CN107921266A - 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案 - Google Patents

用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案 Download PDF

Info

Publication number
CN107921266A
CN107921266A CN201680044877.8A CN201680044877A CN107921266A CN 107921266 A CN107921266 A CN 107921266A CN 201680044877 A CN201680044877 A CN 201680044877A CN 107921266 A CN107921266 A CN 107921266A
Authority
CN
China
Prior art keywords
patient
impedance
scope
imd
data
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201680044877.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107921266B (zh
Inventor
V·沙尔玛
J·L·莱德姆斯基
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Priority to CN202110309273.4A priority Critical patent/CN113209478A/zh
Publication of CN107921266A publication Critical patent/CN107921266A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107921266B publication Critical patent/CN107921266B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0537—Measuring body composition by impedance, e.g. tissue hydration or fat content
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0538—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body invasively, e.g. using a catheter
    • 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
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7275—Determining trends in physiological measurement data; Predicting development of a medical condition based on physiological measurements, e.g. determining a risk factor
    • 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
    • A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
    • 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
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/3702—Physiological parameters
    • 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
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • 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
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
    • A61N1/37252—Details of algorithms or data aspects of communication system, e.g. handshaking, transmitting specific data or segmenting data
    • A61N1/37258—Alerting the patient

Abstract

一种医疗保健系统获取数据确定患者是否处于血容量过多或血容量不足风险。所述方法包括：(a)从设备存储器获取患者在预先指定的时间段上的绝对胸内阻抗数据；(b)确定所述预先指定的时间段上的所述胸内阻抗数据的运行平均值；以及(c)由所述系统确定所述预先指定的时间段上的所述胸内阻抗数据的所述运行平均值是否超过第一范围和第二范围中的一个，所述第一范围是胸内电阻抗的较高值边界，并且所述第二范围是胸内电阻抗的较低值边界。

Description

用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗 的方案
技术领域
本公开涉及医疗系统和医疗设备，且更具体地涉及监测心脏健康的医疗设备。
背景技术
当心脏不能响应于充盈压力而以适当速率连续泵血时发生慢性心力衰竭(HF)。为了提高心脏泵血的能力，分类为具有II至IV型HF的纽约心脏协会(NYHA)分级状态的充血性心力衰竭患者可需要可植入医疗设备(IMD)，诸如可植入复律除颤器(ICD)和具有除颤能力的心脏再同步治疗设备(CRT-D)。尽管使用IMD改善心脏功能，一些HF患者可需要住院。由于心力衰竭住院(HFH)，全球医疗保健系统每年花费数十亿美元。标识处于心力衰竭事件(HFE)(例如，HFH)风险的患者以使得能够及时干预并避免昂贵的住院费用仍然是挑战。ICD和CRT-D被配置为获取各种诊断度量的数据，所述诊断度量随HF状态而变化，并共同有可能表明HFE的风险增加。由IMD收集的诊断参数数据包括活动、白天心率和夜间心率、房性心动过速/心房纤颤(AT/AF)负荷、AT/AF期间的平均速率、CRT起搏百分比、电击次数和胸内阻抗。此外，诊断度量的预设或可编程阈值在被越过时可以触发通知，称为设备观察。每个设备观察记录在IMD报告中并可以传输到外部医疗保健系统。许多医疗保健系统(即美敦力(Medtronic)的)能够自动通知医疗保健人员与患者有关的潜在问题。
尽管许多医疗保健系统能够自动通知医护人员潜在的医疗保健问题，诸如在萨卡(Sarkar)等人的美国专利申请US 2010-0030293A1中公开的医疗保健系统，但是医疗保健系统通常需要医师的输入来调整递送给患者的治疗。因此，期望将数据实时存储和传输到能够确定增加的心力衰竭(HF)事件风险并且能够无缝地响应增加的HF事件风险的系统。
另外，阻抗读数可以包括限定的范围，诸如如斯泰勒斯(Stylos)的美国专利号8,055,335、斯泰勒斯的美国专利号8,700,143所示的滞后范围，但是这些参考文献都不确定患者是否脱水。也期望能够实时预测患者的血容量过多或血容量不足风险。当血液中存在过多的流体时会发生血容量过多，而当血液中存在过少的流体时会发生血容量不足(即脱水)。
附图说明
图1是展示了被配置为传输指示心力衰竭的诊断信息的示例系统的概念图，所述系统包括联接到可植入医疗引线的可植入医疗设备(IMD)。
图2A是展示了与心脏连接的图1的示例IMD和引线的概念图。
图2B是展示了与心脏连接的联接到可植入医疗引线的不同配置的图1的示例IMD的概念图。
图3是展示了图1的IMD的示例配置的功能框图。
图4是展示了促进用户与IMD的通信的外部编程器的示例配置的功能框图。
图5是展示了包括经由网络联接到图1中所示的IMD和编程器的外部设备和一个或多个计算设备的示例计算机系统的框图。
图6描绘了预测患者的预期心力衰竭事件风险的流程图。
图7以图形方式描绘了包括第一范围和第二范围的示例性目标阻抗范围，所述第一范围和第二范围用作垂直地延伸离开正常阻抗(或参考)的上边界和下边界，其中上边界和下边界之间的值被认为在患者的可接受阻抗范围内。
图8A以图形方式描绘了确定患者的基准阻抗平均值。
图8B以图形方式描绘了确定在预先指定的时间段上发生的针对心力衰竭住院调整的患者的基准阻抗平均值。
图9A以图形方式将未处理的原始胸内值描绘为阻抗值。
图9B以图形方式描绘了患者在预先指定的移动天数平均值上具有上限和下限范围的阻抗值。
图10是展示了包括经由网络联接到图1中所示的IMD和编程器的外部设备和一个或多个计算设备的示例计算机系统的框图。
图11是可以引起对递送给患者的治疗的一个或多个调整的示例性症状管理干预系统的流程图。
图12是与风险状态相关的综合诊断的框图。
图13是响应于确定患者状态而通知患者和/或医疗保健人员的框图。
图14是响应于检测到数据并将其传输到医疗保健系统而开始或调整治疗的框图。
发明内容
本文描述的示例性系统、方法和界面可以被配置为操作用于确定患者是否处于脱水风险的医疗系统。通过从设备存储器获取患者在预先指定的时间段上的绝对胸内阻抗数据来确定脱水风险(即血容量不足)。然后确定所述胸内阻抗数据的运行平均值。所述系统然后确定所述胸内阻抗数据的所述运行平均值是否超过第一范围或第二范围。所述第一范围是胸内电阻抗的较高值边界，而所述第二范围是胸内电阻抗的较低值边界。当胸内阻抗数据的所述运行平均值超过所述第一范围时，患者脱水。然后可以响应于确定所述患者脱水而调整所述患者的治疗。相反，胸内电阻抗的值太低(即，胸内电阻抗值低于所述第二范围)指示血容量过多。
在一个或多个其他实施例中，从IMD获得的数据也可以用于预测心力衰竭事件(例如，心力衰竭住院)。响应于确定患者正在经历恶化的健康，医疗保健系统可以自动且无缝地调整递送给患者的治疗。例如，医师可以预先授权在没有来自医师的进一步输入的情况下实施的某些步进响应。可替代地，可以通知医师调整所述患者的治疗的需要。所述通知可以发送到医师的个人数字助理(例如，手机、iPad等)，并且医师可以快速确认调整后的治疗是由医师同意的。
本公开实现了优于常规系统或技术的许多益处。例如，本公开能够实时确定患者是否处于血容量过多或血容量不足风险。在一个或多个其他实施例中，可以确定患者的心力衰竭事件风险，这允许自动调整患者的治疗以避免或减少心力衰竭事件的可能性。
具体实施方式
将参照图1至图14对示例性系统、方法和界面进行描述。对于本领域的技术人员将是清楚的是，来自一个实施例的元件或过程可以与其他实施例的元件或过程结合使用，并且使用本文阐明的特征的组合的这种方法、装置和系统的可能实施例并不限于附图中示出的和/或本文描述的具体实施例。此外，将认识到，本文描述的实施例可以包括不一定按比例示出的许多元件。另此外，将认识到，尽管某些定时、元件的一个或多个形状和/或大小或类型可能比其他的更为有利，但是可以对本文中的过程的定时以及各种元件的大小和形状进行修改，而仍然落入本公开的范围内。
图1是展示了被配置为传输指示患者14的心力衰竭诊断信息的示例系统10的概念图。在图1的示例中，系统10包括IMD 16，所述IMD联接到引线18、20和22以及编程器24。IMD16可以是例如可植入起搏器、复律器和/或除颤器，其经由联接到引线18、20和22中的一条或多条引线的电极来向心脏12提供电信号。患者14通常是人类患者，但也不一定如此。
一般来说，本公开中描述的技术可以通过感测指示心脏活动、患者14活动和/或患者14内的流体容量的信号的任何医疗设备(例如，可植入的或外部的设备)来实现。作为一个可替代的示例，本文描述的技术可以在生成心脏12的电描记图并且检测患者14的胸流体容量、呼吸和/或心血管压力的外部心脏监测器中实现。
在图1的示例中，引线18、20、和22延伸至患者14的心脏12内来感测心脏12的电活动和/或将电刺激递送到心脏12。引线18、20和22还可以用于检测指示患者14体内的流体容量、呼吸速率、睡眠呼吸暂停或者其他患者度量的胸阻抗。呼吸度量(例如，呼吸速率、潮气量和睡眠呼吸暂停)也可以经由电描记图检测，例如基于与呼吸相关的心脏电描记图中的信号分量。在图1中示出的示例中，右心室(RV)引线18延伸通过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并且进入冠状窦30至相邻于心脏12的左心室32的游离壁的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。
在一些示例中，系统10可另外或可替代地包括一条或多条引线或一个或多个引线段(图1中未示出)，它们在腔静脉或其他静脉内部署一个或多个电极。此外，在一些示例中，系统10可另外或可替代地包括具有被植入在心脏12外部的电极的临时或永久心外膜引线或皮下引线，作为经静脉的心脏内引线18、20和22的替代或补充。这样的引线可以用于心脏感测、起搏或心脏复律/除颤中的一种或多种。例如，这些电极可允许在一些患者体内提供改善的或补充的感测的可替代电感测配置。在其他示例中，这些其他引线可以用于检测作为用于标识心力衰竭风险或流体保持水平的患者度量的胸内阻抗。
IMD 16可以经由被联接到引线18、20、22中的至少一个上的电极(在图1中未示出)来感测伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号。在一些示例中，IMD 16基于心脏12内感测的电信号来向心脏12提供起搏脉冲。由IMD 16使用的用于感测和起搏的电极的配置可以是单极的或双极的。IMD 16可检测心脏12的心律失常，如心房26和36和/或心室28和32的心动过速或纤颤，并且还可经由位于引线18、20、22中的至少一个上的电极来提供除颤治疗和/或复律治疗。在一些示例中，IMD 16可被编程以递送治疗的进展，例如具有升高的能量水平的脉冲，直至心脏12的纤颤停止。IMD 16可采用在本领域中已知的一种或多种纤颤检测技术来检测纤颤。
另外，IMD 16可以针对存储在IMD 16中和/或用于生成心力衰竭风险水平的患者度量监测心脏12的电信号。IMD 16可以利用引线18、20、22上携带的任何电极中的两个来生成心脏活动的电描记图。在一些示例中，IMD 16还可以使用IMD 16(未示出)的壳体电极来产生电描记图并监测心脏活动。尽管可使用这些电描记图来监测心脏12的潜在心律失常和其他失调以便治疗，还可使用电描记图来监测心脏12的状况。例如，IMD 16可以监测心率(夜间和白天时间)、心率变异性、心室或心房固有起搏率、血流指标、或心脏12泵血能力或心力衰竭进展的其他指标。
在一些示例中，IMD 16还可以使用引线18、20和22的任何两个电极或壳体电极来感测患者14的胸内阻抗。当患者14的胸腔内的组织的流体含量增加时，两个电极之间的阻抗也可改变。例如，RV线圈电极和壳体电极之间的阻抗可以用于监测胸内阻抗的变化。
IMD 16可以使用胸内阻抗来产生流体指数。随着流体指数增加，更多的流体被保持在患者14体内，并且心脏12可以被压迫以跟上移动更大量的流体。因此，该流体指数可以是在诊断数据中传输或用于产生心力衰竭风险水平的患者度量。通过监测除了其他患者度量之外的流体指数，IMD 16可以相对于当仅监测一个或两个患者度量时可能发生的假阳性心力衰竭标识的数量，减少假阳性心力衰竭标识的数量。此外，IMD 16以及本文描述的其他联网计算设备可以促进对患者14的远程监测，例如，患者在住院后的时间期间不在与医疗保健专业人员相关联的医疗保健机构或诊所中时，由医疗保健专业人员进行监测。在萨卡等人的名称为“基于阻抗测量检测恶化心力衰竭”的美国专利号8,255,046中描述了用于测量胸阻抗和确定流体指数的示例系统，所述专利公开于2010年2月4日并且通过引用以其全文结合在此。
IMD 16还可以与外部编程器24进行通信。在一些示例中，编程器24包括外部设备，例如手持计算设备、计算机工作站或联网计算设备。编程器24可以包括从用户接收输入的用户界面。在其他示例中，用户还可以经由联网计算设备远程地与编程器24交互。用户可以与编程器24交互以与IMD 16通信。例如，用户可以与编程器24交互以发送询问请求并且从IMD 16检索患者度量或其他诊断信息。用户还可与编程器24交互以对IMD 16进行编程，例如选择IMD 16的操作参数值。尽管用户是医师、技术人员、外科医生、电生理学家或其他医疗保健专业人员，但是在一些示例中，用户可以是患者14。
例如，用户可以使用编程器24从IMD 16检索关于患者度量数据和/或心力衰竭风险水平的信息。心力衰竭风险水平可以作为诊断信息被传输。虽然编程器24可以在提交询问请求之后检索该信息，但是例如如果心力衰竭风险水平指示需要改变患者治疗，IMD 16则可以推送或传输心力衰竭风险水平。
IMD 16、外部设备114和/或编程器24可以确定患者是否处于血容量过多或血容量不足风险。另外，编程器24可以确定患者的HF事件风险(例如，HFH风险)水平。HF事件是指当患者因恶化的HF而被许可进入医院或患者已经接受静脉内HF治疗(例如，IV利尿剂/血管扩张剂)、超滤(在包括急诊科、救护车、观察单位、紧急护理、HF/心脏病诊所或患者家中的任何环境下)时。示例性患者度量数据可以包括心脏内或血管内压力、活动、姿势、呼吸、胸阻抗、阻抗趋势等。
作为另一个示例，用户可以使用编程器24从IMD 16检索关于IMD 16或系统10的其他部件(例如，引线18、20和22或IMD 16的电源)的性能或完整性的信息。在一些示例中，任何这种信息可以作为警报(例如，通知或指令)呈现给用户。此外，每当编程器24可由IMD 16检测时，可以从IMD 16推送警报以促进警报递送。IMD 16可以无线地传输警报或其他诊断信息，以便于立即通知心力衰竭状况。
编程器24还可以允许用户定义IMD 16如何感测、检测和管理每个患者度量。例如，用户可以定义采样的频率或用于监测患者度量的评估窗口。另外或可替代地，用户可以使用编程器24来设置用于监测每个患者度量的状态的每个度量阈值。度量阈值可以用于确定何时一个或多个患者度量已经达到指示处于心力衰竭和/或心力衰竭事件风险的量值。用于预测HF事件(例如，HFH)的风险的这种方法和/或系统的示例可参见2014年7月14日提交的美国临时申请No.62/024,285、2014年8月15日提交的美国临时申请No.62/037,895、2015年7月13日提交的名称为“确定心力衰竭住院的预期风险”并且转让给本发明的受让人的美国专利No.14/798,225，每个申请的公开内容通过引用以其全文结合在此。
IMD 16和编程器24可以使用本领域已知的任何技术经由无线通信进行通信。通信技术的示例可以包括例如射频(RF)遥测术，但是也可以考虑其他通信技术，例如磁联接。在一些示例中，编程器24可以包括可以邻近患者的身体靠近IMD 16植入部位放置的编程头部，以便改善IMD 16与编程器24之间的通信质量或安全性。
IMD 16可以自动检测每个患者度量并将其存储在IMD内用于稍后传输。尽管在一些示例中IMD 16可以自动检测多个(例如，10个或更少)不同的患者度量，但是在其他示例中，IMD 16可以检测更多或更少的患者度量。例如，患者度量可以包括胸流体指数、心房纤颤持续时间、心房纤颤期间的心室收缩速率、患者活动、夜间心率、心率变异性、心脏再同步治疗(CRT)百分比(例如，提供心脏再同步起搏的心动周期的百分比)或治疗性电击的发生或次数中的两个或更多个。度量特定阈值可以包括以下中的至少两个：约60的胸流体指数阈值、约6小时的心房纤颤持续时间阈值、持续24小时大约等于每分钟90次搏动的心室收缩速率阈值、持续连续七天每天约等于1小时的患者活动阈值、持续连续七天每分钟大约85次的夜间心率阈值、持续连续七天大约40毫秒的心率变异性阈值、持续连续七天中的五天的心脏再同步治疗百分比为90％的阈值或1次电击的电击阈值。除了在预先指定的时间段期间传输诊断信息之外，IMD 16可以在住院时间之前向临床医生或其他用户传输诊断信息。换言之，IMD 16可以在患者14因心力衰竭代偿失调事件而被许可进入医院之前向临床医生传输心力衰竭风险水平。所传输的风险水平可以类似于住院后风险水平，但是在一些示例中，在住院前传输的风险水平可以响应于来自临床医生或其他用户的询问请求或者风险水平达到更严重的水平(例如，高或中等住院风险)时不太频繁地传输。
另外，IMD 16可改变存储在IMD 16内的患者度量的方法。换言之，IMD 16可以以动态数据存储速率来存储自动检测到的数据观察值。在患者14被许可进入医院之前，例如在HF事件之前，临床医生或许可医疗保健专业人员可以向IMD 16提交询问请求，以便检索所存储的患者度量的一部分。患者度量可以帮助临床医生确定患者14的住院是否是谨慎的治疗行动。响应于询问请求，IMD 16可以传输存储在IMD 16中的至少一些自动检测的患者度量。
图2A是更为详细地展示了系统10的IMD 16和引线18、20和22的概念图。如图2A所示，IMD 16联接到引线18、20和22。引线18、20、22可以经由连接器块34电联接到IMD 16的信号发生器(例如，刺激发生器)和感测模块上。在一些示例中，引线18、20、22的近端可包括电联接到IMD 16的连接器块34内的对应电触头的电触头。另外，在一些示例中，引线18、20、22可以借助于固定螺钉、连接销、按扣连接器或另一种合适的机械联接机构机械地联接到连接器块34上。
每个引线18、20、22包括细长的绝缘引线体，该引线体可以携带许多通过管状绝缘鞘而彼此分隔开的同心盘绕导体。双极电极40和42被定位成与右心室28中的引线18的远端相邻。此外，双极电极44和46被定位成与冠状窦30中的引线20的远端相邻，并且双极电极48和50被定位成与右心房26中的引线22的远端相邻。在所展示的示例中，不存在定位于左心房36中的电极。然而，其他示例可以包括位于左心房36中的电极。
电极40、44和48可以采取环形电极的形式，并且电极42、46和50可以采取对应地可回缩地安装在绝缘电极头52、54和56内的可延长螺旋尖端电极的形式。在其他实例中，电极42、46和50中的一者或多者可以采取在尖齿形引线的尖端或其他固定元件处的小型圆状电极的形式。引线18、20、22还对应地包括可以采取线圈形式的细长电极62、64、66。每个电极40、42、44、46、48、50、62、64和66可以被电联接到其相关联的引线18、20、22的引线体内的对应螺旋导体上，并且由此被联接到引线18、20和22的近端上的对应电触头上。
在一些示例中，如在图2A中展示，IMD 16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电极58，该一个或多个壳体电极可以与IMD 16的气密壳体60的外表面一体地形成或以其他方式被联接到壳体60上。在一些示例中，壳体电极58由IMD 16的壳体60的面朝外部分的非绝缘部分限定。壳体60的绝缘部分与非绝缘部分之间的其他区分可以被采用来限定两个或更多个壳体电极。在一些示例中，壳体电极58包括基本上全部的壳体60。如参照图3进一步详细描述的那样，壳体60可围绕产生诸如心脏起搏脉冲和除颤电击的治疗刺激的信号发生器以及用于监测心脏12的心律的感测模块。
IMD 16可以经由电极40、42、44、46、48、50、62、64和66感测伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号。电信号经由相应的引线18、20、22从电极传导到IMD 16。IMD 16可以经由电极40、42、44、46、48、50、62、64和66的任何双极组合来感测此类电信号。此外，电极40、42、44、46、48、50、62、64和66中的任一个都可与壳体电极58组合用于单极探测。用于感测的电极的组合可称为感测配置或电极向量。
在一些示例中，IMD 16经由电极40、42、44、46、48和50的双极组合递送起搏脉冲，以产生心脏12的心脏组织的去极化。在一些实例中，IMD 16经由电极40、42、44、46、48和50中的任一个与呈单极配置的壳电极58组合来递送起搏脉冲。此外，IMD 16可以经由细长电极62、64、66和壳电极58的任何组合来向心脏12递送除颤脉冲。电极58、62、64、66还可以用来向心脏12递送心脏复律脉冲。电极62、64、66可以由任何适合的导电材料制成，诸如但不限于铂、铂合金或已知可用于可植入的除颤电极的其他材料。用于递送刺激或感测的电极的组合(其相关联的导体和连接器)以及电极之间的任何组织或流体可以限定电通路。
在图1和图2A中展示的系统10的配置仅仅是一个示例。在其他示例中，替代或除了图1展示的经静脉引线18、20、22之外，系统可以包括心外膜引线和/或皮下电极。此外，IMD16不需要植入患者14体内。在其中IMD 16未被植入在患者14体内的示例中，IMD 16可经由经皮引线来感测电信号和/或向心脏12递送除颤脉冲和其他治疗，所述经皮引线通过患者14的皮肤延伸到心脏12内或外的各个位置。此外，IMD 16可以使用外部电极或其他传感器来向患者14递送治疗和/或感测和检测用于生成诊断信息(例如，心力衰竭风险水平)的患者度量、患者具有在目标胸阻抗范围的边界之内还是之外的胸阻抗运行平均值。
另外，在其他示例中，系统可以包括联接到IMD 16上的任何适合数量的引线，并且各引线可以延伸到心脏12内或邻近心脏的任何位置。例如，根据本公开的系统可以包括如图1和图2中所展示定位的三个经静脉引线以及定位在左心房36内或邻近该左心房的额外引线。作为另一个示例，系统可以包括从IMD 16延伸进入右心房26或右心室28的单个引线，或延伸进入对应右心室26和右心房26中的对应一者的两条引线。系统的这两条引线类型的示例在图2B中示出。位于这些额外引线上的任何电极可用于感测和/或刺激配置中。
电极40、42、44、46、48、50、62、64、66和58中的任何一个可以被IMD 16用于感测或检测用于产生患者14的心力衰竭风险水平的患者度量。通常，IMD 16可以从用于治疗患者14的那些电极向量中检测和收集患者度量。例如，IMD 16可以从生成以递送起搏治疗的电描记图中导出心房纤颤持续时间、心率和心率变异性度量。然而，当其他电信号可能更适合于治疗时，IMD 16可利用其他电极来检测来自患者14的这些类型的度量。
除了心脏信号的电描记图之外，电极40、42、44、46、48、50、62、64、66和58中的任一个可以用于感测非心脏信号。例如，两个或更多个电极可以用于测量患者14胸腔内的阻抗。胸内阻抗可以用于生成指示患者14体内积聚的流体量的流体指数患者度量。由于更大量的流体可以指示心脏12上增加的泵送负载，流体指数可以用作HFH风险的指标。IMD 16可以周期性地测量胸内阻抗，以在患者监测的数天、数周、数月和甚至数年中标识流体指数的趋势。通常，用于测量胸内阻抗的两个电极可以位于患者14胸部内的两个不同位置。例如，线圈电极62和壳体电极58可以针对胸内阻抗用作感测向量，因为电极62位于RV 28内并且壳体电极58位于通常在上胸部区域的IMD 16植入部位。然而，也可以使用跨过患者14的多个器官或组织的其他电极，例如，仅用于测量胸阻抗的额外植入电极。
图2B是展示了另一示例系统70的概念图，所述系统与图1和图2A的系统10类似但是包括两条引线18、22而不是三条引线。引线18、22分别被植入右心室28和右心房26内。在图2B中示出的系统70可用于生理感测和/或向心脏12提供起搏、复律或其他治疗。根据本公开的患者诊断数据的检测可以以本文关于三引线系统所描述的方式在二引线系统中执行。在其他示例中，类似于系统10和70的系统可以仅包括一条引线(例如，引线18、20或22中的任一个)以递送治疗和/或传感器并且检测与监测心力衰竭风险相关的患者度量。可替代地，诊断数据可以在利用皮下引线、皮下IMD或甚至外部医疗设备的系统中实现。尽管图1至图2提供了一些有用的IMD 16植入示例，但本领域技术人员应当理解，IMD 16及其相关联的电极可以植入身体的其他位置中并且可以包括引线或是无引线的。
图3是IMD 16的示例配置的功能框图。在展示的示例中，IMD 16包括处理器80、存储器82、度量检测模块92、信号发生器84、感测模块86、遥测模块88和电源90。存储器82包括计算机可读指令，这些计算机可读指令在由处理器80执行时致使IMD 16和处理器80执行归属于本文的IMD 16和处理器80的各种功能。存储器82可以包括任何易失、非易失、磁、光或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存和/或任何其他数字或模拟介质。
处理器80可以包括微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或等效离散或模拟逻辑电路中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器80可以包括多个部件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA以及其他离散或集成逻辑电路的任何组合。归属于本文的处理器80的功能可以具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。
处理器80根据可以存储在存储器82中的治疗参数来控制信号发生器84向心脏12递送刺激治疗。例如，处理器80可以控制信号发生器84来递送具有由治疗参数指定的振幅、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。
信号发生器84例如经由相应引线18、20、22的导体或者在壳体电极58的情况下经由设置在IMD 16的壳体60内的电导体电联接到电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66。在展示的示例中，信号发生器84被配置为产生电刺激治疗并将电刺激治疗递送给心脏12。例如，信号发生器84可经由至少两个电极58、62、64、66递送除颤电击至心脏12。信号发生器84可以经由分别联接到引线18、20和22的环形电极40、44、48和/或引线18、20和22的相应螺旋形电极42、46和50来递送起搏脉冲。在一些示例中，信号发生器84以电脉冲的形式递送起搏、复律或除颤刺激。在其他示例中，信号发生器可以以诸如正弦波、方波或其他基本上连续的时间信号的其他信号的形式来递送这些类型的刺激中的一种或多种。
信号发生器84可以包括开关模块，并且处理器80可以使用开关模块例如经由数据/地址总线来选择使用可用电极中的哪些来递送除颤脉冲或起搏脉冲。开关模块可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于选择性地将刺激能量联接到所选择的电极的任何其他类型的开关设备。
电感测模块86监测来自电极40、42、44、46、48、50、58、62、64或66中的至少一个电极的信号，以便监测心脏12的电活动、阻抗或其他电现象。可以进行感测以确定心率或心率变异性，或者检测心律失常或其他电信号。感测模块86还可包括切换模块来选择使用可用电极中的哪些来感测心脏活动，这取决于在当前感测配置中所使用的电极组合或电极向量。在一些示例中，处理器80可经由感测模块86内的切换模块来选择用作感测电极的电极，即选择感测配置。感测模块86可包括一个或多个检测通道，每个通道可联接到所选择的电极配置，以经由该电极配置来检测心脏信号。一些检测通道可以被配置为检测心脏事件，诸如P波或R波，并且向处理器80提供此类事件的发生的指示，例如，如凯摩尔(Keimel)等人的美国专利号5,117,824中所描述的，其于1992年6月2日发布并且名称为“用于监测电生理信号的装置”，所述专利通过引用以其全文结合在此。处理器80可通过经由数据/地址总线提供信号来控制感测模块86的功能。
处理器80可以包括定时和控制模块，其可以具体化为硬件、固件、软件或其任何组合。定时和控制模块可以包括与其他处理器80部件(诸如微处理器)分离的专用硬件电路(诸如ASIC)或由处理器80的部件(其可以是微处理器或ASIC)执行的软件模块。定时和控制模块可以实现可编程计数器。如果IMD 16被配置为产生起搏脉冲并将起搏脉冲递送到心脏12，那么这样的计数器可控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR、CRT以及其他起搏模式相关联的基本时间间期。
由处理器80内的定时和控制模块定义的间期可以包括心房和心室起搏逸搏间期、感测的P波和R波无效的不应期(以重新开始逸搏间期的定时)以及起搏脉冲的脉冲宽度。作为另一个示例，对于向心脏12递送电刺激期间和之后的时间间期，定时模块和控制模块可以停止来自感测模块86的一个或多个通道的感测。这些间期的持续时间可由处理器80响应于存储器82中存储的数据而确定。处理器80的定时和控制模块还可以确定心脏起搏脉冲的振幅。
在通过感测模块86的检测通道感测到R波和P波时，由处理器80的定时和控制模块实现的间期计数器可以被重置。在IMD 16提供起搏的示例中，信号发生器84可以包括起搏器输出电路，所述起搏器输出电路例如由开关模块选择性地联接到适于将双极或单极起搏脉冲递送到心脏12的腔室中的一个腔室的电极40、42、44、46、48、50、58、62或66的任何组合。在这样的示例中，处理器80可以在信号发生器84生成起搏脉冲时重置间期计数器，并且从而控制心脏起搏功能(包括抗快速性心律失常起搏)的基本定时。
存在于间期计数器中的计数值在由感测到的R波和P波重置时可以由处理器80用于测量R-R间期、P-P间期、P-R间期和R-P间期的持续时间，这些是可以存储在存储器82中的测量。处理器80可以使用间期计数器中的计数来检测快速性心律失常事件，诸如心房纤颤(AF)、房性心动过速(AT)、心室纤颤(VF)或室性心动过速(VT)。这些间期也可用于检测整体心率、心室收缩率和心率变异性。存储器82的一部分可以被配置为多个再循环缓冲器，其能够保持一系列测量间期，可以由处理器80响应于发生脉搏或感测中断而分析所述间期以确定患者的心脏12目前是否正表现出房性或室性快速性心律失常。
在一些示例中，心律失常检测方法可以包括任何合适的快速性心律失常检测算法。在一个示例中，处理器80可以利用奥尔森(Olson)等人的名称为“用于心律失常的诊断和治疗的基于被划分优先级的规则的方法和装置”的美国专利号5,545,186(其于1996年8月13日发布)或吉尔伯格(Gillberg)等人的名称为“用于心律失常的诊断和治疗的基于被划分优先级的规则的方法和装置”的美国专利号5,755,736(其于1998年5月26日发布)中描述的基于规则的检测方法的全部或子集。奥尔森等人的美国专利号5,545,186、吉尔伯格等人的美国专利号5,755,736通过引用以其全文结合在此。然而，在其他示例中，处理器80也可以采用其他心律失常检测方法。
在一些示例中，处理器80可以通过标识缩短的R-R(或P-P)间期长度来确定已经发生快速性心律失常。通常，处理器80在间期长度低于220毫秒(ms)时检测到心动过速，并且在间期长度低于180毫秒时检测到纤颤。这些间期长度仅仅是示例，并且用户可以根据需要定义间期长度，所述间期长度然后可以被存储在存储器82内。作为示例，可能需要在一定数量的连续周期、运行窗口内的一定百分比的周期或一定数量的心动周期的运行平均值中检测到此间期长度。
如果处理器80基于来自感测模块86的信号检测到房性或室性快速性心律失常，并且需要抗快速性心律失常起搏方案，则用于控制信号发生器84生成抗快速性心律失常起搏治疗的定时间期可以由处理器80加载到定时和控制模块中，以控制其中的逸搏间期计数器的操作并定义R波和P波的检测无效的不应期以重新开始用于抗快速性心律失常起搏的逸搏间期计数器。处理器80在IMD 16检查和/或询问时间点检测数据(例如，数据观察值等)。基于来自感测模块86的信号来感测数据。另外，基于所感测的数据，可以确定需要复律或除颤电击，并且处理器80可以控制由信号发生器84递送的电击的振幅、形式和定时。
存储器82被配置为存储数据。示例性数据可以与各种操作参数、治疗参数、所感测和所检测的数据以及与对患者14的治疗和疗法相关的任何其他信息相关联。在图3的示例中，存储器82还包括度量参数83和度量数据85。度量参数83可以包括处理器80和度量检测模块92感测和检测用于生成由IMD 16传输的诊断信息的每个患者度量所需的所有参数和指令。度量数据85可以存储从对每个患者度量的感测和检测产生的所有数据。以这种方式，存储器82将多个自动检测的患者度量存储为产生患者14由于心力衰竭而进入医院的风险水平所需的数据。
度量参数83可以包括由度量检测模块92自动感测或测量的每个患者度量的定义。这些定义可以包括关于在检测每个度量中使用什么电极或传感器的指令。优选度量包括(1)阻抗趋势指数(也称为可从位于明尼苏达州的美敦力公司商购的、IMD中的)、(2)胸内阻抗、(3)房性心动过速/心房纤颤(AT/AF)负荷、(4)AT/AF期间的平均心室率、(5)患者活动、(6)V率、(7)白天心率和夜间心率、(8)CRT起搏百分比和/或(9)电击次数。相对于2003年12月3日提交的序列号为10/727,008的美国专利而进行描述，该专利作为美国专利号7,986,994进行发布并转让给本发明的受让人，其公开内容通过引用以其全文结合在此。也可以使用其他合适的度量。例如，为患者建立参考或基准水平阻抗，从中比较随后获取的原始阻抗数据。例如，可以从电极(例如，RV线圈到金属壳(Can))获取原始阻抗，并将其与参考阻抗(也称为正常阻抗或基准阻抗)进行比较。可以通过求7天(1个星期)到90天(3个月)内的阻抗的平均值来获得基准阻抗。
度量参数83还可以存储由度量检测模块92自动检测的每个患者度量的度量特定阈值。度量阈值可以被预先确定并且在对患者14的整个监测中保持不变。然而，在一些示例中，度量阈值可以在治疗期间由用户修改，或者处理器80可以自动修改一个或多个度量阈值以补偿某些患者状况。例如，如果在治疗期间正常或基准心率已经改变，则可以在监测过程中改变心率阈值。
在一个示例中，这些度量特定阈值可以包括约60的胸流体指数阈值、约连续6小时的心房纤颤负荷阈值、持续24小时大约等于每分钟90次搏动的心室收缩速率阈值、持续连续七天每天约等于1小时的患者活动阈值、持续连续七天每分钟大约85次的夜间心率阈值、持续连续七天大约40毫秒的心率变异性阈值、持续连续七天中的五天的心脏再同步治疗百分比为90％的阈值和1次电击的电击次数阈值。这些阈值在其他示例中可以不同，并且可以由用户(例如，临床医生)针对个体患者来配置。
处理器80可以改变将患者度量作为度量数据85存储在存储器82中的方法。换言之，处理器80可以以动态数据存储速率来存储自动检测的患者度量。度量检测模块92例如可以传输诊断数据，所述诊断数据是基于患者度量以及任何度量是否超过相应的特定度量阈值的。任何时候自动检测的患者度量超过其相应的度量阈值时，可以对患者度量进行计数。
以这种方式，度量检测模块92可以自动检测每个患者度量并将其存储在度量数据85内以用于稍后传输。
在名称为“基于阻抗测量值检测恶化的心力衰竭”的美国专利申请No.2010/0030292中描述了示例流体指数值和阻抗测量值，该申请通过引用以其全文结合在此。在胸内阻抗保持较低，流体指数可能增加。相反，在胸内阻抗保持较高时，流体指数可能下降。以这种方式，流体指数值可以是特定于患者14的所保持流体的数字表示。在其他示例中，可以替代地使用胸内阻抗。
度量数据85是存储器82的一部分，其可以存储由度量检测模块92感测和/或检测的患者度量数据中的一些或全部。度量数据85可以在评估窗口期间在滚动基础上存储每个度量的数据。当新数据进入评估窗口时，评估窗口可以仅保留最近的数据并从评估窗口中删除较旧的数据。以这种方式，评估窗口可以仅包括预定时间段上的最新数据。在一个或多个其他实施例中，存储器可以被配置用于数据的长期存储。当需要检索和传输患者度量数据和/或生成心力衰竭风险水平时，处理器80可以访问度量数据。另外，度量数据85可以存储任何和所有数据观察值、心力衰竭风险水平或与患者14的心力衰竭风险相关的其他生成的信息。存储在度量数据85中的数据可以作为诊断信息的一部分被传输。虽然度量参数83和/或度量数据85可以由单独的物理存储器组成，但是这些部件可以简单地是较大存储器82的分配的部分。
度量检测模块92可以自动地感测和检测每个患者度量。然后，度量检测模块92可以基于患者度量生成诊断数据，例如指示阈值已被越过的数据、风险水平。例如，度量检测模块92可以测量胸阻抗，分析心脏12的电描记图，监测递送给患者14的电刺激治疗，或感测患者活动。注意，归属于本文的度量检测模块92的功能可以具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。在一些示例中，度量检测模块92可以至少部分地是由处理器80执行的软件进程。度量检测模块92可以感测或检测用作生成心力衰竭风险水平或心力衰竭状态的其他指示或者患者14处于住院风险的基础的任何患者度量。在一个示例中，度量检测模块92可以将每个患者度量与在度量参数83中定义的它们各自的度量特定阈值进行比较，以生成心力衰竭风险水平。度量检测模块92可以自动地检测两个或更多个患者度量。在其他示例中，度量检测模块92可以检测不同的患者度量。
在一个示例中，度量检测模块92可以分析从感测模块86接收的电描记图以检测心房纤颤或房性心动过速，并且确定房性心动过速或纤颤负荷(例如，持续时间)以及心房纤颤期间的心室收缩速率。度量检测模块92还可以结合例如来自活动传感器96的实时时钟、患者姿势或活动信号和/或指示患者何时睡着或醒来的其他生理信号来分析电描记图，以确定夜间(或睡眠)心率或白天(或醒着)心率或白天心率和夜间心率之间的差异，并且还分析电描记图以确定心率变异性或来自一个或多个电描记图的任何其他可检测的心脏事件。如上文所述，度量检测模块92可以使用峰值检测、间期检测或其他方法来分析电描记图。
另外，度量检测模块92可以包括和/或控制阻抗模块94和活动传感器96。阻抗模块94可以用于检测用于生成胸流体指数的胸阻抗。如本文所述，阻抗模块94可以利用图1、图2或图3中的电极中的任一个来进行胸内阻抗测量。在其他示例中，阻抗模块94可以利用联接到IMD 16或者与遥测模块88进行无线通信的分离电极。一旦阻抗模块94测量患者14的胸内阻抗，度量检测模块92可以生成胸流体指数并将所述指数与在度量参数83中定义的胸流体指数阈值进行比较。
活动传感器96可以包括一个或多个加速度计或能够检测患者14的运动和/或位置的其他设备。因此，活动传感器96可以检测患者14的活动或患者14所进行的姿势。度量检测模块92例如可以基于每个活动的量值或持续时间来监测患者活动度量并将所确定的度量数据与在度量参数83中定义的活动阈值进行比较。除了检测患者14的事件，度量检测模块92还可以检测由信号发生器84递送的某些治疗(例如，如处理器80所指导的那样)。度量检测模块92可以通过信号发生器84监测信号或直接从处理器80接收治疗信息进行检测。通过这种方法检测的示例患者度量可以包括心脏再同步治疗百分比或与电击的递送相关的度量。
例如，心脏再同步治疗(CRT)度量可以是IMD 16向心脏12递送心脏再同步治疗的每天的时间的量或百分比或心脏周期的百分比的量。
低CRT量或百分比可指示没有有效地递送有益的治疗并且对治疗参数(例如，房室延迟或更低的起搏速率)的调整可以改善治疗效果。在一个示例中，较高的CRT量或百分比可指示，心脏12借助于治疗充分地泵送血液通过脉管以防止流体累积。在其他类型的心脏起搏(非CRT)或刺激治疗的示例中，较高的治疗百分比可能指示心脏12不能跟上血流需求。
电击可以是用于让心脏12恢复正常节奏的除颤事件或其他高能量电击。度量相关的电击可以是电击的次数或频率，例如一段时间内的电击次数。度量检测模块92也可以检测这些患者度量，并将其分别与在度量参数83中定义的心脏再同步治疗百分比和电击事件阈值进行比较，以确定每个患者度量何时变得关键。在一个示例中，当例如在一个时间段上递送了阈值数量的电击时或者甚至当患者14甚至接收到一次治疗性电击时，电击事件度量可能变得关键。
度量检测模块92可以包括检测和监测用于监测患者14和/或生成HF事件(例如，HFH)风险水平的其他患者度量的额外子模块或子例程。在一些示例中，度量检测模块92或其部分可以被并入到处理器80或感测模块86中。在其他示例中，用于产生患者度量数据的原始数据可以被存储在度量数据85中以用于稍后处理或传输到外部设备。然后，外部设备可以从原始数据(例如，电描记图或原始胸内阻抗)产生每个患者度量，随后将其与参考阻抗进行比较。在其他示例中，度量检测模块92可以另外从用于检测每个度量的一个或多个植入或外部设备接收数据，IMD 16可以将其存储为度量数据。
在一些示例中，用于生成风险水平的患者度量阈值可以随着时间而改变，例如，患者度量阈值可以由用户修改或基于其他患者状况自动改变。遥测模块88可以从编程器24接收命令，例如用于修改一个或多个度量参数83(例如，度量创建指令或度量特定阈值)。在一些示例中，如果患者14存在某些状况，则处理器80可以自动调整度量特定阈值。例如，如果患者14正在经历某些心律失常或包含在心电图中的数据以需要改变阈值的方式改变(例如，存在ST升高的偏差或存在心室前收缩)，则可以调整阈值。
处理器80可以基于感测、检测并存储在存储器82的度量数据85中的患者度量来生成风险水平(例如，血容量过多、血容量不足风险或表现出血容量过多、血容量不足、HF事件风险水平、HFH风险水平)。例如，处理器80可以在度量检测模块92更新每个患者度量时持续地更新风险水平。在其他示例中，处理器80可以根据更新时间表周期性地更新HFH风险水平。在一个或多个其他实施例中，在预先指定的时间段上超过阈值的数据观察值的总数可以用于确定心力衰竭住院的风险。
如上所述，处理器80可以向例如编程器24的用户提供关于来自任何患者度量和/或HF事件风险水平的数据的警报。在一个示例中，当编程器24或另一设备与IMD 16通信时，处理器80可以提供具有HFH风险水平的警报。遥测模块88包括用于与诸如编程器24(图1)的另一设备通信的任何合适硬件、固件、软件或其任何组合。在处理器80的控制下，借助于可以是内部和/或外部的天线，遥测模块88可以从编程器24接收下行链路遥测并向编程器发送上行链路遥测。处理器80可以例如经由地址/数据总线提供要上传到编程器24的数据和用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可以经由多路复用器将接收到的数据提供给处理器80。
在一些示例中，处理器80可以将由感测模块86内的心房和心室感测放大器电路生成的心房和心室心脏信号(例如，EGM)发送到编程器24。编程器24可以询问IMD 16以接收心脏信号。处理器80可以将心脏信号存储在存储器82内，并且从存储器82中检索存储的心脏信号。处理器80还可以生成并存储指示感测模块86所检测到的不同心脏事件的标记代码，并将所述标记代码传输给编程器24。马科维茨(Markowitz)的名称为“MARKER CHANNELTELEMETRY SYSTEM FOR A MEDICAL DEVICE”的美国专利号4,374,382中描述了具有标记通道能力的示例起搏器，该专利于1983年2月15日发布并通过引用以其全文结合在此。
在一些示例中，IMD 16可以向编程器24发信号以进一步与诸如由明尼苏达州明尼阿波里斯市的美敦力公司(Medtronic,Inc.,of Minneapolis,MN)开发的美敦力网络或者将患者14连结到临床医生的某种其他网络的网络进行通信并通过该网络传递警报。以这种方式，网络的计算设备或用户界面可以是递送警报(例如，患者度量数据)的外部计算设备。在其他示例中，心力衰竭风险水平的生成中的一个或多个步骤可以发生在患者14外部的设备内，例如编程器24内或与编程器24联网的服务器内。以这种方式，IMD 16可以在将患者度量传输到不同的计算设备之前检测并存储患者度量。
除了传输诊断信息之外，处理器80还可以控制遥测模块88将诊断信息传输给临床医生或其他用户。如果自动检测的患者度量中的一个超过其相应的度量特定阈值，则处理器80可以控制遥测模块传输该患者度量以及可能的其他患者度量以允许临床医生更准确地诊断患者14的问题。
图4是展示了外部编程器24的示例配置的功能框图。如图4所示，编程器24可以包括处理器100、存储器102、用户界面104、遥测模块106和电源108。编程器24可以是具有用于IMD 16的编程的专用软件的专用硬件设备。可替代地，编程器24可以是运行使得编程器24能够对IMD 16进行编程的应用程序的现成计算设备。
用户可以使用编程器24来配置IMD 16(图1)的操作参数和从IMD 16(图1)检索数据。临床医生可以经由用户界面104与编程器24交互，用户界面104可以包括用于向用户呈现图形用户界面的显示器以及用于接收来自用户的输入的小键盘或另一机构。另外，用户可以经由编程器24从IMD 16接收指示心力衰竭风险水平和/或患者度量的警报或通知。换言之，编程器24可以从IMD 16接收诊断信息。
处理器100可以采取一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等的形式，并且归属于本文的处理器100的功能可以具体化为硬件、固件、软件或其任何组合。存储器102可以存储致使处理器100提供归属于本文的编程器24的功能的指令以及由处理器100使用以提供归属于本文的编程器24的功能的信息。存储器102可以包括任何固定的或可移除的磁、光或电介质，诸如RAM、ROM、CD-ROM、硬磁盘或软磁盘、EEPROM等。存储器102还可以包括可用于提供存储器更新或存储器容量的增加的可移除存储器部分。可移除存储器还可以允许患者数据容易地传送到另一个计算设备或者在编程器24被用于为另一个患者编程治疗之前被移除。
编程器24诸如可以使用RF通信或近端电感性交互来与IMD 16进行无线通信。这种无线通信可以通过使用可以联接到内部天线或外部天线的遥测模块106来实现。联接到编程器24的外部天线可以对应于可以放置在心脏12上的编程头，如上文参照图1所描述的。遥测模块106可以类似于IMD 16的遥测模块88(图4)。
遥测模块106还可以被配置为经由无线通信技术或经由通过有线连接的直接通信来与另一个计算设备进行通信。可以用来促进编程器24和另一个计算设备之间的通信的本地无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集的RF通信、例如根据IrDA标准的红外通信或者其他标准或专有遥测协议。以这种方式，其他外部设备可以能够与编程器24进行通信，而不需要建立安全无线连接。与编程器24通信的额外计算设备可以是联网设备，诸如能够处理从IMD 16检索的信息的服务器。
以这种方式，遥测模块106可以向IMD 16的遥测模块88发送询问请求。因此，遥测模块106可以接收数据(例如，诊断信息、与可以指示血容量过多或血容量不足的绝对胸内阻抗相关的实时数据等)或由请求选择或基于已经输入到IMD 16的患者状态的诊断信息。所述数据可以包括来自IMD 16的遥测模块88的患者度量值或其他详细信息。所述数据可以包括来自IMD 16的遥测模块88的对心力衰竭风险水平的警报或通知。当心力衰竭风险水平变得严重时，警报可以由IMD 16自动传送或推送。另外，警报可以是通知医疗保健专业人员(例如，临床医生或护士)风险水平的通知和/或指示患者14针对可能需要再住院的潜在心力衰竭状况未被处理而寻求医治的指示。响应于接收到警报，用户界面104可以向医疗保健专业人员呈现关于风险水平的警报或者向患者14呈现寻求医疗的指示。
无论是响应于心力衰竭数据(例如，风险水平或患者度量)还是请求的心力衰竭信息，用户界面104可以向用户呈现患者度量和/或心力衰竭风险水平。在一些示例中，用户界面104还可以突出显示已经超过多个度量特定阈值中的相应一个的每个患者度量。以这种方式，用户可以快速查看对标识的心力衰竭风险水平有贡献的那些患者度量。
在经由用户界面104接收到警报时，用户还可以与用户界面104交互以取消警报、转发警报、检索关于心力衰竭风险水平的数据(例如，患者度量数据)、修改用于确定风险水平的度量特定阈值或者进行与患者14的治疗相关的任何其他行动。在一些示例中，临床医生可以能够查看原始数据以诊断患者14的任何其他问题或者监测给予患者14的治疗的效果。例如，临床医生可以检查在利尿剂治疗后胸内阻抗是否增加或者心率是否响应于速率控制药物而在心房纤颤期间降低。用户界面104甚至可以连同警报建议治疗，例如某些药物和剂量，以最小化可能由心力衰竭导致的症状和组织损伤。用户界面104还可以允许用户基于心力衰竭风险水平的严重性或临界程度来指定警报的类型和定时。除了心力衰竭风险水平之外，在其他示例中，用户界面104还可以提供基本的患者度量以允许临床医生监测治疗效果和剩余的患者状况。
在一些示例中，编程器24的处理器100和/或一个或多个联网计算机的一个或多个处理器可以执行本文关于处理器80、度量检测模块92和IMD 16所描述的技术的全部或一部分。例如，编程器24内的处理器100或度量检测模块92可以分析患者度量，以检测超过阈值的那些度量并生成心力衰竭风险水平。
图5是展示了包括经由网络112联接到图1所示的IMD 16和编程器24的外部设备114(例如，服务器等)和一个或多个计算设备120A至120N的示例系统的框图。网络112可以通常用于从远程IMD 16向另一个外部计算设备传输诊断信息(例如，风险水平)。然而，网络112也可以用于将诊断信息从IMD 16传输到医院内的外部计算设备，使得临床医生或其他医疗保健专业人员可以监测患者14。在该示例中，IMD 16可以使用其遥测模块88经由第一无线连接与编程器24进行通信并且经由第二无线连接与接入点110进行通信。在一个或多个实施例中，接入点110可以是被配置为用于记录日期的可植入设备，诸如LINQTM。这种配置的示例可以参见2016年4月20日提交并转让给本发明的受让人的序列号为15/133,354的美国专利申请，该申请的公开内容通过引用以其全文结合在此。可从美敦力商购的LINQTM设备可被皮下植入患者心脏附近。在图5的示例中，接入点110、编程器24、外部设备114以及计算设备120A至120N互连，并且能够通过网络112彼此通信。在一些情况下，接入点110、编程器24、外部设备114和计算设备120A至120N中的一个或多个可以通过一个或多个无线连接联接到网络112。IMD 16、编程器24、外部设备114和计算设备120A至120N可以各自包括一个或多个处理器，诸如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等，所述处理器可以执行各种功能和操作，诸如本文描述的那些功能和操作。接入点110可以包括经由诸如电话拨号、数字订户线路(DSL)或电缆调制解调器连接之类的各种连接中的任一种连接到网络112的设备(例如，LINQTM)。在其他示例中，接入点110可以通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)联接到网络112。在一些示例中，接入点110可以与患者14位于同一位置，并且可以包括可以执行本文描述的各种功能和操作的一个或多个编程单元和/或计算设备(例如，一个或多个监测单元)。例如，接入点110可以包括与患者14位于同一位置并且可以监视IMD 16的活动的家庭监视单元。在一些示例中，外部设备114或计算设备120可以控制或执行本文描述的各种功能或操作中的任何功能或操作，例如基于患者度量比较生成心力衰竭风险水平或者从原始度量数据创建患者度量。外部设备114还包括输入/输出设备116、处理器118和存储器119。输入/输出设备116包括诸如键盘、鼠标、语音输入等的输入设备，并且输出设备包括图形用户界面、打印机和其他合适装置。处理器118包括任何合适的处理器，例如Intel Xeon Phi。处理器118被配置为针对每个评估期设置开始和结束日期。评估期用作评估窗口，所述评估窗口包括从每个患者获取的处于边界(即开始和结束时间)内的数据。处理器118还被配置为执行各种计算。例如，处理器118计算每个评估期的HF事件的风险(HFH风险)。在一个或多个实施例中，将加权因子应用到两个或更多个评估期以确定F风险。
存储器119可以包括任何易失、非易失、磁、光或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存和/或任何其他数字或模拟介质。存储器119存储数据。存储在存储器119中的示例性数据包括心力衰竭患者数据、心力衰竭预期风险数据等。评估期开始时间和结束时间也存储在存储器中。心力衰竭患者数据包括数据观察值(例如，从越过阈值的传感器感测的数据)。另外，评估期数据也存储在存储器119中。例如，评估期数据的开始日期和结束日期被存储在存储器119中。
在一些情况下，外部设备114可以被配置为提供用于存档已经从IMD 16和/或编程器24收集和生成的诊断信息(例如，患者度量数据和/或心力衰竭风险水平)的安全存储位置。网络112可以包括局域网、广域网或全球网，诸如互联网。在一些情况下，编程器24或外部设备114可以将诊断数据、心力衰竭数据、预期心力衰竭风险数据或其他合适的数据组合在网页或其他文档中，以用于由经训练的专业人员(诸如临床医生)经由与计算设备120相关联的查看终端进行查看。图5的系统在一些方面中可以利用类似于由明尼苏达州明尼阿波里斯市的美敦力公司开发的美敦力网络提供的通用网络技术和功能的通用网络技术和功能来实现。
以图5的方式，计算设备120A或编程器24例如可以是接收和呈现从多个患者的IMD传输的诊断信息的远程计算设备，使得临床医生可以立即优先处理需要治疗的患者。换言之，临床医生可以通过分析多个患者的HFH水平来对患者进行分诊。计算设备可以使用其通信模块来经由网络112接收从多个IMD传输的诊断信息(例如，心力衰竭数据)。
典型地指示恶化的心力衰竭、死亡风险和/或住院风险的诊断度量包括(1)阻抗趋势指数(也称为可从位于明尼苏达州的美敦力公司商购的、IMD中的)、(2)胸内阻抗、(3)房性心动过速/心房纤颤(AT/AF)负荷、(4)AT/AF期间的平均心室率、(5)患者活动、(6)心室(V)率、(7)白天心率和夜间心率、(8)CRT起搏百分比和/或(9)电击次数。指数是患者经历的流体堵塞量的指标。指数是在实时期间使用IMD16测量的阻抗与由IMD 16或在另一次访问医师期间建立的可以连续更新的参考阻抗之间的差值。相对于2003年12月3日提交的序列号为10/727,008的美国专利而进行详细的描述，该专利作为美国专利号7,986,994进行发布并转让给本发明的受让人，其公开内容通过引用以其全文结合在此。
图6至图14涉及使用基于绝对胸内阻抗的方案来对患者进行HFH风险分层。图6描绘并通过图5所示的系统实现的方法500确定是否相对于患者的移动平均阻抗产生对测量的胸内电阻抗(Z)的某种类型的响应。在2011年7月26日发布、名称为“用于检测胸内电阻抗的变化的方法和装置”并转让给本发明的受让人的美国专利号7,986,994中描述了测量胸内电阻抗的方式的示例，该专利的公开内容通过引用以其全文结合在此。
为了测量胸内电阻抗，可植入医疗设备16(例如，ICD、起搏器(IPG)等)被植入在左侧或右侧，并且可以具有延伸穿过右心房(RA)并进入心脏的右心室(RV)的引线。虽然本公开描述了将可植入医疗设备(诸如起搏器和引线组合)植入到活体中，但是也可以使用替代类型的可植入医疗设备，包括例如无引线可植入医疗设备、除颤器、药物输注设备、脊髓刺激器或具有最少外部数量的电极并设有阻抗刺激和测量电路的任何其他可植入设备。在2011年4月28日提交的名称为“可植入医疗设备固定”并转让给本发明的受让人的序列号为13/096,881的美国专利申请中描述了无引线可植入医疗设备的示例，该申请的公开内容通过引用以其全文结合在此。
方法500在框502处开始，在框502中，确定患者的正常阻抗值。虽然患者的正常阻抗可能不在一个健康的人的最佳范围内，但正常阻抗对于患者来说被认为是典型的，并且成为期望维持的目标水平，因为患者通常随着时间的推移而经历健康恶化。正常阻抗用作该患者的参考或基准水平，从中比较随后获取的原始阻抗数据。例如，可以从电极(例如，RV线圈到金属壳)获取原始阻抗，并与参考阻抗进行比较。
确定正常阻抗值的一种示例性方式在离开心力衰竭事件的具有某个规定时间量(例如，两周、三周、4周、5周、6周等)的预定时间段(例如，在30天窗口、14天窗口等中重复测试的胸内电阻抗)期间发生。另外或可替代地，可以通过验证设备参数在某个时间段上在正常或目标范围内或趋于在正常或目标范围内来确定正常阻抗值。指示在正常范围内的趋势的设备参数包括患者目前未表现出心房纤颤(AF)、NHR<85bpm、患者的身体活动每天大于1小时、60毫秒(ms)<HRV<150ms以及如果患者正在经历慢性AF则HR<90bpm。
在框504处，为特定患者建立目标阻抗范围，以帮助确定患者是否在可接受的阻抗范围内。目标阻抗范围包括第一范围602a和第二范围602b(也称为第一范围和第二范围)，所述第一范围和第二范围用作垂直地延伸离开正常阻抗(或参考)的上边界和下边界，其中上边界和下边界之间的值被认为在患者的可接受范围内。使用来自患者的数据和/或一般患者数据群组为特定患者创建目标阻抗范围数据。目标阻抗范围是基于在患者相对健康并且目前没有经历HF事件的时间从患者获得的数据。例如，图1A至图11B呈现了从植入IMD 16直到患者经历HFH的时间内患者的示例性阻抗值，如图11B所示。计算三十天时间内的基准平均阻抗。紧接在确定基准平均阻抗之前和紧接在HF事件之后实施消隐周期(例如，14天)，以确保基准阻抗值代表患者的典型身体状况。消隐周期表示不为了确定目标阻抗范围从电极获取阻抗值或者不使用在消隐周期期间获取的数据来计算平均阻抗值。
在图10中描绘了由第一范围602a和第二范围602b限定的HF患者的示例性正常阻抗范围。第一范围602a和第二范围602b从时间t1到t2水平延伸。第一范围602a和第二范围602b用作特定患者的目标阻抗范围的上边界和下边界。第一范围602a用作胸内电阻抗的较高值边界。在目标胸内电阻抗范围已经形成之后获取的过高胸内电阻抗值(即超过第一范围602a)表明患者正在经历血容量不足。血容量不足意味着患者处于流体容量超负荷风险。相反，第二范围602b用作胸内电阻抗的较低值的边界。胸内电阻抗值过低(即，胸内电阻抗值低于第二范围602b)表明血容量不足。血容量过多的症状包括腿肿胀、手臂肿胀和/或腹部流体和腹部。血液中的过多流体可以进入肺中的空气空间，这被称为肺水肿。
在一个或多个实施例中，第一范围602a和第二范围602b可以是彼此对称的。对称范围意味着第一范围602a和第二范围602b离目标阻抗范围(也被称为参考胸内电阻抗)是等距的。例如，第一范围602a离开目标阻抗范围(也被称为参考胸内电阻抗)延伸+7％，而第二范围602b离开目标阻抗范围延伸-7％。在一个或多个其他实施例中，第一范围602a和第二范围602b可以彼此不对称，使得第一范围602a和第二范围602b中的一个比另一个范围更接近目标阻抗范围。例如，第一范围602a可以延伸+4％，而第二范围602b可以离开目标阻抗范围延伸-7％。对于估计血容量不足、血容量过多或HFH风险，不对称的第一范围602a和第二范围602b可优于对称的第一范围602a和第二范围602b。
采用第一范围602a和第二范围602b提供了用于确定HF事件的升高的风险的亮线测试，使得在正常或目标范围之外的实时阻抗数据(例如，平均阻抗数据太高或太低)表示升高的风险。这种基于绝对阻抗的方案被称为OPTIZTM。特别是，OPTIZTM是建立了正常阻抗以及其附近的上限和下限范围的完整方案。根据一个或多个实施例，对于血容量不足诊断，截止范围可以高达基准平均阻抗的+10％，并且对于血容量过多诊断，截止范围可以高达-10％。使用从PARTNERS-HF试验获取并与从具有能够测量胸内电阻抗的可植入医疗设备的患者所获得的数据进行比较(即)的数据来评估用于预测HF事件的方案的性能。下面呈现的表1比较了预测HF事件(例如，HFH)(即7％的范围或区域和两个连续超出范围值用于标示高风险)的性能。灵敏度是阻抗测试指示HFH的概率。阳性预测值是具有阳性筛查测试的对象确实患有该疾病的概率。即使是单个点或几个点可能超出范围可以表示对于某个时间阻抗一直趋向于错误的方向。因此，甚至在正常阻抗范围之外(例如，7％)的一个或几个点可以预测HF恶化。
在框506处，计算患者在预先指定的时间段上的移动阻抗平均值。计算移动阻抗平均值的示例性时间段包括30天或更短、25天或更短、20天或更短、15天或更短、10天或更短、9天或更短、8天或更短、7天或更短、6天或更短、5天或更短、4天或更短、3天或更短、2天或更短、24小时。优选地，计算7天的时间段上的移动阻抗平均值。移动阻抗平均值是从一系列阻抗值的连续段获得的一系列阻抗平均值。连续段通常具有恒定的大小和重叠。然而，当阻抗值在短时间段上展现出显著增加或减小时，可以将连续段建立为不同的大小。
在框508处，确定阻抗的移动平均值是否超过目标阻抗范围。该步骤涉及将阻抗值的移动平均值与在框504处建立的上边界和/或下边界进行比较。图9A至图9B将原始未处理的胸内阻抗描绘为胸内阻抗的移动7天平均值。如所示，一些阻抗值超过目标阻抗的上边界和下边界。例如，阻抗值的移动平均值从0至200天、290至490天在可接受目标范围内。阻抗值的移动平均值在约200至约290天超过下边界。移动平均值从约500至约700天间歇性地超过上限范围。下限之外的阻抗减小和偏离之后是在大约第280天出现的HFH。因此，在边界之外的阻抗下降可以用作执行HF干预和避免HF事件(例如，HFH)的早期预警。
除了不同的区域宽度之外，还考虑了在范围之外的天数(1天和连续2天、3天或4天)。针对在30天内没有先前触发的每个阻抗触发，评估阳性预测值(PPV)。如果在30天内发生HFH，触发被认为是阳性。针对具有HFH之前30天的7天移动平均阻抗值的每个HFH，评估灵敏度。目前，优选具有阻抗值的7天移动平均值。
支持阻抗的7天移动平均值的数据呈现在表2和表3中。表2示出了回顾性分析中包括的106名患者的人口统计学特征。所有患者都有ICD或CRT-D设备。大多数患者(～92％)被分类为NYHA II或III。图9A示出了未处理阻抗信号的代表性迹线，图9B示出了7天移动平均阻抗信号。图9B还示出了移动平均阻抗信号附近7％的范围。
表3示出了预测7天移动平均值的HF住院的灵敏度和PPV以及触发住院标志的阻抗范围和连续区外天数的各种组合。对于±6％的范围，HFH检测的灵敏度为80％，并且阳性预测值(PPV)为5.1％。当触发需要2个、3个或4个Z范围之外的“Z”(阻抗)测量值时，PPV增加并且灵敏度逐渐降低。另外，选择较大的范围往往会增加PPV并降低灵敏度。具有75％的灵敏度和6.6％的PPV。
表2--数据分析中包括的106名患者的人口统计学特征
超出范围Z值可用于以与OptiVol相当的阳性预测值(PPV)和灵敏度预测HFH。
表3呈现了预测阻抗区和连续区外标准的各种组合的住院的PPV和灵敏度。
在框510处，基于阻抗的移动平均值是否在目标阻抗范围之外来确定HF事件风险(例如，HFH风险)的水平。本领域技术人员应理解，当阻抗的移动平均值在目标阻抗范围之外时，HF事件(例如，HFH)的风险增加。在一个或多个其他实施例中，可以实施综合诊断方法，其中各种参数(例如，夜间心率、患者活动、心率变异性、心律失常和起搏百分比)与特定风险模式相关联。基于超过阈值的参数，计算患者的风险评分并然后分类为高、中等或低风险。在名称为“心力衰竭监测和通知”并转让给本发明的受让人的US20120109243中示出和描述了示例性中等和高风险分层，其公开内容通过引用以其全文结合在此。图12描绘了相对于心力衰竭风险的综合诊断。风险分层过程依靠一组患者在六个月内的10％的HFH基准概率。将设备变量分配离散状态，使得较高的状态与较大的心力衰竭事件可能性相关联(例如，OPTIVOL将极限阻抗值评级为4)，而较低的状态(例如，将相对正常范围内的阻抗分配值“1”，而将其余参数(例如，夜间心率、患者活动，心率变异性、心律失常和起搏百分比)评级为“1”或“2”)与较低的心力衰竭事件可能性相关联。变量状态然后用于生成风险模式签名，然后使用所述签名使用贝叶斯信念网络模型生成风险评分。评分范围为0至100％。数值评分用作将患者评估分层或分类为低、中等或高风险状态的临界值。将数值风险调节在10％的基准先验概率附近。
根据HFH风险，在框512处可能发生各种响应。例如，可以通过通信(例如，电子健康警报(诸如CareAlert)、胸内电阻抗传输(即等)和/或其他类似警报)自动通知医护人员(例如，医师、护士等)，这可以促使他们做出适当的治疗干预(例如，药物改变)。在一个或多个实施例中，可以调整由IMD 16递送的治疗。在一个或多个其他实施例中，可以实施和/或调整给患者的药物递送，如相对于图14所示和所述。
可以使用各种医疗保健系统来实施响应中的任何一个。例如，图10，描绘了被配置为自动进行干预以解决患者所经历的症状的医疗保健系统700。医疗保健系统700包括服务器730、分别与患者和医师相关联的用户设备702、712以及网络710。用户设备702、712可以包括台式计算机、膝上型计算机、个人数字助理(例如，手机、iPad等)。用户设备702可以以电子方式和无线方式从IMD 16获取数据并且通过网络710电子连接到患者数据。示例性网络710包括由明尼苏达州明尼阿波里斯市的美敦力公司开发的美敦力网络或者将患者14连结到临床医生的某种其他网络。患者数据可以从患者的设备(IMD 16和/或用户设备702)通过网络710周期性地和/或自动地上载到可由临床医生访问的服务器730。可以从诸如服务器730的服务器发送IMD 16上的软件更新和/或数据存储(例如，更新的阈值，和/或何时切换对患者的症状、急性症状等的响应)。急性症状包括短小呼吸、颈静脉扩张、周围性水肿和端坐呼吸(即难以背部平躺)。急性症状与患者累积过多流体有关。一些过多流体可能已经进入肺部(例如，肺充血)。服务器730、IMD 15和/或用户设备702、712和/或编程器可以各自确定患者参数是否随时间改变。
患者是否开始经历或正在经历急性症状是基于可随时间改变的各种参数。能够随时间改变的示例性参数802包括患者的体重(即极度体重减轻)、低血压、晕厥、晕厥前，所有这些都可以周期性地(例如，每天)从患者计算机或用户设备702上载到系统700。
图11描绘了通过系统700或图5中描绘的计算机系统自动实施的示例性急性症状管理干预过程800。急性症状管理干预过程800包括参数802、一组增加的治疗804、806、808、针对一个或多个治疗804、806、808的一组干预触发和周期性阻抗检查812、814。
干预触发810引起来自系统700的某种响应。干预触发810指示，在对某些参数的患者监测(例如，监测阻抗等)之后，除了体重问题和/或其他症状之外，认为患者表现出高风险状态或中等风险状态。
如果有必要，可以利用预先授权的处方向患者引入第一示例性治疗804规定的时间量。例如，在检测到预先指定水平的胸阻抗水平之后，患者可以获取一定时间量(例如，三天等)内的一定剂量的药物(例如，根据需要(PRN)等)(如果医师已经预先授权该处方)。在规定的时间量之后，再次检查阻抗以确定是否可以响应于施用的药物而确定胸内电阻抗的改善。如果从患者获取的阻抗水平已经充分改善(例如，在基准胸阻抗的30％以内)，则药物的递送可以被暂停、维持在其目前的水平或减少。患者的医师可以根据患者的状况决定剂量。医师对剂量的决定可能会在患者的状况改变之前的几个月发生。
在替代实施例中，可以在医师的个人数字助理(例如，手机)上通知医师患者的治疗的所需调整。在该实施例中，医师可以批准来自系统的治疗或者修改治疗。
如果从患者获取的胸部阻抗水平在规定的时间量之后没有充分改善，则除了施用另一种治疗之外，可以在框806处增加药物递送的剂量或将药物递送维持在其目前的水平。
如果胸阻抗水平仍然不适当，则除了施用另一种治疗之外，可以在框808处再次增加药物递送的剂量、将药物递送维持在其目前的水平。如果胸阻抗水平适当，则可以在框808处停止药物的递送、将药物的递送维持在其目前的水平或调整(即减少)。
图13描绘了可以干预递送给HF患者的治疗的过程900。在名称为“心力衰竭监测和通知”并转让给本发明的受让人的US20120109243中示出和描述了示例性中等和高风险分层，其公开内容通过引用以其全文结合在此。被认为具有中等风险状态的患者(～90％的HF患者)接受与高风险状态患者(～10％的HF患者)相同或相似的干预过程(框908a、908b至框920a、920b)，不同之处在于中等风险状态患者包括下面描述的框906的额外确定步骤。
过程900在框902处开始，在框902中，阻抗监测已经发生。在监测到其中已经超过患者的目标阻抗范围的阻抗之后，可以自动生成警报并发送给医务人员、患者或两者。示例性阻抗警报可以包括来自美敦力网络的警报。
在框906处，确定患者是否在先前一段时间(例如，7天)经历恶化的症状或体重增加。如果症状在规定的时间内没有恶化，则来自框906的NO路径继续到框924。相反，如果症状在规定的时间内恶化或者体重增加，则YES路径继续到框908a。
在框908a处，系统700以恶化状况的警报和/或改变递送给患者的治疗的意图的通知自动与患者、医务人员(例如，医师等)或两者联系。在通知之后，医务人员可以选择取消对治疗的修改、确认对治疗的修改或者仅仅允许治疗修改在没有确认的情况下发生。
在框910a处，确定是否应该进行向患者施用利尿剂的治疗干预。利尿剂帮助患者排除血液中的流体(例如，水)。如果不需要干预，则来自框910a的NO路径继续到框924，框924停止关于决定是否调整患者的利尿剂的干预操作。
在框912a处，可以在超过阻抗边界之后周期性地安排某个时间段的传输(例如，每4天直到12天等)。在框914a处，确定患者是否稳定。确定患者是否稳定取决于患者的生命体征。如果患者稳定，则干预操作在框924处停止。恢复和/或稳定标准基于阻抗。如果阻抗已经恢复了30％(或其他可以编程和患者特定的阈值)，则不提供下一轮药物向上滴定(medication up titration)(即PRN)。否则，开始下一个PRN，
如果患者不稳定，则在框916a处发生干预操作。从下面描述的流程图1000中选择适用于框916a的干预操作。
在某个时间段已经过去之后，在框918a处，确定患者是否稳定，从而不需要进一步的干预。如果患者稳定，则干预操作在框924处停止。如果患者不稳定，则在框920a处发生干预操作，以便联系医务人员和/或患者以安排对医师的访问。
在已经从过程900确定需要干预之后，可以根据方法1000来实施药物干预。方法1000在框1002处开始，其要求患者的联系信息(诸如电话号码、电子邮件地址等)被电子地存储到系统的存储器中。根据方法900，被周期性地监测阻抗的患者可能已经超过阻抗的下边界或上边界中的一个。超过可能发生一定的时间(例如，24小时、1天、2天、3天、4天、5天、6天、7天等)。在框1004处，由处理器确定原始阻抗是否实际上超过了阻抗的下边界或上边界中的一个或者超过是否由于伪影。将原始阻抗与参考阻抗进行比较。例如，被触发(100％箭头)，使得原始阻抗低于参考阻抗。
在框1004处，确定阻抗是否由于伪影而增加。如果是，则YES路径继续到过程停止的框1006。任选地，建议患者访问诊所以重置阻抗参考。因为患者不需要任何随访，所以不向设备中编程随访传输。
来自框1004的NO路径继续到框1008，在框1008中，确定患者是否表现出症状。与恶化的HF无关的症状包括恶化COPD、恶化缺血。换言之，如果其为与非HF相关的OptiVol越过，则停止该方法并且该方法不进行药物干预。
从框1008到框1010的YES路径指示不应该增加利尿剂；相反，应该治疗症状的根本原因。来自框1008的NO路径继续到框1012，在框1012中，确定患者的血压是否小于80。如果是，则来自框1012的YES路径继续到框1016。联系患者。指导患者停止服用利尿剂并与医师联系以管理血压和任何其他症状。
来自框1012的NO路径继续到框1014。在框1014处，确定是否在一定的时间量(例如，前3个月等)内越过了阻抗边界。来自框1014的YES路径继续到框1024。在框1024处，联系医师。可能需要基于患者测试结果对患者的基准药物进行调整。如果调整了基准药物，则需要在一定的时间量(例如，7天)内检查患者的肾功能。向设备中编程随访传输。来自框1014的NO路径继续到框1018。在框1018处，询问患者其是否已经停止服用利尿剂。如果是，则重新开始利尿剂。应鼓励患者持续服用适当剂量的利尿剂。如果患者正在服用利尿剂，则开始PRN。然后开始(多个)随访传输。例如，第一次随访传输可以设置在4天，并且第二次传输可以设置在8天。
在框1020处，确定BP是否小于80或患者的症状是否恶化。示例性HF相关症状或与患者的总体健康状况相关。例如，患者可能会出现头晕，这将导致该方法被停止并将患者转介给护理团队。如果这些状况中的任何一种状况发生，那么患者可能正在经历脱水。不能进行干预的任何新症状也将使对递送给患者的治疗的干预停止。例如，之前并不存在的极度胸痛也可以使该方法停止。
如果患者还没有恢复，则发出下一轮药物。在一个实施例中，患者将只接受两轮药物。
在框1022处，基于IMD诊断参数数据、患者体重和血压来确定患者是否足够稳定。可以将体重与患者基准体重进行比较。BP是受到严格控制的重要信号并且设定了上限和/或下限。对于一般HF患者群体可以自动建立上限和/或下限，或由医务人员对患者定制上限和/或下限。
来自框1020的YES路径继续到之前描述的框1016。来自框1020的NO路径继续到框1024，在框1024中，调整(即增加)利尿剂剂量、开始硝酸盐递送并且在某个时间段之后检查肾功能。通过在药物改变10天内评估血流中的电解质(例如，肌酸酐等)来检查肾功能。在框1026处，确定患者是否稳定。如果是，则YES路径从框1026继续到框1028，在框1028中，过程停止。NO路径继续到框1028，在框1028中，联系医师并且类似于框1024执行信息或额外评估。另外，如果患者的症状恶化，则建议患者看医师。
本公开包括如本文所述的多个实施例。
实施例1是一种操作用于确定患者是否处于表现出过量流体或脱水风险的医疗系统的方法，所述方法包括：
(a)从可植入医疗设备存储器获取患者在一段时间内的绝对胸内阻抗数据；
(b)通过处理器确定所述时间段上的所述胸内阻抗数据的平均值；
(c)通过所述处理器限定由第一范围和第二范围界定的目标阻抗范围，所述第一范围是胸内电阻抗的较低值，并且所述第二范围是胸内电阻抗的较高值；以及
(d)通过所述处理器确定所述胸内阻抗数据的所述平均值是否在所述第一范围和所述第二范围中的一个之外。
实施例2是根据实施例1所述的方法，其中，响应于确定胸内阻抗数据的所述平均值在所述目标阻抗范围之外并且延伸到所述第一范围之外而确定所述患者表现出过量流体。
实施例3是根据实施例1至2所述的方法，其中，响应于确定所述胸内阻抗数据的所述平均值在所述目标阻抗范围之外并且在所述第二范围之外而确定所述患者脱水。
实施例4是根据实施例1至3所述的方法，进一步包括：
(e)响应于步骤d，所述处理器基于阻抗的平均值是否在目标阻抗范围之外来确定心力衰竭(HF)事件风险的水平。
实施例5是根据实施例1至4所述的方法，进一步包括：
(f)响应于步骤d，所述系统执行自动调整被递送给患者的治疗中的一者。
实施例6是根据实施例1至5所述的方法，进一步包括：
(g)生成对患者和医疗保健人员中的一者的通知。
实施例7是根据实施例1至6所述的方法，其中，所述通知被显示在设备的图形用户界面上或被生成为警报。
实施例8是根据实施例1至7所述的方法，其中，所述第一范围和所述第二范围相对于目标阻抗参考彼此不对称。
实施例9是根据实施例1至8所述的方法，其中，所述胸内阻抗数据的所述平均值是运行平均值。
实施例10是根据实施例1至9所述的方法，其中，当所述第一范围和所述第二范围距所述目标阻抗参考等距或大约等距时，所述第一范围和所述第二范围是对称的。
实施例11是根据实施例1至10所述的方法，其中，调整递送给所述患者的治疗。
实施例12是根据实施例1至11所述的方法，其中，通过切换到融合起搏、双心室起搏和多穴起搏中的一者来调整所述治疗。
实施例13是根据实施例1至12所述的方法，其中，调整药物剂量。
实施例14是根据实施例1至13所述的方法，其中，所述药物是利尿剂或硝酸盐。
实施例15是根据实施例1至14所述的方法，其中，所述处理器确定包括心力衰竭住院(HFH)、IV和多尿中的一者的HF事件的风险。
实施例16是根据实施例1至15所述的方法，其中，HFH包括急诊室访问和对诊所的访问中的一者。
实施例17是根据实施例1至16所述的方法，其中，对于血容量不足诊断，所述第一范围延伸达到基准平均阻抗的+10％，并且对于血容量过多诊断，所述第二范围延伸达到-10％。
实施例18是一种用于确定预期心力衰竭事件风险的医疗系统，所述系统包括：
用于确定患者是否处于血容量过多风险的处理装置，所述方法包括：
(a)从设备存储器获取患者在预先指定的时间段上的绝对胸内阻抗数据；
(b)用于确定所述预先指定的时间段上的所述胸内阻抗数据的运行平均值的装置；
(c)用于由所述系统确定所述预先指定的时间段上的所述胸内阻抗数据的所述运行平均值是否在第一范围和第二范围中的一个的范围之外的装置，所述第一范围是胸内电阻抗的较高值边界，并且所述第二范围是胸内电阻抗的较低值边界。
实施例19是根据实施例18所述的系统，进一步包括：
(d)响应于步骤c，所述系统基于阻抗的移动平均值是否在目标阻抗范围之外来确定心力衰竭事件风险的水平。
实施例20是根据实施例18至19所述的系统，进一步包括：
(e)响应于步骤c，所述系统执行以下各项中的一项：自动调整被递送给患者的治疗以及生成对患者和医疗保健人员中的一者的通知。
实施例21是根据实施例18至20所述的系统，其中，所述第一范围和所述第二范围中的一个相对于所述目标阻抗范围不对称，使得所述第一范围或所述第二范围更接近所述目标阻抗参考。
实施例22是根据实施例18至21所述的系统，其中，响应于确定胸内阻抗数据的所述平均值在所述目标阻抗范围之外并且延伸超出所述第一范围而确定所述患者表现出过量流体。
实施例23是根据实施例18至22所述的系统，其中，响应于确定所述胸内阻抗数据的所述平均值在所述目标阻抗范围之外并且延伸离开所述第二范围而确定所述患者脱水。
实施例24是如实施例18至24所述的系统，其中，降低的胸内阻抗导致所述平均胸内阻抗超出所述下边界，表明所述患者正在经历血容量过多。
实施例25是一种操作用于确定患者是否处于表现出血容量不足或血容量过多风险的医疗系统的方法，所述方法包括：
(a)从可植入医疗设备存储器获取患者的绝对胸内阻抗数据；
(b)通过处理器确定所述胸内阻抗数据的平均值；
(c)通过所述处理器限定由第一范围和第二范围界定的目标阻抗范围，所述第一范围是胸内电阻抗的较低值，并且所述第二范围是胸内电阻抗的较高值；以及
(d)通过所述处理器确定所述胸内阻抗数据的所述平均值是否在所述第一范围和所述第二范围中的一个之外。
因此，已经描述了用于对治疗递送的闭环调整的IMD系统和方法的各种实施例。然而，本领域的普通技术人员将理解，可以在不脱离权利要求书的范围的情况下对所描述的实施例做出各种修改。

Claims (8)

1.一种用于确定预期心力衰竭事件风险的医疗系统，所述系统包括：
用于确定患者是否处于血容量过多风险的处理装置，所述方法包括：
(a)从设备存储器获取患者的绝对胸内阻抗数据；
(b)用于确定在预先指定的时间段上的所述胸内阻抗数据的平均值的装置；以及
(c)用于确定所述胸内阻抗数据的所述平均值是否在第一范围和第二范围中的一个的范围之外的装置，所述第一范围是胸内电阻抗的较高值边界，并且所述第二范围是胸内电阻抗的较低值边界。
2.根据权利要求1所述的系统，进一步包括：
(d)响应于步骤c，所述系统基于阻抗的移动平均值是否在目标阻抗范围之外来确定心力衰竭事件风险的水平。
3.根据权利要求1所述的系统，进一步包括：
(e)响应于步骤c，所述系统执行以下各项中的一项：自动调整被递送给患者的治疗以及生成对患者和医疗保健人员中的一者的通知。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一范围和第二范围中的一个相对于所述目标阻抗范围不对称，使得所述第一范围或所述第二范围更接近所述目标阻抗参考。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，响应于确定胸内阻抗数据的所述平均值在所述目标阻抗范围之外并且延伸超出所述第一范围而确定所述患者表现出过量流体。
6.根据权利要求1所述的系统，其中，响应于确定所述胸内阻抗数据的所述平均值在所述目标阻抗范围之外并且延伸离开所述第二范围而确定所述患者脱水。
7.根据权利要求18所述的系统，其中，降低的胸内阻抗导致所述平均胸内阻抗超出所述下边界，表明所述患者正在经历血容量过多。
8.根据权利要求1所述的系统，其中，对于血容量不足诊断，所述第一范围延伸达到基准平均阻抗的+10％，并且关于血容量过多诊断，所述第二范围延伸达到-10％。
CN201680044877.8A 2015-07-30 2016-07-29 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案 Active CN107921266B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202110309273.4A CN113209478A (zh) 2015-07-30 2016-07-29 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201562199057P 2015-07-30 2015-07-30
US62/199,057 2015-07-30
US15/222,461 2016-07-28
US15/222,461 US10368774B2 (en) 2015-07-30 2016-07-28 Absolute intrathoracic impedance based scheme to stratify patients for risk of a heart failure event
PCT/US2016/044676 WO2017019950A1 (en) 2015-07-30 2016-07-29 Absolute intrathoracic impedance based scheme to stratify patients for risk of a heart failure event

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202110309273.4A Division CN113209478A (zh) 2015-07-30 2016-07-29 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107921266A true CN107921266A (zh) 2018-04-17
CN107921266B CN107921266B (zh) 2021-04-20

Family

ID=57886687

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680044877.8A Active CN107921266B (zh) 2015-07-30 2016-07-29 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案
CN202110309273.4A Pending CN113209478A (zh) 2015-07-30 2016-07-29 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202110309273.4A Pending CN113209478A (zh) 2015-07-30 2016-07-29 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案

Country Status (4)

Country Link
US (2) US10368774B2 (zh)
EP (1) EP3328484B1 (zh)
CN (2) CN107921266B (zh)
WO (1) WO2017019950A1 (zh)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10368774B2 (en) 2015-07-30 2019-08-06 Medtronic, Inc. Absolute intrathoracic impedance based scheme to stratify patients for risk of a heart failure event
EP3407775A1 (en) * 2016-01-28 2018-12-05 Koninklijke Philips N.V. Determination system for determining a heart failure risk
EP3515298A4 (en) * 2017-02-03 2020-03-11 Bruin Biometrics, LLC MEASUREMENT OF EDEMA
WO2019010112A1 (en) * 2017-07-05 2019-01-10 Cardiac Pacemakers, Inc. SYSTEMS AND METHODS FOR MEDICAL ALERT MANAGEMENT
WO2019046294A1 (en) * 2017-08-28 2019-03-07 University Of South Florida SYSTEM AND METHOD FOR PREDICTING ATRIAL FIBRILLATION (AF)
US11642078B2 (en) 2019-12-05 2023-05-09 Medtronic, Inc. Intervention for heart failure management
US11911177B2 (en) 2020-07-01 2024-02-27 Medtronic, Inc. Determining an efficacy of a treatment program

Citations (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050080460A1 (en) * 2003-10-14 2005-04-14 Li Wang Method and apparatus for monitoring tissue fluid content for use in an implantable cardiac device
US20100069778A1 (en) * 2008-09-15 2010-03-18 Pacesetter, Inc. System and method for monitoring thoracic fluid levels based on impedance using an implantable medical device
US20100114204A1 (en) * 2008-10-31 2010-05-06 Medtronic, Inc. Interdevice impedance
CN101765400A (zh) * 2007-04-17 2010-06-30 心脏起搏器股份公司 使用呼吸窘迫表现的心力衰竭检测
CN102176861A (zh) * 2008-10-10 2011-09-07 心脏起搏器公司 用于心力衰竭患者管理的多传感器策略
US20120059436A1 (en) * 2010-09-07 2012-03-08 Nicolas Fontaine Methods and systems for reducing interference in stimulation treatment
US20120157856A1 (en) * 2010-12-20 2012-06-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Heart failure detection with a sequential classifier
US20130030319A1 (en) * 2011-07-29 2013-01-31 Medtronic, Inc. Cardiac monitoring using spinal cord stimulation electrodes
US20130079646A1 (en) * 2011-09-28 2013-03-28 Sourav K. Bhunia Physiological perturbations for measuring heart failure
US20130109944A1 (en) * 2011-10-26 2013-05-02 Universita Degli Studi Di Padova Alert System for Hypo and Hyperglycemia Prevention based on Clinical Risk
US20130116578A1 (en) * 2006-12-27 2013-05-09 Qi An Risk stratification based heart failure detection algorithm
US20130165802A1 (en) * 2011-12-21 2013-06-27 Pacesetter, Inc. System and method for discriminating hypervolemia, hypovolemia and euvolemia using an implantable medical device
US20130197381A1 (en) * 2012-01-31 2013-08-01 Medtronic, Inc. Automatic selection of electrode vectors for assessing risk of heart failure decompensation events
US20130310703A1 (en) * 2005-12-30 2013-11-21 Medtronic, Inc. Advanced thoracic fluid monitoring capability with impedance
US20140128749A1 (en) * 2009-01-30 2014-05-08 Medtronic, Inc. Detecting worsening heart failure based on fluid accumulation with respiratory confirmatoin
US20140187896A1 (en) * 2012-12-31 2014-07-03 Perminova Inc. Body-worn sensor for characterizing patients with heart failure
CN103998072A (zh) * 2011-09-19 2014-08-20 弗雷森纽斯医疗护理控股有限公司 透析患者的干重量估计
WO2014189885A1 (en) * 2013-05-20 2014-11-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus for heart failure risk stratification
CN104303061A (zh) * 2012-04-12 2015-01-21 B.R.A.H.M.S有限公司 患有疑似慢性心力衰竭的患者中不良事件的预后
US20150105647A1 (en) * 2010-04-05 2015-04-16 Corventis, Inc. Method and apparatus for personalized physiologic parameters
CN104661588A (zh) * 2012-07-27 2015-05-27 心脏起搏器股份公司 心力衰竭患者分层

Family Cites Families (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4374382A (en) 1981-01-16 1983-02-15 Medtronic, Inc. Marker channel telemetry system for a medical device
US5117824A (en) 1990-11-14 1992-06-02 Medtronic, Inc. Apparatus for monitoring electrical physiologic signals
US5545186A (en) 1995-03-30 1996-08-13 Medtronic, Inc. Prioritized rule based method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias
DE69702845T2 (de) 1996-05-14 2000-12-21 Medtronic Inc Sich auf prioritätsregeln beziehendes gerät für diagnose und behandlung von herzarhythmie
US6671549B2 (en) 2001-11-16 2003-12-30 Medtronic, Inc. Pacemaker utilizing QT dynamics to diagnose heart failure
FR2843396B1 (fr) 2002-08-07 2005-04-15 Bio Rad Pasteur Anticorps specifiques pour le diagnostic de l'insuffisance cardiaque
US7986994B2 (en) 2002-12-04 2011-07-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting change in intrathoracic electrical impedance
EP1782068B1 (en) 2004-07-23 2010-04-07 Centre de Recherche Public de la Santé Monitoring heart failure
CN104644627A (zh) 2004-09-14 2015-05-27 科罗拉多大学董事会 基于基因靶向使用布新洛尔的治疗方法
US20090054741A1 (en) 2005-03-29 2009-02-26 Inverness Medical Switzerland Gmbh Device and method of monitoring a patient
US20080161651A1 (en) 2006-12-27 2008-07-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Surrogate measure of patient compliance
US8052611B2 (en) 2007-03-14 2011-11-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for management of heart failure hospitalization
US8208999B2 (en) 2007-04-04 2012-06-26 Pacesetter, Inc. System and method for estimating electrical conduction delays from immittance values measured using an implantable medical device
US20090062730A1 (en) 2007-09-01 2009-03-05 San Hoon Woo Control of body fluid condition using diuretics, based on biological parameters
US8255046B2 (en) 2008-07-31 2012-08-28 Medtronic, Inc. Detecting worsening heart failure based on impedance measurements
US8282562B2 (en) 2009-03-25 2012-10-09 Pacesetter, Inc. System and method for monitoring cardiopulmonary fluid transfer rates using an implantable medical device
CN104087662A (zh) 2009-04-29 2014-10-08 阿姆斯特丹大学学术医学中心 对抗、预防和/或测定心力衰竭或心力衰竭的风险的工具和方法
AU2010246028B2 (en) 2009-05-07 2012-11-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Application of electric fields to the lung as therapy for pulmonary edema
US20110082084A1 (en) * 2009-10-05 2011-04-07 Szeto Hazel H Methods for the prevention or treatment of heart failure
WO2011044927A1 (en) 2009-10-12 2011-04-21 INSERM (Institut National de la Santé et de la Recherche Médicale) A method for the diagnosis or prognosis of an advanced heart failure
US9706956B2 (en) 2009-11-03 2017-07-18 Vivaquant Llc Method and apparatus for assessing cardiac and/or mental health
WO2011092219A1 (en) 2010-01-26 2011-08-04 University College Dublin, National University Of Ireland Biomarkers of cardiovascular disease including lrg
KR20170042373A (ko) 2010-05-11 2017-04-18 랜티우스 메디컬 이메징, 인크. 영상화제의 합성 및 사용을 위한 조성물, 방법 및 시스템
US8812093B2 (en) * 2010-08-09 2014-08-19 Pacesetter, Inc. Systems and methods for exploiting near-field impedance and admittance for use with implantable medical devices
US20120109243A1 (en) 2010-10-28 2012-05-03 Medtronic, Inc. Heart failure monitoring and notification
CN102485172B (zh) 2010-12-01 2015-02-25 通用电气公司 T波的峰值点检测方法和系统
US9775982B2 (en) 2010-12-29 2017-10-03 Medtronic, Inc. Implantable medical device fixation
EP3968026A1 (en) 2012-03-26 2022-03-16 XCellCure, LLC Device and method for detection of analytes
US10368753B2 (en) 2012-11-01 2019-08-06 The Johns Hopkins University Method and system for determining strain relaxation of left ventricular diastolic function
US20140274923A1 (en) 2013-03-14 2014-09-18 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Mirnas as a prognostic biomarker in pediatric heart failure
US9554748B2 (en) * 2013-05-01 2017-01-31 Tosense, Inc. System for monitoring heart failure patients featuring necklace-shaped sensor and display based on a conventional television or mobile device
US10172568B2 (en) 2014-07-14 2019-01-08 Medtronic, Inc. Determining prospective risk of heart failure hospitalization
KR20160086715A (ko) * 2015-01-12 2016-07-20 삼성전자주식회사 웨어러블 생체 정보 측정 장치 및 이를 이용한 생체 정보 측정 방법
EP3294910B1 (en) 2015-05-08 2021-03-17 Agency For Science, Technology And Research Method for diagnosis and prognosis of chronic heart failure
US10368774B2 (en) 2015-07-30 2019-08-06 Medtronic, Inc. Absolute intrathoracic impedance based scheme to stratify patients for risk of a heart failure event
LU92830B1 (en) 2015-09-15 2017-04-03 Luxembourg Inst Of Health Lih Biomarkers for heart failure

Patent Citations (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1867376A (zh) * 2003-10-14 2006-11-22 麦德托尼克公司 在植入式心脏设备中用于监控组织液含量的方法和装置
US20050080460A1 (en) * 2003-10-14 2005-04-14 Li Wang Method and apparatus for monitoring tissue fluid content for use in an implantable cardiac device
US20130310703A1 (en) * 2005-12-30 2013-11-21 Medtronic, Inc. Advanced thoracic fluid monitoring capability with impedance
US20130116578A1 (en) * 2006-12-27 2013-05-09 Qi An Risk stratification based heart failure detection algorithm
CN101765400A (zh) * 2007-04-17 2010-06-30 心脏起搏器股份公司 使用呼吸窘迫表现的心力衰竭检测
US20100069778A1 (en) * 2008-09-15 2010-03-18 Pacesetter, Inc. System and method for monitoring thoracic fluid levels based on impedance using an implantable medical device
CN102176861A (zh) * 2008-10-10 2011-09-07 心脏起搏器公司 用于心力衰竭患者管理的多传感器策略
US20100114204A1 (en) * 2008-10-31 2010-05-06 Medtronic, Inc. Interdevice impedance
US20140128749A1 (en) * 2009-01-30 2014-05-08 Medtronic, Inc. Detecting worsening heart failure based on fluid accumulation with respiratory confirmatoin
US20150105647A1 (en) * 2010-04-05 2015-04-16 Corventis, Inc. Method and apparatus for personalized physiologic parameters
US20120059436A1 (en) * 2010-09-07 2012-03-08 Nicolas Fontaine Methods and systems for reducing interference in stimulation treatment
US20120157856A1 (en) * 2010-12-20 2012-06-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Heart failure detection with a sequential classifier
US20130030319A1 (en) * 2011-07-29 2013-01-31 Medtronic, Inc. Cardiac monitoring using spinal cord stimulation electrodes
CN103998072A (zh) * 2011-09-19 2014-08-20 弗雷森纽斯医疗护理控股有限公司 透析患者的干重量估计
US20130079646A1 (en) * 2011-09-28 2013-03-28 Sourav K. Bhunia Physiological perturbations for measuring heart failure
US20130109944A1 (en) * 2011-10-26 2013-05-02 Universita Degli Studi Di Padova Alert System for Hypo and Hyperglycemia Prevention based on Clinical Risk
US20130165802A1 (en) * 2011-12-21 2013-06-27 Pacesetter, Inc. System and method for discriminating hypervolemia, hypovolemia and euvolemia using an implantable medical device
US20130197381A1 (en) * 2012-01-31 2013-08-01 Medtronic, Inc. Automatic selection of electrode vectors for assessing risk of heart failure decompensation events
CN104303061A (zh) * 2012-04-12 2015-01-21 B.R.A.H.M.S有限公司 患有疑似慢性心力衰竭的患者中不良事件的预后
CN104661588A (zh) * 2012-07-27 2015-05-27 心脏起搏器股份公司 心力衰竭患者分层
US20140187896A1 (en) * 2012-12-31 2014-07-03 Perminova Inc. Body-worn sensor for characterizing patients with heart failure
WO2014189885A1 (en) * 2013-05-20 2014-11-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus for heart failure risk stratification

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
万美燕: "生物电阻抗评估血液滤过患者血容量及心功能的价值", 《中华实用诊断与治疗杂志》 *

Also Published As

Publication number Publication date
CN113209478A (zh) 2021-08-06
US20190350488A1 (en) 2019-11-21
US20170027474A1 (en) 2017-02-02
CN107921266B (zh) 2021-04-20
US11744478B2 (en) 2023-09-05
EP3328484A1 (en) 2018-06-06
EP3328484B1 (en) 2022-04-20
WO2017019950A1 (en) 2017-02-02
US10368774B2 (en) 2019-08-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US20210369167A1 (en) Using multiple diagnostic parameters for predicting heart failure events
CN111065320B (zh) 用于心力衰竭监测的心力衰竭风险分数的区分
US10702213B2 (en) Differentiation of heart failure risk scores for heart failure monitoring
CN108604467A (zh) 使用生物标志信息用于心力衰竭风险计算
CN107921266A (zh) 用于对患者进行心力衰竭事件风险分层的基于绝对胸内阻抗的方案
US20120109243A1 (en) Heart failure monitoring and notification
EP3422928B1 (en) Medical system for seamless therapy adjustment
CN109890455A (zh) 起搏器介导的心动过速检测和干预
CN113164065A (zh) 用于解决错误确定的心力衰竭监测算法的修改
EP2187807B1 (en) System using multiple diagnostic parameters for predicting heart failure events
CN115666713A (zh) 用于核心装置监测的系统

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant