实施方案的详细描述，但是应该认识到可以对本发 明提供的用于实现心脏门控胸内阻抗测量以监控体液组织含量的方法和电路 进行各种修改和变化。因此，所附权利要求旨在覆盖位于本发明真实范围内的 所有这些变化和修改。