CN109788918A - 生理参数响应于用力事件的变化 - Google Patents

Abstract

描述了一种用于通过医疗设备系统的处理电路系统基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康的方法，所述方法包括基于根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号来检测所述受试者的多个用力事件。所述方法进一步包括针对检测到的用力事件中的每一个基于根据生理参数而变化的第二感知信号，确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应。所述方法进一步包括：确定所述响应随时间的变化越过阈值，以及基于所述变化越过所述阈值的确定结果而向用户生成警报。

Description

生理参数响应于用力事件的变化

技术领域

本公开涉及用于测量生理参数(诸如，心率)的方法和系统。

背景技术

包括植入式起搏器和植入式心脏复律除颤器(ICD)的植入式医疗设备(IMD)和例如可穿戴医疗设备之类的外部医疗设备记录心电图(EGM)信号，以用于感测心脏事件，例如，P波和R波。IMD从感知到的心脏事件中检测心动过缓、心动过速和/或纤颤的发作，并且根据需要利用起搏治疗或高压抗快速性心律失常电击(例如，心脏复律或除颤电击)来对发作进行响应。一些IMD包括如下的系统、或者是如下的系统或者是如下的系统的一部分：该系统包括生成其他生理信号(诸如，基于患者移动或活动、心血管压力、血氧饱和度、水肿或胸阻抗而变化的信号)的传感器。

发明内容

通常，本公开涉及用于监测对体力运用(physical exertion)的生理响应的技术。示例技术包括监测根据受试者的移动而变化的第一感知信号和根据生理参数而变化的第二感知信号。示例技术包括基于所述第一感知信号检测用力(exertion)事件以及基于所述第二感知信号确定所述生理参数对每个用力事件的响应。示例技术包括：确定响应随时间的变化越过(例如，超过和/或下降到低于)阈值或阈值范围，以及向用户生成警报。

作为一个示例，本公开涉及一种方法，所述方法用于由医疗设备系统的处理电路系统基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康，所述方法包括基于根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号来检测所述受试者的多个用力事件。所述方法进一步包括：针对检测到的用力事件中的每一个，基于根据生理参数而变化的第二感知信号来确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应。所述方法进一步包括：确定所述响应随时间的变化越过阈值，以及基于所述变化越过所述阈值的确定结果而向用户生成警报。

一种医疗设备系统，其被配置成基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康，所述医疗设备系统包括感测电路系统，所述感测电路系统被配置成生成根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号。所述感测电路系统被进一步配置成生成根据所述受试者的生理参数而变化的第二感知信号。所述医疗设备系统进一步包括处理电路系统，所述处理电路被配置成基于所述第一感知信号检测所述受试者的多个用力事件。所述处理电路系统被进一步配置成，针对检测到的用力事件中的每一个，基于所述第二感知信号确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应。所述处理电路系统被进一步配置成确定所述响应随时间的变化越过阈值。所述处理电路系统被进一步配置成响应于所述变化越过所述阈值的确定结果而向用户生成警报。

作为另一示例，本公开涉及一种方法，所述方法用于基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康，所述方法包括，由医疗设备系统的处理电路系统，基于根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号来检测所述受试者的多个用力事件。所述方法进一步包括，针对检测到的用力事件中的每一个，基于根据生理参数而变化的第二感知信号确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应。所述方法进一步包括确定所述响应随时间的趋势越过阈值。所述方法进一步包括；基于所述趋势越过所述阈值的确定结果，向用户生成警报。

在附加的示例中，本公开涉及一种包括指令的非瞬态计算机可读存储介质，所述指令当由医疗设备系统的处理电路系统执行时，致使所述医疗设备系统基于根据受试者的移动而变化的第一感知信号来检测所述受试者的多个用力事件。所述指令进一步致使所述医疗设备系统：针对检测到的用力事件中的每一个，基于根据生理参数而变化的第二感知信号，确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应。所述指令进一步致使所述医疗设备系统：确定所述响应随时间的变化越过阈值，以及基于所述变化越过所述阈值的确定结果而向用户生成警报。

在附加的示例中，本公开涉及一种医疗设备系统，其包括用于由医疗设备系统的处理电路系统基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康的装置，其包括基于根据受试者的移动而变化的第一感知信号来检测所述受试者的多个用力事件。所述医疗设备系统进一步包括用于如下操作的装置：针对检测到的用力事件中的每一个，基于根据生理参数而变化的第二感知信号，确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应。所述方医疗设备系统进一步包括：用于确定所述响应随时间的变化越过阈值的装置，以及用于基于所述变化越过所述阈值的确定结果而向用户生成警报的装置。

本发明内容旨在提供本公开中描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。

附图说明

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

图1是示出结合患者的示例医疗设备系统的概念图。

图2是示出图1的植入式心脏监测器的示例配置的透视图。

图3是示出结合患者的另一示例医疗设备系统的概念图。

图4A-4C分别是示出了结合患者的另一示例医疗设备系统的前视图、侧视图和俯视图概念图。

图5是示出结合患者的另一示例医疗设备系统的概念图。

图6是示出了图4A-5的心内起搏设备的示例配置的概念图。

图7是示出植入式医疗设备的示例配置的功能框图。

图8是示出被配置成与一个或多个植入式医疗设备通信的外部设备的示例配置的功能框图。

图9是示出包括远程计算设备(诸如，服务器和一个或多个其他计算设备)的示例系统的功能框图，所述远程计算设备经由网络连接到植入式医疗设备和/或外部设备。

图10是示出三维坐标系中的矢状轴、垂直轴和横轴的概念图。

图11是示出三个加速度计信号的图(其中三个信号表示垂直加速度、横向加速度和矢状加速度)的时序图，以及示出在用力(exertion)事件之前、期间和之后的心跳的标记通道图。

图12是示出根据本公开的用于确定生理参数对用力事件的响应的变化是否越过阈值的示例技术的流程图。

图13是示出根据本公开的用于确定对坐-站(sit-stand)转换的心跳响应的变化是否越过特定阈值的示例技术的流程图。

本文所提供的附图和说明书示出并描述了本公开的发明方法、设备和系统的各种示例。然而，本公开的方法、设备和系统不限于如本文所示出和所描述的具体示例，以及如将被本领域普通技术人员所理解的，本公开的方法、设备和系统的其他示例和变型被认为是在本申请的范围内。

具体实施方式

通常，本公开描述了与基于对体力运用(physical exertion)的生理响应来监测受试者的健康有关的示例技术。为了实施示例技术，系统可以确定生理参数对用力(exertion)事件的响应，其中该响应可以是心率、血压或呼吸的增加。系统还可以确定该响应随时间的变化越过(cross)阈值。该响应的变化可以指示受试者中的异常或不健康状况。系统可以生成警报以通知用户可能的异常或不健康状况，其中用户可以是受试者、看护人、医疗专业人员、外部设备或任何其他用户。在以下描述中，参考了说明性示例。应当理解，可在不背离本公开的范围的情况下利用其他示例。

图1是示出结合患者14A的示例医疗设备系统8A的概念图。医疗设备系统8A是被配置成实施本文所描述的技术的医疗设备系统的示例，该技术用于：基于对体力运用的生理响应(诸如，心率、血压或呼吸)来监测患者14A的健康，以及响应于确定出生理响应随时间的变化越过(例如，超过和/或下降到低于)阈值(例如，阈值范围)而响应地生成警报。在所示的示例中，医疗设备系统8A包括与外部设备30A通信的植入式医疗设备(IMD)10A。

在所述的示例中，IMD 10A是可插入的心脏监测器(ICM)，该ICM能够从心脏16A外侧的位置感测和记录心脏EGM信号，并且在下文中将被称为ICM 10A。在一些示例中，ICM10A包括或被耦合到一个或多个附加的传感器，所述附加的传感器生成一个或多个生理信号，诸如，基于患者运动和/或姿势、血流或呼吸而变化的信号。ICM 10A可以监测诸如心率之类的生理参数，并且ICM 10A可以响应于用力事件测量生理参数的变化，该用力事件诸如，基于根据患者运动或移动而变化的信号检测到的坐-站(sit-stand)转换。ICM 10A可以例如皮下地或肌肉下地被植入在患者14B的胸腔外侧，诸如，图1中所示的胸部位置。在一些示例中，ICM 10B可以采用可从爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic plc)获得的RevealLINQ^TM ICM的形式。

ICM 10A可以将由ICM 10A获取的EGM信号数据、心律发作数据和其他生理参数数据传输到外部设备30A。例如，ICM 10A可以将本文描述的与如下有关的任何数据传输到外部设备30A：检测到用力事件、一个或多个生理参数对用力事件的响应、这种响应随时间的变化、或基于这种改变的警报。外部设备30A可以是例如用于家庭、门诊、诊所或医院环境中的计算设备，以经由无线遥测与ICD 10A通信。外部设备30A可以被耦合到远程患者监测系统，诸如，可从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的作为示例，外部设备30A可以是编程器、外部监测器或消费者设备(例如，智能电话)。

例如当被配置成ICM 10A的编程器时，外部设备30A可用于将命令或操作参数编程到ICM 10A中以用于控制ICM 10A的功能。外部设备30A可用于询问ICM 10A以检取数据，包括设备操作数据以及IMD存储器中累积的生理数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令。编程器、外部监测器和消费者设备是可用于询问ICM10A的外部设备30A的示例。由ICM 10A和外部设备30A使用的通信技术的示例包括射频(RF)遥测，该射频遥测可以是经由蓝牙、WiFi或医疗植入通信服务(MISC)而建立的RF链路。

医疗设备系统8A是被配置成监测患者14A对体力运用的生理响应的医疗设备系统的示例。本文描述的技术可以由医疗设备系统8A的处理电路系统执行，诸如，由ICM 10A和外部设备30A中的一者或两者的处理电路系统单独地或共同地执行。该技术包括基于根据患者14A的移动而变化的第一感知信号来检测患者14A的多个用力事件。移动可以包括常见的姿势转换，诸如，坐-站转换、躺-坐转换和步行/跑步事件。处理电路系统可以基于根据生理参数而变化的第二感知信号来确定患者14A的生理参数对用力事件的响应。处理电路系统还可以确定响应随时间的变化越过阈值，诸如，每分钟心跳次数。在一些示例中，ICM 10A可包括或被耦合到一个或多个其他的传感器，所述其他的传感器生成一个或多个生理信号，诸如，基于患者运动和/或姿势、血流、呼吸或浮肿而变化的信号。

医疗设备系统8A是如下的医疗设备系统的一个示例：该医疗设备系统可以被配置成实施本文描述的用于监测对用力事件的生理响应的技术。参考图2-6描述了可以被配置成实施这些技术的其他示例医疗设备系统。虽然本文主要在监测指示生理参数的信号的植入式医疗设备的背景下进行描述，但是实现本公开中描述的技术的医疗设备系统可以附加地或替代地包括被配置成确定对用力事件的响应的变化越过阈值以及生成警报的外部医疗设备，例如，外部心脏监测器，和/或外部起搏、心脏复律和/或除颤器。

尽管未在图1的示例中示出，但是被配置成实施本公开的技术的医疗设备系统可以包括除ICM 10A之外或代替ICM 10A的一个或多个植入式或外部医疗设备。例如，医疗设备系统可以包括压力感测IMD、血管ICD(例如，图3的ICD 10B)、血管外ICD或心脏起搏器(例如，图4A-6的IPD 10D或植入在心脏外侧但耦合到心内或心外膜引线的心脏起搏器)。一个或多个这样的设备可以生成生理信号，并且包括处理电路系统，该处理电路系统被配置成全部或部分地执行本文描述的用于监测对用力事件的生理响应的技术。植入的设备可以彼此通信和/或与外部设备30通信，并且植入的设备或外部设备中的一者可以最终确定对用力事件的生理响应是否越过阈值。

图2是示出ICM 10A的示例配置的概念图。在图2中所示的示例中，ICM 10A可具体化为具有壳体62、近侧电极64以及远侧电极66的监测设备。壳体62可进一步包括第一主表面68、第二主表面70、近端72以及远端74。壳体62封围位于ICM 10A内侧的电子电路系统，并保护被包含在其中的电路系统免受体液的影响。电馈通件提供电极64和66的电连接。

在图2中所示的实施例中，ICM 10A由长度L、宽度W以及厚度或深度D来限定，并且采取细长矩形棱柱的形式，其中长度L比宽度W大得多，宽度W又比深度D大。在一个示例中，选择ICM 10A的几何结构—尤其，宽度W大于深度D，以允许使用微创性手术将ICM 10A插入在患者的皮肤下并且在插入期间保持在期望的取向上。例如，图2中所示的设备包括沿着纵轴的径向不对称(尤其是，矩形形状)，该纵轴在插入之后将设备维持在合适取向上。例如，在一个示例中，近侧电极64与远侧电极66之间的间距可从30毫米(mm)到55mm的范围、35mm到55mm的范围、以及从40mm到55mm的范围，并且可以是从25mm到60mm的任何范围或单个的间距。此外，ICM 10A可具有从30mm到大约70mm范围的长度L。在其他示例中，长度L可从40mm到60mm的范围、45mm到60mm的范围并且可以是在大约30mm与大约70mm之间的任何长度或长度范围。此外，主表面68的宽度W可从3mm到10mm的范围，并且可以是3mm与10mm之间的任一单个宽度或宽度范围。ICM 10A的深度D的厚度可从2mm到9mm的范围。在其他示例中，ICM10A的深度D可从2mm到5mm的范围，并且可以是从2mm到9mm的任一单个深度或深度范围。此外，根据本公开的示例的ICM10A具有为容易植入和患者舒适所设计的几何结构和尺寸。在本公开中所描述的ICM 10A的示例可具有三立方厘米(cm)或更少的体积，1.5立方cm或者更少的体积或在三立方厘米和1.5立方厘米之间的任何体积。此外，在图2中所示的示例中，近端72与远端74为圆形的，用于一旦被插入在患者的皮肤下面就减少不适和对周围组织的刺激。例如在美国专利公开No.2014/0276928中描述了包括用于插入ICM 10A的工具和方法的ICM 10A。

在图2中所示的示例中，一旦被插入到患者体内，第一主表面68就面向外、朝向患者的皮肤，同时第二主表面70与第一主表面68相对地定位。因此，第一和第二主表面可以面向沿着患者14A的矢状轴的方向(图1)，并且由于ICM 10A的尺寸，因此可以在植入时始终地实现这种取向。附加地，加速度计或加速度计的轴可以被取向成沿着矢状轴。

近侧电极64和远侧电极66用于在胸腔内或胸腔外(其可以是肌肉下地或皮下地)感测心脏信号，例如，ECG信号。ECG信号可被存储在ICM 10A的存储器中，并且ECG数据可经由集成的天线82被传输到另一医疗设备，该另一医疗设备可以是另一植入式设备或外部设备，诸如，外部设备30A。在某个示例中，电极64和66可附加地或替代地用于感测感兴趣的任何生物电势信号，该任何生物电势信号可以是例如来自任何植入位置的EGM、EEG、EMG、或神经信号。

在图2中所示的示例中，近侧电极64紧邻近端72，并且远侧电极66紧邻远端74。在该示例中，远侧电极66不限于平整的(flattened)、面向外的表面，而是可从第一主表面68围绕圆形边缘76和/或端部表面78延伸到第二主表面70上，使得电极66具有三维弯曲的配置。在图2中所示的示例中，近侧电极64位于第一主表面68上并且大体上是平整的、面向外的。然而，在其他示例中，近侧电极64可利用远侧电极66的三维弯曲的配置，从而提供三维近侧电极(未在该示例中示出)。类似地，在其他示例中，远侧电极66可利用与关于近侧电极64所示的类似的位于第一主表面68上的大体平整的、面向外的电极。各种电极配置允许近侧电极64和远侧电极66位于第一主表面68和第二主表面70两者上的配置。在其他配置中，诸如图2中所示的配置，近侧电极64和远侧电极66中的仅一个位于主表面68和70两者上，并且在又其他配置中，近侧电极64和远侧电极66两者都位于第一主表面68或第二主表面70中的一个上(即，近侧电极64位于第一主表面68上，而远侧电极66位于第二主表面70上)。在另一示例中，ICM 10A可包括在主表面68和70两者上在该设备的近端和远端处或附近的电极，使得总共四个电极被包括在ICM 10A上。电极64和66可由多种不同类型的生物相容的导电材料(例如，不锈钢、钛、铂、铱、或者它们的合金)形成，并且可利用一种或多种涂料，诸如，氮化钛或分形(fractal)氮化钛。

在图2中所示的示例中，近端72包括头部组件80，该头部组件80包括以下项中的一个或多个：近侧电极64、集成天线82、抗迁移突出物(projection)84、和/或缝合(suture)孔86。集成天线82位于与近侧电极64相同的主表面(即，第一主表面68)上，并且也被包括作为头部组件80的一部分。集成天线82允许ICM 10A传输和/或接收数据。在其他示例中，集成天线82可被形成在与近侧电极64相对的主表面上，或可被并入到ICM 10A的壳体62内。在图2中所示的示例中，抗迁移突出物84被定位成邻近集成天线82，并且从第一主表面68突出开来，以防止该设备的纵向移动。在图2中所示的示例中，抗迁移突出物84包括从第一主表面68延伸离开的多个(例如，9个)小隆起物(bump)或突出部(protrusion)。如以上所讨论的，在其他示例中，抗迁移突出物84可位于与近侧电极64和/或集成天线82相对的主表面上。此外，在图2中所示的示例中，头部组件80包括缝合孔86，该缝合孔86提供将ICM 10A固定到患者的另一方式，以防止插入后的移动。在所示的示例中，缝合孔86被定位成邻近近侧电极64。在一个示例中，头部组件80是由聚合材料或塑料材料制成的模制的头部组件，其可以被集成到ICM 10A的主要部分或者与ICM 10A的主要部分分开。

图3是示出结合患者14B的另一示例医疗设备系统8B的概念图。医疗设备系统8B是如下的医疗设备系统的另一示例：该医疗设备系统被配置成实施本文所描述的用于通过测量对用力事件的生理响应来监测患者的健康的技术。在所示的示例中，医疗设备系统8B包括IMD 10B和外部设备30B。IMD 10B可以是植入式心脏复律除颤器(ICD)，该ICD能够向患者14B的心脏16B递送起搏、心脏复律和除颤治疗，并且在下文中将被称为ICD 10B。ICD 10B可以监测诸如心率之类的生理参数，并且ICD 10B可以响应于诸如坐-站转换之类的用力事件来测量生理参数的变化。

ICD 10B可以从患者14B获取心电图(EGM)信号并且响应于所获取的数据来递送治疗。医疗设备系统8B可以采用双腔室ICD配置，或者可以包括一个或多个附加的引线，诸如，冠状窦引线，该冠状窦引线延伸进入右心房中穿过冠状窦并进入心脏静脉中，以沿着左心室(LV)来定位电极以用于感测LV EGM信号并向LV递送起搏脉冲。在其他示例中，医疗设备系统可以是单腔室系统。

ICD 10B可以被耦合到心室引线20和心房引线21。心室引线20和心房引线21被电耦合到ICD 10B并延伸到患者心脏16B中。心室引线20包括电极22和24(示出被定位在患者的右心室(RV)中的引线上)，以用于在RV中感测心室EGM信号和起搏。心房引线21包括电极26和28(被定位在患者的右心房(RA)中的引线上)，以用于在RA中感测心房EGM信号和起搏。

心室引线20附加地携载高压线圈电极42并且心房引线21携载高压线圈电极44，用于递送心脏复律和除颤电击。术语“抗快速性心律失常电击”在本文中可用于指代心脏复律电击和除颤电击两者。在其他示例中，心室引线20可以携载高压线圈电极42和44两者，或者可以携载除了在图3的示例中所示出的那些之外的高压线圈电极。

ICD 10B可以使用心室引线20和心房引线21两者，以获取来自患者14B的心电图(EGM)信号并且响应于所获取的数据而递送治疗。医疗设备系统8B被示出为具有双腔室ICD配置，但是其他示例可以包括一个或多个附加的引线，诸如，冠状窦引线，该冠状窦引线延伸进入右心房中穿过冠状窦并进入心脏静脉中，以沿着左心室(LV)来定位电极以用于感测LV EGM信号并向LV递送起搏脉冲。在其他示例中，医疗设备系统可以是单腔室系统，或者以其他方式不包括心房引线21。

处理电路系统、感测电路系统和被配置用于执行本文描述的技术的其他电路系统被容纳在密封壳体12B内。壳体12B(或其一部分)可以是导电的，以便在除颤期间用作用于起搏或感测的电极或用作有源(active)电极。由此，壳体12B在本文中也被称为“壳体电极”12B。

ICD 10B可以将由ICD 10B获取的EGM信号数据和心律发作数据以及关于ICD 10B的治疗递送的数据传输到外部设备30B。外部设备30B可以是例如用于家庭、门诊、诊所或医院环境中的计算设备，以经由无线遥测与ICD 10B通信。外部设备30B可以被耦合到远程患者监测系统，诸如，可从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的作为示例，外部设备30B可以是编程器、外部监测器或消费者设备(例如，智能电话)。

例如当被配置成ICD 10B的编程器时，外部设备30B可用于将命令或操作参数编程到ICD 10B中以用于控制ICD 10B的功能。外部设备30B可用于询问ICD 10B以检取数据，包括设备操作数据以及IMD存储器中累积的生理数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令。编程器、外部监测器和消费者设备是可用于询问ICD10B的外部设备30B的示例。由ICD 10B和外部设备30B使用的通信技术的示例包括射频(RF)遥测，该射频遥测可以是经由蓝牙、WiFi或医疗植入通信服务(MISC)而建立的RF链路。

在一些示例中，如图3中所示的，医疗设备系统8B还可以包括压力感测IMD 50。在所示的示例中，压力感测IMD 50被植入患者14B的肺动脉中。在一些示例中，一个或多个压力感测IMD 50可以被附加地或替代地植入心脏16B的腔室内，或者通常植入在循环系统中的其他位置处。

在一个示例中，压力感测IMD 50被配置成感测患者14B的血压。例如，压力感测IMD50可以被布置在肺动脉中并且被配置成感测从右心室流出道(RVOT)从右心室通过肺动脉瓣膜到肺动脉的血液的压力。因此，压力感测IMD 50可以直接测量患者14B的肺动脉舒张压(PAD)。PAD值是可以在患者监测中采用的压力值。例如，PAD可以用作评估患者的充血性心力衰竭的基础。

然而，在其他示例中，压力感测IMD 50可用于测量除PAD之外的血压值。例如，压力感测IMD 50可以被布置在心脏16B的右心室28中以感测RV收缩压或舒张压，或者可以感测心血管系统的其他位置处(诸如肺动脉内)的收缩压或舒张压。如图1中所示的，压力感测IMD 50被定位在肺动脉39的主干中。在其他示例中，诸如压力感测IMD 50之类的传感器可以被定位在肺动脉的分叉(bifurcation)之外的右肺动脉或左肺动脉中。

此外，压力感测IMD 50的放置不一定限于肺循环侧。压力感测IMD 50可能潜在地被放置在体循环侧。例如，在某些状况下以及在利用适当的安全措施的情况下，压力感测IMD 50甚至可以被放置在左心房、左心室或主动脉中。附加地，压力感测IMD 50不限于放置在心血管系统内。例如，压力感测IMD 50可能被放置在肾循环中。压力感测IMD 50在肾循环中的放置可能是有益的，例如，用于基于通过压力感测IMD 50监测肾循环的压力或一些其他指示来监测患者的肾功能不全程度。

在一些示例中，压力感测IMD 50包括压力传感器，该压力传感器被配置成对患者14B的肺动脉内侧的绝对压力进行响应。在这样的示例中，压力感测IMD 50可以是许多不同类型的压力传感器中的任一种。对于测量血压而言可能是有用的一种形式的压力传感器是电容式压力传感器。另一示例压力传感器是电感式传感器。在一些示例中，压力感测IMD50还可以包括压电式或压阻式压力换能器。在一些示例中，压力感测IMD50可包括流量传感器。

在一个示例中，压力感测IMD 50包括无引线压力传感器，该无引线压力传感器包括被配置成测量肺动脉内的血压的电容式压力感测元件。压力感测IMD 50可以与ICD 10B和/或外部设备30B进行无线通信，例如，以便将血压测量结果传输到这些设备中的一者或两者。压力感测IMD 50可以采用例如射频(RF)或其他遥测技术，以用于与ICD 10B和其他设备(包括例如外部设备30B)通信。在另一示例中，压力感测IMD 50可以包括组织传导通信(TCC)系统，通过该TCC系统，该设备将患者14B的组织用作电通信介质，通过该电通信介质向ICD 10B和/或外部设备30B发送信息和从ICD 10A和/或外部设备30A接收信息。

可以以与上面关于外部设备30A和图1描述的方式基本类似的方式来配置外部设备30B。外部设备30B可以与ICD 10B无线通信，例如，以对ICD的功能进行编程，并从ICD检取所记录的生理信号和/或患者参数值或从这些信号导出的其他数据。ICD 10B和外部设备30B两者都包括处理电路系统，并且任一设备或两个设备的处理电路系统可以执行本文描述的技术，诸如：基于根据患者14B的移动而变化的第一感知信号来检测患者14B的多个用力事件，基于根据生理参数而变化的第二感知信号来确定患者14B的生理参数对用力事件的响应，以及确定该响应随时间的变化是否越过阈值。

医疗设备系统8B是被配置成监测对用力事件的生理响应的医疗设备系统的示例。技术可以由医疗设备系统8B的处理电路系统执行，诸如，由ICD 10B和外部设备30B中的一者或两者的处理电路系统单独地或共同地执行。

该技术包括在多个周期中的每个周期期间确定患者的多个参数中的每个参数(例如，生理学和/或病理生理学)的相应值，该周期可以是至少一个小时，诸如在大约一天和大约三天之间，例如在一个示例中为大约一天。处理电路系统可以基于由ICD 10B和压力感测IMD 50中的一者或两者的感测电路系统生成的生理信号来确定至少一些患者参数的值，诸如，由ICD 10B的感测电路系统生成的心脏EGM信号，或由压力感测IMD 50生成的肺动脉压力或其他心血管压力信号。在一些示例中，ICD10B和压力感测IMD 50中的一者或两者可包括或被耦合到一个或多个其他的传感器，所述其他的传感器生成一个或多个生理信号，诸如，基于患者运动和/或姿势、血流、呼吸或浮肿而变化的信号。处理电路系统可以基于由ICD 10B递送的治疗确定其他患者参数，诸如，指示患者14B依赖于起搏的程度的患者参数，例如，时间的百分比或递送给患者的起搏量的其他特性。

在一些示例中，医疗设备系统8B的处理电路系统基于第一感知信号(例如，一个或多个加速度计信号)检测患者14B的多个用力事件。用力事件可以包括常见的姿势转换，诸如，坐-站转换、躺-坐转换、站-走转换、步行事件或可能对生理参数产生影响的任何体力运用事件。用力事件还可以包括超过阈值持续时间的活动时段，诸如，步行超过二十秒或超过二十步。处理电路系统可以基于第二感知信号确定生理参数的响应。生理参数可以包括心率、血压、呼吸或任何其他可测量的生理参数。处理电路系统可以确定该响应随时间的变化越过阈值。例如，处理电路系统可以确定：响应于坐-站转换，患者14B的心率增加了每分钟心跳的某个数量或百分比。处理电路系统可以确定该响应越过(例如，超过和/或下降到低于)用于响应的阈值或阈值范围，可以基于一个或多个先前响应(例如，先前响应的中值和基线变化性)来确定该阈值或阈值范围。基于确定改变越过阈值，处理电路系统可以通过通信模块或用户接口向用户生成警报。

医疗设备系统8B是如下的医疗设备系统的一个示例：该医疗设备系统可以被配置成实施本文描述的用于监测对用力事件的生理响应的技术。参考图4A-6描述可以被配置成实施这些技术的其他示例医疗设备系统。虽然本文主要在生成生理信号以及在一些示例中递送治疗的植入式医疗设备的背景下进行描述，但是实现本公开中描述的技术的医疗设备系统可以附加地或替代地包括被配置成生成本文描述的一个或多个生理信号、监测生理响应和/或生成警报的外部医疗设备，例如，外部心脏监测器和/或外部起搏器、心脏复律器和/或除颤器。

图4A-4C分别是示出了结合患者14C的另一示例医疗设备系统8C的前视图、侧视图和俯视图概念图。医疗设备系统8C是如下的医疗设备系统的另一示例：该医疗设备系统被配置成实施本文描述的用于监测对用力事件的生理响应以及响应地生成指示生理响应越过阈值的警报的技术。

在所示的示例中，医疗设备系统8C包括被植入在患者14C体内的心血管外ICD系统100A。ICD系统100A包括IMD 10C，该IMD 10C是ICD并且在下文中被称为ICD 10C，其连接到至少一个植入式心脏除颤引线102A。ICD 10C可以被配置成在检测到心房纤颤或心室纤颤时向患者的心脏16C递送高能量心脏复律或除颤脉冲。当满足纤颤检测标准时，心脏复律电击通常与检测到的R-波被同步递送。当满足纤颤标准并且R-波不能从由ICD 10C感知到的信号中被辨别出时，通常递送除颤电击。

ICD 10C被皮下地或肌下地植入在患者14C胸廓(ribcage)上方的左侧上。除颤引线102A可以至少部分地植入胸骨下位置中，例如，在胸廓和/或胸骨110与心脏16C之间。在一个这样的配置中，引线102A的近侧部分自ICD 10C朝向胸骨110皮下地延伸，并且引线102A的远侧部分在前纵膈112(图4C)中在胸骨110下面或下方向上延伸。前纵隔112由胸膜116横向地、由心包114(图4C)后向地、并且由胸骨110前向地界定。在一些实例中，前纵隔的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔包括一定量的疏松结缔组织(诸如蜂窝组织)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织(例如胸横肌)、胸腔内动脉的分支以及胸腔内静脉。在一个示例中，引线102A的远侧部分基本上在前纵隔的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨110的后侧延伸。引线102A可至少部分地植入在其他胸内位置中，例如其他非血管、心包外的位置，包括围绕心包或心脏的其他部分的周边且毗邻于但不附连至心包或心脏的其他部分且不在胸骨110或胸廓上方的间隙、组织或其他解剖特征。

在其他示例中，引线102A可以被植入在其他心血管外位置处。例如，除颤引线102A可以在胸廓上方从ICD 10C朝向患者14C的躯干的中心皮下地延伸，在躯干的中心附近弯曲或转弯，并在胸廓或胸骨110上方皮下地向上延伸(extends subcutaneously superior)。除颤引线102A可横向偏移至胸骨110的左侧或右侧或位于胸骨110之上。除颤引线102A可基本上平行于胸骨110延伸，或在近端或远端处自胸骨110横向成角度。

除颤引线102A包括绝缘的引线体，该引线体具有包括被配置成连接至ICD 10C的连接器104的近端，以及包括一个或多个电极的远侧部分。除颤引线102A还包括一个或多个导体，该一个或多个导体在引线体内形成导电通路，并使电连接器与多个电极中的相应的数个电极互相连接。

除颤引线102A包括除颤电极，该除颤电极包括两个部分或区段106A和106B，统称(或替代地)除颤电极106。除颤引线106朝向除颤引线102A的远侧部分，例如，朝向除颤引线102A沿着胸骨110延伸的部分。除颤引线102A被放置成在胸骨110下方或沿着胸骨110，使得在除颤电极106A或106B与由ICD 10C形成的或在ICD 10C上的壳体电极(或治疗向量的其他第二电极)之间的治疗向量基本上横跨心脏16C的心室。在一个示例中，治疗向量可被视为从除颤电极106上的点(例如，除颤电极部分106A或106B中的一个的中心)延伸至ICD 10C的壳体电极上的点的线。在一个示例中，除颤电极106可以是细长的线圈电极。

除颤引线102A还可包括沿着除颤引线102A的远侧部分定位的一个或多个感测电极，诸如感测电极108A和108B(单独或统称为“感测电极(多个)108”)。在图4A和图4B中所示的示例中，感测电极108A和108B通过除颤电极106A彼此分离。然而，在其他示例中，感测电极108A和108B两者都可在除颤电极106的远侧或者两者都在除颤电极106的近侧。在其他示例中，引线102A可以在除颤电极106的近侧和/或远侧的各个位置处包括更多或更少的电极。在相同或不同的示例中，ICD 10C可以包括在另一个引线(未示出)上的一个或多个电极。

ICD系统100A可经由包括电极108A和108B与ICD 10C的壳体电极的组合的一个或多个感测向量来感测电信号。在一些实例中，ICD10C可以使用感测向量来感测心脏电信号，该感测向量包括除颤电极部分106A和106B中的一个以及感测电极108A和108B中的一个或ICD 9的壳体电极。感知到的固有电信号可包括由心肌生成的并指示心脏16C在心动周期期间的各个时间处的去极化和复极化的电信号。ICD 10C分析由一个或多个感测向量感知到的电信号以检测生理参数，诸如，心率、血压、呼吸等。ICD 10C，例如，使用ICD 10C内的一个或多个加速度计，可以基于来自加速度计的第一感知信号来检测多个用力事件。第一感知信号可以根据患者14C的移动而变化。ICD 10C内的处理电路系统可以确定对每个用力事件的生理响应，并确定该响应随时间的变化是否越过阈值。随时间的变化可以是测量结果的趋势或者越过阈值的单个测量结果，可以基于生理响应的过去测量结果来确定该阈值。例如，对于患者14C，对坐-站转换的心率响应可以随时间逐渐增加。如果心率响应的趋势(诸如，对坐-站转换的平均或中值心率响应的趋势)超过和/或下降到低于阈值或阈值范围(可以基于基线或其他的过去响应确定该阈值或阈值范围)，则ICD10C可生成警报。

医疗设备系统8C还包括IMD 10D，IMD 10D被植入在心脏16C内并被配置成向心脏递送心脏起搏，例如是心内起搏设备(IPD)。IMD10D在下文中被称为IPD 10D。在所示的示例中，IPD 10D被植入心脏16C的右心室内。然而，在其他示例中，系统8C可以附加地或替代地包括在心脏16C的其他腔室内的一个或多个IPD 10D，或者附连到心脏16C的外表面(例如，与心外膜接触)使得起搏设备被设置在心脏16C的外侧的类似配置的起搏设备。

IPD 10D可以被配置成感测心脏16C的电活动并且向心脏16C递送起搏治疗，例如，心动过缓起搏治疗、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)治疗、和/或电击后起搏。IPD 10D可经由穿过组织的一个或多个固定元件被附连至心脏16C的内壁。这些固定元件可将IPD10D固定到心脏组织，并保持电极(例如，阴极或阳极)与心脏组织接触。

IPD 10D可以能够使用携载在IPD 10D的壳体上的电极来感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成的、并指示心脏16C在心动周期期间的各个时间处的去极化和复极化的电信号。IPD 10D可分析感知到的电信号，以检测心动过缓和快速性心律失常(诸如，室性心动过速或心室纤颤)。响应于检测到心动过缓，IPD 10D可以经由IPD 10D的电极递送心动过缓起搏。响应于检测到快速性心律失常，IPD 10D可以例如取决于快速性心律失常的类型，而经由IPD 10D的电极递送ATP治疗。在一些示例中，IPD 10D可响应于确定另一医疗设备(例如，ICD 10C)递送了抗快速性心律失常电击而递送电击后起搏。

IPD 10D和ICD 10C可以被配置成协调其心律失常检测和治疗活动。在一些示例中，IPD 10D和ICD 10C可以被配置成完全彼此独立地操作。在这种情况下，IPD 10D和ICD10C不能彼此建立遥测通信会话以使用单向或双向通信来交换关于感测和/或治疗的信息。相反，IPD 10D和ICD 10C中的每一个分析经由它们相应的电极感知到的数据，以做出快速性心律失常检测和/或治疗决定。由此，每个设备不知道其他设备是否将检测到快速性心律失常、它是否或何时将提供治疗等。在一些示例中，IPD 10D可以被配置成检测由ICD系统100A所递送的抗快速性心律失常电击，这可改善皮下ICD 10C和IPD 10D之间的治疗的协调，而不需要设备到设备通信。以这种方式，IPD 10D可以仅通过检测除颤脉冲而不需要与应用抗快速性心律失常电击的除颤设备通信，来协调心脏刺激治疗的递送(包括ATP的终止以及电击后起搏的递送的发起)与抗快速性心律失常电击的应用。

在其他示例中，IPD 10D和ICD 10C可以进行通信以促进适当的心律失常的检测和/或治疗的递送。通信可以包括单向通信，其中一个设备被配置成传输通信消息，而另一个设备被配置成接收那些消息。通信可以替代地包括双向通信，其中每个设备被配置成传输和接收通信消息。在题为“用于无引线起搏和电击治疗的系统和方法(SYSTEMS ANDMETHODS FOR LEADLESS PACING AND SHOCK THERAPY)”并在2013年1月31日提交的共同转让的美国专利申请号13/756,085中描述了IPD10D与ICD 10C之间的患者治疗的递送的双向通信和协调。

外部设备30C可以被配置成基本上类似于以上关于图1描述的外部设备30A。外部设备30C可以被配置成与ICD 10C和IPD 10D中的一者或两者通信。在外部设备30C仅与ICD10C和IPD 10D中的一者通信的示例中，非通信设备可以从与外部设备30C通信的设备接收指令或向与外部设备30C通信的设备传输数据。在一些示例中，用户可以经由联网计算设备远程地与设备30C交互。用户可以与外部设备30C交互以与IPD10D和/或ICD 10C通信。

例如，用户可以与外部设备30C交互以发送询问请求并检取由ICD 10C和IPD 10D中的一者或两者存储的感知到的生理数据或治疗递送数据，并且对定义治疗的治疗参数进行编程或更新定义治疗的治疗参数，或者执行关于ICD 10C和IPD 10D的任何其他活动。虽然用户是医师、技师、外科医生、电生理学家、或其他医疗保健专业人员，但在一些示例中用户可以是患者14C。例如，外部设备21可以允许用户对用于如下方面的任何系数，加权因子或技术进行编程：确定差异度量、分数和/或阈值、或者在本文中被描述为由医疗设备系统用来确定生理响应是否越过阈值的其他数据。

尽管图4A-4C是在IPD 10D和包括具有胸骨下放置的远侧部分的引线102A的心血管外ICD系统100A的背景下示出或描述的，但是根据本公开的一个或多个方面的技术可适用于其他共存系统。例如，心血管外ICD系统可以包括具有远侧部分的引线，该远侧部分皮下地植入于胸骨上方(或其他位置)，而不是在胸骨下植入。作为另一个示例，代替IPD，具有起搏器和连接至起搏器并从起搏器延伸的一个或多个引线的起搏系统可被植入心脏的一个或多个腔室中，或被附连到心脏的外侧，以向一个或多个腔室提供起搏治疗。由此，图4A-4C的示例仅出于示例目的被示出，且不应被认为是对本文所描述的技术的限制。

图5是示出另一示例医疗设备系统8D的概念图，该另一示例医疗设备系统8D包括植入患者体内的心血管外ICD系统100B和IPD 10D。医疗设备系统8B可以被配置成执行本文中关于图4A-4C的医疗设备系统8C所描述的任何技术。具有与图4A-4C和图5中的标号相同的标号的部件可被类似地配置并提供类似的功能。

在图5的示例中，心血管外ICD系统100B包括耦合到除颤引线102B的ICD 10C。与图4A-4C的除颤引线102A不同的是，除颤引线102B在胸廓上方从ICD 10C皮下地延伸。在所示的示例中，除颤引线102B朝向患者14D的躯干的中心延伸，在躯干的中心附近弯曲或转弯，并且在胸廓和/或胸骨110上方皮下地向上延伸。除颤引线102B可横向偏移至胸骨110的左侧或右侧或位于胸骨110之上。除颤引线102B可基本上平行于胸骨102延伸，或在近端或远端处自胸骨横向成角度。

除颤引线102B包括绝缘的引线体，该引线体具有包括被配置成连接至ICD 10C的连接器104的近端，以及包括一个或多个电极的远侧部分。除颤引线102B还包括一个或多个导体，该一个或多个导体在引线体内形成导电通路，并使电连接器与多个电极中的相应的数个电极互相连接。在所示的示例中，除颤引线102B包括朝向除颤引线102B的远侧部分(例如，朝向除颤引线102B的沿着胸骨110延伸的部分)的单个除颤电极106。除颤引线102B沿着胸骨110被放置，使得在除颤电极106与由ICD 10C形成的或在ICD 10C上的壳体电极(或治疗向量的其他第二电极)之间的治疗向量基本上跨越心脏16D的心室。

除颤引线102B还可包括沿着除颤引线102B的远侧部分定位的一个或多个感测电极，诸如感测电极108A和感测电极108B。在图5中所示的示例中，感测电极108A和108B通过除颤电极106彼此分离。然而，在其他示例中，感测电极108A和108B两者都可在除颤电极106的远侧或者两者都在除颤电极106的近侧。在其他示例中，引线102B可以在除颤电极106的近侧和/或远侧的各个位置处包括更多或更少的电极，并且引线102B可以包括多个除颤电极，例如，如图4A-4C的示例中所示的除颤电极106A和106B。

图6是示出IPD 10D的示例配置的概念图。如图6中所示的，IPD 10D包括外壳130、盖部138、电极140、电极132、固定机构142、凸缘134、以及开口136。外壳130和盖部138可以一起被认为是IPD 10D的壳体。以此方式，外壳130和盖部138可以封围并保护IPD 10D内的各个电部件，例如，电路系统。外壳130可以基本上封围所有的电部件，并且盖部138可以对外壳130进行密封并且创建IPD 10D的气密密封壳体。虽然IPD 10D通常被描述为包括一个或多个电极，但是IPD 10D通常可包括至少两个电极(例如，电极132和140)以用于递送电信号(例如，诸如心脏起搏之类的治疗)和/或提供至少一个感测向量。

电极132和140携载在由外壳130和盖部138创建的壳体上。以此方式，电极132和140可以被认为是无引线电极。在图6的示例中，电极140被设置在盖部138的外表面上。电极140可以是被定位成在植入时接触心脏组织的圆形电极。电极132可以是设置在外壳130的外表面上的环形电极或圆柱形电极。外壳130和盖部138两者可以电绝缘。

电极140可以用作阴极并且电极132可以用作阳极(或者反之亦然)以用于递送心脏起搏，诸如，心动过缓起搏、CRT、ATP或电击后起搏。然而，电极132和140可用于任何刺激配置中。另外，电极132和140可用于检测来自心肌的固有电信号。

固定机构142可以将IPD 10D附连到心脏组织。固定机构142可以是主动固定尖齿、螺钉、钳子、粘合构件、或用于将设备附连到组织的任何其他机构。如图6的示例中所示的，固定机构142可以由维持预成型的形状的记忆材料(诸如，形状记忆合金(例如，镍钛))来构建。在植入期间，固定机构142可以向前挠曲以刺穿组织并且被允许朝向外壳130向后挠曲。以此方式，固定机构142可以嵌入在目标组织内。

凸缘144可以设置在外壳130的一端上，以使得能够拴系或取出IPD 10D。例如，缝合或其他设备可以围绕凸缘144和/或通过开口146插入并且附连至组织。以此方式，凸缘144可以提供第二附连结构，以用于在固定机构142失效的情况下在心脏16C(或16D)内拴系或维持IPD10D。一旦IPD 10D需要从患者14D体内被移出(或移除)(如果这种动作被认为是必要的话)，则凸缘144和/或开口146还可以用于取出IPD 10D。

IPD 10D是被配置成实施本公开的技术的起搏设备的一个示例。然而，其他植入式医疗设备可用于执行与IPD 10D相同或类似的功能。例如，类似于IPD 10D，IPD可以包括携载电极的小壳体，并且被配置成植入心脏16的腔室内。IPD还可以包括一个或多个相对短的引线，该一个或多个相对短的引线被配置成将一个或多个相应的附加电极放置在心脏的同一腔室或心脏的不同腔室内的另一位置处。以此方式，IPD的壳体可以不携载用于执行本文关于IPD 10D描述的功能的所有电极。在其他示例中，IPD的每个电极可以由一个或多个引线携载(例如，IPD的壳体可以不携载任何电极)。在一些示例中，IPD或其他起搏设备可以包括或耦合到三个或更多个电极，其中每个电极可以递送治疗和/或检测固有信号。

在另一示例中，起搏设备可以被配置成植入心脏外部，例如，接近或附连到心脏的心外膜。由起搏的壳体携载的电极可以被放置成与心外膜接触和/或耦合到起搏的引线的一个或多个电极可以被放置成在足以提供心脏起搏的位置处与心外膜接触。在又其他示例中，被配置成执行本文描述的技术的起搏设备可以皮下地或肌肉下地植入，并且连接到携载一个或多个电极的一个或多个心内引线。

返回参考图4A-5，医疗设备系统8C和8D是被配置成确定生理响应是否越过阈值的医疗设备系统的示例。技术可以由医疗设备系统8C或8D的处理电路系统，诸如，ICD 10C、IPD 10D和外部设备30C或30D中的一个或多个的处理电路系统，单独地或共同地执行。尽管图4A-5的示例医疗设备系统8C和8D被示为包括ICD 10C和IPD 10D两者，但是其他示例可以仅单独包括ICD 10C或IPD 10D中的一个，或者与其他植入设备或外部设备组合。

该技术包括在多个周期中的每个周期期间确定患者的多个患者参数中的每一个的相应值，该周期可以是至少一小时，诸如大约一天。处理电路系统可以基于由ICD 10C和IPD 10D中的一者或两者的感测电路系统生成的生理信号来确定至少一些患者参数的值，诸如，由IMD的感测电路系统生成的心脏EGM信号。在一些示例中，ICD 10C和IPD 10D中的一者或两者可包括或被耦合到一个或多个其他传感器，所述其他传感器生成一个或多个生理信号，诸如，基于患者运动和/或姿势、血流、血压(例如，系统8C和8D可包括压力感测IMD50，如以上关于图1所描述的)、呼吸或水肿而变化的信号。处理电路系统可以基于ICD 10C和/或IPD10D递送的治疗来确定其他患者参数，诸如，指示患者14C或14D依赖于起搏的程度的患者参数，例如，时间的百分比、或递送给患者的起搏量或递送给患者的抗快速性心律失常治疗的数量的其他特性。

图7是示出了IMD 10的示例配置的功能框图。IMD 10可以与如下的设备中的任何一个相对应：ICM 10A、ICD 10B、ICD 10C、IPD 10D或被配置成实施如本公开中所描述的用于确定生理响应是否越过阈值的技术的另一IMD。在所示的示例中，IMD 10包括处理电路系统160和相关联的存储器170、感测电路系统162、治疗递送电路系统164、一个或多个传感器166、以及通信电路系统168。然而，ICD 10A、ICM 10B、ICD 10C和IPD 10D不需要包括这些部件中的所有部件，或者可以包括附加的部件。例如，在一些示例中，ICM 10A可以不包括治疗递送电路系统164。

存储器170包括计算机可读指令，当该计算机可读指令由处理电路系统160执行时，致使IMD 10和处理电路系统160执行本文中归属于的IMD 10和处理电路系统160的各种功能(例如，确定患者参数值、差异度量、分数和阈值，以及确定是否要生成指示生理响应越过阈值的警报)。存储器170可包括任何易失性的、非易失性的、磁、光或电介质，诸如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或任何其他数字或模拟介质。存储器170可以存储诸如最大变化和最小变化之类的生理参数的阈值(多个)。存储器170还可以存储指示生理参数响应于用力事件随时间的变化的数据。

处理电路系统160可以包括固定功能电路系统和/或可编程处理电路系统。处理电路系统160可包括以下各项中的任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等效的分立或模拟逻辑电路系统。在一些示例中，处理电路系统160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的任何组合，以及其他分立或集成逻辑电路系统。归属于本文的处理电路系统160的功能可以具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。

感测电路系统162和治疗递送电路系统164被耦合到电极190。图7中所示的电极190可以对应于例如：ICD 10A的电极12、22、24、26、28、44和44(图1)；ICM 10B的电极64和66(图3)；ICD 10C的电极106、108和一个或多个壳体电极(图4A-5)；或IPD 10D的电极132和140(图6)。

感测电路系统162监测来自电极190中的所选择的两个或多个电极的信号，以便监测心脏的电活动、阻抗、或其他电现象。可进行对心脏电信号的感测，以用于确定心率或心率变异性，或用于检测心律失常(例如，快速性心律失常或心动过缓)或其他电信号。在一些示例中，感测电路系统162可以包括一个或多个滤波器和放大器，以用于滤波和放大从电极190接收到的信号。在一些示例中，感测电路系统162可以感测或检测生理参数，诸如，心率、血压、呼吸等。

得到的心脏电信号可以被传递到心脏事件检测电路系统，该心脏事件检测电路系统在心脏电信号越过感测阈值时检测到心脏事件。心脏事件检测电路系统可以包括整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。响应于感测到心脏事件(例如，检测到的P波或R波)，感测电路系统162向处理电路系统160输出指示。

以此方式，处理电路系统160可以接收与在心脏的相应腔室中的检测到的R波和P波的发生相对应的检测到的心脏事件信号。检测到的R波和P波的指示可用于检测心室和/或心房快速性心律失常发作，例如心室或心房纤颤发作。一些检测通道可被配置成检测心脏事件(诸如P波或R波)，并向处理电路系统160提供发生这些事件的指示，例如，如1992年6月2日公告的授予Keimel等人的题为“用于监测电生理信号的装置(APPARATUS FORMONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS)”的美国专利No.5,117,824中所描述的。

感测电路系统162还可包括开关模块，以选择使用可用电极190中的哪些电极(或电极极性)来感测心脏活动。在具有若干电极190的示例中，处理电路系统160可经由感测电路系统162内的开关模块选择用作感测电极的电极，即选择感测配置。感测电路系统162还可以将一个或多个数字化EGM信号传递到处理电路系统160以用于分析，例如以供在心律辨别中使用。

处理电路系统160可以实现可编程计数器。如果IMD 10被配置成生成起搏脉冲并将起搏脉冲递送到心脏，则这种计数器可控制与心动过缓起搏(例如，DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR起搏)以及其他起搏模式相关联的基本时间间期。由处理电路系统160定义的间期可包括心房起搏逸搏间期和心室起搏逸搏间期、不应期(在此期间，感知到的P波和R波对于重启这些逸搏间期的计时是无效的)、和这些起搏脉冲的脉冲宽度。处理电路系统160可响应于存储在存储器170中的起搏模式参数来确定这些间期的持续时间。

可以在利用感测电路系统162的检测通道感测到R波和P波时、或者在由治疗递送电路系统164生成起搏脉冲时，重置由处理电路系统160实现的间期计数器，并由此控制对心脏起搏功能(包括心动过缓起搏、CRT、ATP、或电击后起搏)的基本计时。当由感知到的R波和P波重置时存在于间期计数器中的计数的值可被处理电路系统160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，该R-R间期、P-P间期、P-R间期和R-P间期的持续时间是可存储在存储器170中的测量结果。处理电路系统160可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)、VF、或VT。这些间期还可用于检测总的心率、心室收缩率、和心率变异性。存储器170的一部分可以被配置成多个再循环缓冲器，其能够保持测得的间期系列，可以由处理电路系统160响应于起搏或感测中断的发生而分析所测得的间期系列，以确定患者的心脏26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，处理电路系统160可利用在以下美国专利中描述的基于规则的检测方法的全部或子集：Olson等人的、在1996年8月13日公告的题为“用于心律失常的诊断和医治的基于优先规则的方法和装置”(“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FORDIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS”)的美国专利No.5,545,186，或Gillberg等人的、在1998年5月26日公告的题为“用于心律失常的诊断和医治的基于优先规则的方法和装置”“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENTOF ARRHYTHMIAS”的美国专利No.5,755,736，授予Olson等人的美国专利No.5,545,186和授予Gillberg等人的美国专利No.5,755,736。然而，在其他示例中，处理电路系统160也可以采用其他心律失常检测方法，诸如，利用心电图的计时和形态的那些方法。

在一些示例中，处理电路系统160可通过标识缩短的R-R(或P-P)间期长度来确定已发生了快速性心律失常。一般而言，当间期长度下降到低于220毫秒时，处理电路系统160检测到心动过速，且在间期长度下降到低于180毫秒时，处理电路系统80检测到纤颤。在其他示例中，当间期长度下降到330毫秒之间时，处理电路系统160可检测到室性心动过速，并且当间期长度下降到低于240毫秒时，处理电路系统160可检测到心室纤颤。这些间期长度仅是示例，并且用户可按期望来定义间期长度，这些间期长度随后可被存储在存储器170内。作为示例，可能需要检测该间期长度达某个数量的连续周期、达移动(running)窗口内的周期的某个百分比，或针对某个数量的心动周期检测该周期长度的移动平均值。在其他示例中，可以使用附加的生理参数来检测心律失常。例如，处理电路系统160可以分析一个或多个形态测量结果、阻抗、或任何其他生理测量结果，以确定患者正在经历快速性心律失常。

除了检测和标识特定类型的心脏事件(例如，心脏去极化)之外，感测电路系统162还可以对检测到的固有信号进行采样以生成心电图或心脏事件的其他基于时间的指示。感测电路系统162可以包括模数转换器或被配置成对经由电极190感知到的电信号进行采样和数字化的其他电路系统。处理电路系统160可以分析数字化的信号以用于各种目的，包括对心脏的快速性心律失常的形态标识或确认。作为另一示例，处理电路系统160可以分析数字化心电图信号以标识和测量信号的各种形态特征。在一些示例中，心电图的形态特征可以是患者参数，以及它们的测量结果是患者参数值，用于确定生理响应是否越过阈值。

在一些示例中，感测电路系统162被配置成感测患者的生理信号。例如，感测电路系统162可以被配置成感测随着患者14变化的胸阻抗而变化的信号。胸阻抗可以基于患者14体内的液体体积或水肿而变化。

感测电路系统162可以使用电极190中的任何两个或更多个来感测胸阻抗。当患者14的胸腔内的组织的流体含量改变时，两个电极之间的阻抗也可改变。例如，除颤线圈电极(42、44、106)与壳体电极之间的阻抗可用于监测变化的胸阻抗。

在一些示例中，处理电路系统160测量胸阻抗值以确定流体指数。随着更多的流体保留在患者14内(例如，水肿增加)，并且胸阻抗减小或保持相对高，流体指数增大。相反，随着胸阻抗增大或保持相对低，流体指数减小。在Sarkar等人的题为“基于阻抗测量结果来检测心力衰竭的恶化(DETECTING WORSENING HEART FAILURE BASED ON IMPEDANCEMEASUREMENTS)”的美国专利公开No.2010/0030292中描述了用于测量胸阻抗并确定流体指数的示例系统。

胸阻抗也可随患者呼吸而变化。在一些示例中，处理电路系统160可以基于由感测电路系统162感知到的胸阻抗来确定一个或多个与呼吸有关的患者参数的值。与呼吸有关的患者参数可以包括例如呼吸率、呼吸深度、或者呼吸困难或呼吸暂停的发生或幅度。

心电图的幅度也可以基于患者呼吸而变化，例如通常按照比心动周期更低的频率。在一些示例中，处理电路系统160和/或感测电路系统162可以对心电图进行滤波以强调信号的呼吸分量。处理电路系统160可以分析经滤波的心电图信号以确定与呼吸有关的患者参数的值。

在图7的示例中，IMD 10包括耦合到感测电路系统162的一个或多个传感器166。尽管在图7中示出为被包括在IMD 10内，但是传感器166中的一个或多个可以在IMD 10的外部，例如经由一个或多个引线耦合到IMD 10，或者被配置成与IMD 10无线通信。在一些示例中，传感器166转换指示患者参数的信号，该信号可以被感测电路系统162放大、滤波或以其他方式处理。在这样的示例中，处理电路系统160基于该信号确定患者参数的值。在一些示例中，传感器166确定患者参数值，并且例如经由有线或无线连接将它们传送到处理电路系统160。

在一些示例中，传感器166包括一个或多个加速度计167，例如，一个或多个3轴加速度计。作为示例，由一个或多个加速度计167生成的信号可以指示患者14的总体身体移动(例如，活动)、患者姿势、心音或与心脏的搏动相关联的其他振动或移动、或咳嗽、罗音(rales)、或其他呼吸异常。在一些示例中，传感器166包括被配置成检测心音或呼吸异常的一个或多个麦克风，和/或被配置成检测患者活动或姿势的其他传感器，诸如，陀螺仪和/或应变计。在一些示例中，传感器166可以包括被配置成转换指示血流、血液的氧饱和度或患者温度的信号的传感器，并且处理电路系统160可以基于这些信号确定患者参数值。

在一些示例中，传感器166包括转换指示血压的一个或多个信号的一个或多个压力传感器，并且处理电路系统160基于压力信号确定一个或多个患者参数值。基于压力确定的患者参数值可以包括例如收缩压值或舒张压值，诸如，肺动脉舒张压值。在一些示例中，单独的压力感测IMD 50包括被配置成生成压力信号的一个或多个传感器和感测电路系统，并且处理电路系统160基于从IMD 50接收到的信息确定与血压相关的患者参数值。

治疗递送电路系统164被配置成生成电治疗并将电治疗递送至心脏。治疗递送电路系统164可包括一个或多个脉冲发生器、电容器、和/或能够生成和/或存储能量以作为以下治疗进行递送的其他部件：起搏治疗、除颤治疗、心脏复律治疗、其他治疗、或者这些治疗的组合。在一些实例中，治疗递送电路系统164可包括配置成提供起搏治疗的第一组部件以及配置成提供抗快速性心律失常电击治疗的第二组部件。在其他实例中，治疗递送电路系统164可利用相同的一组部件来提供起搏和抗快速性心律失常电击治疗两者。在又一些其他实例中，治疗递送电路系统164可共享起搏和电击治疗部件中的一些部件，而将其他部件仅用于起搏或电击递送。

治疗递送电路系统164可包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，例如一个或多个电容器)、以及控制电容器(多个)何时向电极190放电以及脉冲宽度的开关电路系统。治疗递送电路系统164可以根据从处理电路系统160接收到的控制信号来执行对电容器充电至编程的起搏脉冲幅度以及对电容器放电达编程的脉冲宽度，该控制信号由处理电路系统160根据存储在存储器170中的参数来提供。处理电路系统160例如根据存储在存储器170中的参数来控制治疗递送电路系统164经由电极190的一个或多个组合将所生成的治疗递送到心脏。治疗递送电路系统164可以包括开关电路系统，用于例如如由处理电路系统160所控制的，选择使用可用电极190中的哪些来递送治疗。

在一些示例中，IMD 10可以被配置成确定生理响应或生理响应随时间的变化或趋势是否越过阈值。例如，处理电路系统160可以通过响应于从坐-站转换测量心率来监测受试者的健康，该坐-站转换是用力事件的一个示例。处理电路系统160可以确定对坐-站转换的心率响应的平均值、中值和/或标准偏差。处理电路系统160可以随后确定心率响应随时间的变化超过阈值，诸如，超过或下降到低于绝对值或百分比变化值的阈值或阈值范围的当前增加。可以根据例如在当前转换之前的基线或其他时段期间的一个或多个先前响应的长期平均值、中值和/或心率响应来定义阈值。处理电路系统160可以基于变化越过阈值的确定结果来生成警报。处理电路系统160可以通过致使通信电路系统168向外部设备传输信号来生成指示响应的变化超过阈值的警报。

作为另一示例，IMD 10可以附加地或替代地被配置成检测多个步行事件，诸如，在站着不动、不移动、或坐着之后行走二十步，这些是用力事件的其他示例。IMD 10可以基于来自加速度计(多个)166的信号来检测步行事件。对于每个步行事件，处理电路系统160可以基于来自感测电路系统162的感知信号来确定呼吸响应。处理电路系统160可以确定该呼吸响应随时间的变化越过阈值。变化可能是渐进的趋势或单个异常值(outlier)测量结果。

作为另一示例，IMD 10可以附加地或替代地被配置成基于来自一个或多个加速度计167的一个或多个信号来检测多个躺-坐转换，这是用力事件的另一示例。处理电路系统160可以确定对每个躺-坐转换的血压响应，并确定随时间的变化是否越过阈值。处理电路系统160可以基于对躺-坐转换的先前响应来确定阈值，包括响应的历史平均值、中值和/或变化性(例如，标准偏差或方差)范围。

根据本文描述的生理响应监测技术，处理电路系统160确定与检测到用力事件相关联的患者的一个或多个生理参数中的每一个的值。将所确定的生理参数值作为生理参数值174存储在存储器170中。

多个生理参数可包括基于心电图确定的一个或多个参数，诸如，一个或多个心率参数、或心率变异性的一个或多个测量。基于心电图确定的其他患者参数包括心电图的形态特征，诸如，QRS宽度或持续时间、QT间期长度、T波幅度、R-R间期长度、T波的峰与末端之间的间期、T波峰到末端的间期与QT间期长度之间的比率、或T波交替(alternan)。T波交替的存在可以被检测为T波的幅度或形态的周期性(例如，逐个心跳地)变化。T波交替患者参数值174可以是T波交替发作的存在、次数、频率或持续时间(总值、平均值或中值)的指示。基于心电图形态间期长度的其他患者参数值174可以是多个测量结果的平均值或中值。

多个生理参数可以附加地或替代地包括指示水肿的至少一个参数，并且处理电路系统160可以基于感知到的胸阻抗确定这样的生理参数的值174，如以上所描述的。在一些示例中，患者参数值174可以是最大、最小、平均或中值胸阻抗值。

多个生理参数可以附加地或替代地包括指示心血管压力的至少一个患者参数，并且处理电路系统160可以基于所生成的压力波形(例如，如以上所描述的由传感器166或压力感测IMD 50生成的)确定这样的生理参数的值174。生理参数值174可包括收缩压和/或舒张压(例如，肺动脉舒张压)的最大值，最小值，平均值和/或中值。

多个生理参数可以附加地或替代地包括基于患者呼吸确定的至少一个患者参数，并且处理电路系统160可以基于如以上所描述的基于呼吸而变化的所生成的信号(诸如，基于胸阻抗变化的信号)来确定这些参数的值174。生理参数值174可包括呼吸率的最大值，最小值，平均值和/或中值。

处理电路系统160可以附加地或替代地基于所生成的信号确定一个或多个生理参数的值174，该所生成的信号基于可以指示心音、咳嗽或罗音的声音或其他振动而变化。生理参数值可包括：对S1和S2心音的形态测量结果，S3和/或S4心音发生的存在或频率，或者发作或咳嗽或罗音的存在、次数、频率或持续时间(总值、平均值或中值)。处理电路系统160可以附加地或替代地基于传感器166生成的信号确定的其他生理参数值174包括血流量、血氧饱和度或温度的最大值、最小值、平均值或中值。

处理电路系统160确定多个生理参数中的每一个的差异度量176。处理电路系统160基于与检测用力事件相关联的生理参数的两个值174之间的差异来确定每个生理参数的差异度量176。这两个值可以包括在用力事件开始时或附近(例如，就在用力事件开始之前)确定的第一值，以及在用力事件期间确定的第二值，或者在用力事件结束之后或附近的某个预定的时间段。以这种方式，差异度量176表示生理参数对用力事件的响应。在一些示例中，处理电路系统160根据如下的等式确定患者参数中的每一个的差异度量176：(差异度量)＝(用力事件之后的参数值)－(紧接在用力事件之前的参数值)。差异度量176的另一可能的等式计算参数值的百分比差异：(差异度量)＝[(用力事件之后的参数值)－(紧接在用力事件之前的参数值)]除以(紧接在用力事件之前的参数值)。可以紧接在用力事件结束时测量用力事件之后的参数值，或在用力事件结束之后的一时间段测量用力事件之后的参数值。该时间段可以是五秒、三十秒、若干分钟或任何其他的时间段。类似地，可以紧接在用力事件开始之前、在用力事件期间或在用力事件开始之前的一时间段测量用力事件之前的参数值。

处理电路系统160将针对一个或多个患者参数中的每一个的对用力事件的响应(例如，差异度量176)与一个或多个阈值进行比较，例如，该一个或多个阈值可以定义阈值范围。如果差异度量越过阈值，例如，大于或者小于(或大于或等于、或者小于或等于)阈值，则处理电路系统160生成警报，该警报即对用力事件的随时间的响应已越过阈值。阈值180可以包括预定的(例如，可编程的)阈值，或者是可变的值。可以基于响应于一个或多个先前用力事件而确定的例如来自固定基线时段和/或最近的先前趋势时段的一个或多个先前差异度量176(例如，先前差异度量的中值或平均值)来确定阈值180。处理电路系统可以通过将先前差异度量的中值或平均值乘以表示响应的预期或平均变化性的系数值(或者加上和/或减去平均值或中值)来确定阈值或阈值范围。

在一些示例中，处理电路系统160可附加地基于分数越过阈值而控制治疗递送电路系统162、被包括在IMD 10中的泵、或另一植入的或外部的医疗设备，以递送或修改诸如起搏治疗、神经调节治疗或治疗物质。在一些示例中，临床医生可基于由处理电路系统160生成的警报来规定或递送这种治疗，或控制另一设备递送、修改这种治疗。

通信电路系统168包括用于与另一设备(诸如，外部设备30或另一IMD或传感器)通信的任何合适的硬件、固件、软件或它们的任何组合。在处理电路系统160的控制下，通信电路系统168可在天线的帮助下从外部设备30或另一设备接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送至外部设备30或另一设备，该天线可以是内部的和/或外部的。在一些示例中，通信电路系统168可以与本地外部设备通信，并且处理电路系统160可以经由本地外部设备和计算机网络(诸如由爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic，plc)开发的美敦力网络)与联网计算设备通信。

临床医生或其他用户可以使用外部设备30或被配置成经由通信电路系统168与处理电路系统160通信的另一本地或联网计算设备来从IMD 10检取数据。临床医生还可以使用外部设备30或另一本地或联网计算设备来对IMD 10的参数进行编程。在一些示例中，临床医生可以选择用于确定对用力事件的生理响应是否越过阈值的患者参数，选择用于确定阈值180的系数的值，以及接收指示对用力事件的生理响应越过阈值的警报。

图8是示出被配置成与一个或多个IMD 10通信的外部设备30的示例配置的功能框图。在图8的示例中，外部设备30包括处理电路系统200、存储器202、用户接口(UI)204、和通信电路系统206。外部设备30可以与关于图1、图2和图4A-5描述的外部设备30A-30C中的任一个相对应。外部设备30可以是具有用于对IMD 10进行编程和/或询问IMD 10的专用软件的专用硬件设备。可替代地，外部设备30可以是例如运行使得外部设备30能够对IMD 10进行编程和/询问IMD 10的应用程序的现成计算设备。

在一些示例中，用户使用外部设备30来对以下进行选择或编程：用于IMD 10的操作参数的值中的任意值，例如，用于患者参数感测、治疗递送、以及急性心脏事件预测。在一些示例中，用户使用外部设备30来接收由IMD 10收集的数据，诸如，患者参数值174或IMD10的其他操作数据和性能数据。用户还可以接收由IMD 10生成的警报，该警报指示对用力事件的生理响应越过阈值。用户可以经由UI 204与外部设备30进行交互，该UI 204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键盘或另一机构(诸如，触敏屏)。外部设备30可以使用通信电路系统206与IMD 10无线通信，通信电路系统206可以被配置用于与IMD 10的通信电路系统168进行RF通信。

处理电路系统200可以包括集成电路系统、分立逻辑电路系统、模拟电路系统的任一组合，诸如，一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、或现场可编程门阵列(FPGA)。在一些示例中，处理电路系统200可包括多个部件，诸如以下各项的任意组合：一个或多个微处理器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA、以及其他分立或集成逻辑电路系统、和/或模拟电路系统。

存储器202可以存储程序指令，该程序指令可以包括可由处理电路系统200执行的一个或多个程序模块。当由处理电路系统200执行时，这种程序指令可以致使处理电路系统200和外部设备30提供在本文中归于它们的功能。程序指令可以实现在软件、固件和/或RAM器件中。存储器202可包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或任何其他数字介质。

在一些示例中，外部设备30的处理电路系统200可配置成提供在本文中归属于IMD10和处理电路系统160的功能中的一些或全部。例如，处理电路系统200可以接收由一个或多个IMD 10生成的生理信号，并且确定与用力事件相关联的多个生理参数中的每一个的值174，和/或可以从一个或多个IMD 10接收参数值174。处理电路系统200可以以上面关于IMD10的处理电路系统160描述的方式基于参数值174确定差异度量176和阈值180。处理电路系统200还可以将差异度量176与阈值180进行比较，并且以上面关于IMD 10的处理电路系统160描述的方式生成警报和/或控制通过一个或多个植入的医疗设备或外部医疗设备的治疗递送。处理电路系统200可以经由UI 204或经由另一设备生成对用户的警报，处理电路系统200经由通信电路系统206与该另一设备进行通信。

图9是示出包括外部计算设备(诸如，服务器224和一个或多个其他计算设备230A-230N)的示例系统的功能框图，所述外部计算设备经由网络222耦合到IMD 10和/或外部设备30。在该示例中，IMD 10可以使用其通信模块168，以例如在不同时间处和/或在不同位置或环境中，经由第一无线连接与外部设备30通信、以及经由第二无线连接与接入点220通信。在图9的示例中，接入点220、外部设备30、服务器224、以及计算设备230A-230N互连，并且能够通过网络222彼此通信。

接入点220可包括经由各种连接(诸如电话拨号、数字用户线路(DSL)或线缆调制解调器连接)中的任一种连接到网络222的设备。在其他示例中，接入点220可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合到网络222。在一些示例中，接入点220可以与患者14共同定位。接入点220可以例如周期性地或响应于来自患者14或网络222的命令而询问IMD10，以检取生理信号、患者参数值174、差异度量176、分数178、阈值180、对被越过的阈值的警报、和/或来自IMD 10的其他操作数据或患者数据。接入点220可经由网络222向服务器224提供检取到的数据。

在一些情况下，服务器224可以被配置用于为已经从IMD 10和/或外部设备30收集的数据提供安全存储部位。在一些情况下，服务器224可以将数据汇编在网页或其他文件中，以用于由受训练的专业人员(诸如临床医生)经由计算设备230A-230N来查看。可利用与由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的美敦力网络所提供的通用网络技术和功能类似的通用网络技术和功能来在一些方面中实施图9的所示系统。

在一些示例中，接入点220、服务器224或计算设备230中的一个或多个可以被配置成执行(例如，可以包括处理电路系统被配置成执行)在本文中例如关于IMD 10的处理电路系统160和外部设备30的处理电路系统200所描述的、与越过阈值的生理响应有关的技术中的一些或全部。在图9的示例中，服务器224包括存储器226和处理电路系统228，存储器226用于存储从IMD 10和/或外部设备30接收到的生理信号或患者参数值174，处理电路系统228可被配置成提供在本文中归属于IMD 10的处理电路系统160和外部设备30的处理电路系统200的功能中的一些或全部。例如，处理电路系统228可确定多个生理参数中的每一个的值174，和/或可从一个或多个IMD 10接收参数值174。处理电路系统228可以以上面关于IMD 10的处理电路系统160所描述的方式基于参数值174确定差异度量176和阈值180。处理电路系统227还可以将差异度量176与阈值180进行比较，并且以上面关于IMD 10的处理电路系统160所描述的方式生成警报和/或控制通过一个或多个植入的医疗设备或外部医疗设备的预防性治疗的递送。处理电路系统228可以经由网络222(例如，经由外部设备30或各计算设备170中的一个)向用户生成警报。

图10是示出三维坐标系中的矢状轴242、垂直轴244和横轴246的概念图240。如以上所描述的，当IMD被植入在患者14体内时，沿着IMD的深度(D)取向的IMD 10的加速度计167可以基本上沿着矢状轴242取向。

图11是示出三个加速度计信号260-262的图的时序图，其中三个信号表示垂直加速度、横向加速度和矢状加速度。IMD 10可包括一个或多个加速度计167，例如，一个或多个三轴加速度计。由一个或多个加速度计生成的信号(诸如，矢状轴信号、垂直轴信号和横轴信号中的一个或多个)可以指示例如患者的总体身体移动(例如，活动)、患者姿势、与心脏的搏动相关联的心音(heart sounds)或其他振动或移动、或咳嗽、罗音(rale)或其他呼吸异常。在题为“加速度计信号变化作为患者功能状态的测量(ACCELEROMETER SIGNALCHANGE AS A MEASURE OF PATIENT FUNCTIONAL STATUS)”(承担的代理人案卷号C00012555.USP1)的在2016年8月2日提交的共同转让的美国临时专利申请号62/370,138中描述了三轴加速度计，以及用于基于由三轴加速度计生成的信号检测坐-站转换或其他姿势转换的技术。

矢状信号260可以在姿势转换250(诸如，坐-站转换或躺-坐转换)期间表现出最大的幅度摆动。横向信号261可以在姿势转换250期间表现出负幅度摆动，并且垂直信号262可以在姿势转换250期间表现出适度的(moderate)变化。姿势转换可以在大约时间252处开始并且在大约时间254处结束。还示出了在姿势转换期间的矢状加速度信号260的峰266。

图11还示出了标记通道图，其示出了在姿势转换250之前、期间和之后的检测到的心跳(例如，去极化)，该姿势转换250是用力事件的示例。间期270(为了清楚而标记其中一个)可以指示心跳(例如，R波)之间的时间，并且可以是R-R间期。心率可以由间期270表示或通过间期270来确定，并且与间期270成反比。较短的间期170可以指示较快的心率，并且较长的间期170可以指示较慢的心率。

时间段272可以是IMD可以在生理参数对用力事件的响应之前测量生理参数的时间。时间段272可以在用力事件之前或期间发生。IMD可以连续地将指示生理参数的数据存储在存储缓冲器中。当IMD诸如在大约时间250处检测到用力事件时，IMD可以将来自时间段272的数据移动到数据存储器中以保存该数据，以供与来自时间段274的数据进行比较。时间段274可以是IMD可以测量生理参数对用力事件的响应的时间。时间段274可以在用力事件之后或期间发生。

图11描绘了在时间段274期间的心率比在时间段272期间的心率快。IMD和/或其他设备可以通过确定时间段274与时间段272之间的心率的差异来确定对用力事件(例如，坐-站转换或其他姿势转换)的响应。响应于姿势转换的心率的过度增加或增加不足可能指示患者健康状况下降。

例如，当人站立起来时，压力感受器反射(baroreceptor reflexes)被快速激活以恢复动脉压，使得与躺下时相比，人站着时的平均动脉压不会降低超过几个mmHg。然而，为了维持这种正常的平均动脉压，站立着的人增加了体循环血管阻力(交感神经介导的)，减小了静脉顺应性(由于静脉的交感神经激动)，降低了心搏量(由于降低的预负荷)，以及增大了心率(压力感受器介导的心动过速(baroreceptor-mediated tachycardia))。患有自主神经功能障碍或血容量不足的患者将无法有效利用这些代偿机制，并并因此会表现出直立性低血压。因此，这些患者可能具有响应于姿势转换的相对较低的心率变化和较高的压力减小。

在另一方面，姿势性心动过速综合征(POTS)是自初始坐姿开始采取直立姿势时心率的过度增加。POTS与直立性不耐受和交感神经过度活动的症状相关联。通常在不存在低血压的情况下，POTS可能与脑灌注不足相关联。在Wieling等人发表的如下文章中描述了POTS：“对自主神经病变的测试：直立动作和静态肌肉收缩之后的心率变化(Testing forAutonomic Neuropathy:Heart Rate Changes After Orthostatic Manoeuvres andStatic Muscle Contractions)”，临床科学(Clinical Science)(伦敦)，64(6):581-6,1983。

图12是示出根据本公开的用于确定生理参数对用力事件的响应的变化是否越过阈值的示例技术300的流程图。可以由以上结合图1-9讨论的植入式医疗设备(IMD)中的任何一个来实施技术300，因为这些IMD中的每一个被配置成包括至少一个加速度计(即，加速度计电路系统)、以及用于促使确定患者移动的通信和处理电路系统(参见图7和对应的描述)。更一般地，可以至少部分地通过本文描述的任何IMD和/或其他设备的处理电路系统来执行技术。

图12的技术包括：例如由处理电路系统监测根据受试者的移动而变化的信号、以及根据生理参数而变化的一个或多个其他信号(302)。处理电路系统可以使用加速度计监测第一感知信号，该第一感知信号根据受试者的移动而变化。第一感知信号可指示诸如姿势转换之类的用力事件。处理电路系统可以监测根据生理参数(诸如，心率或血压)而变化的第二感知信号。处理电路系统可以通过电极和/或感测电路系统来监测第二感知信号。

图12的技术进一步包括基于信号检测用力事件(304)。处理电路系统可以通过分析第一感知信号的模式、幅度和持续时间来检测用力事件。如果处理电路系统没有检测到用力事件，则处理电路系统可以继续监测信号。为了提高测量结果的准确性，技术300可能要求受试者在用力事件之前的前30分钟不进行身体活动。在前三十分钟期间的身体活动可以基本上改变生理参数对用力事件的响应。技术300可以通过使用来自加速度计的第一感知信号来定义“身体活动”。

如果处理电路系统检测到用力事件，则图12的技术进一步包括确定生理参数对用力事件的响应(306)。生理参数(诸如，心率、血压或呼吸)可以响应于例如在用力事件期间或紧接在用力事件之后增加。响应可以包括在用力事件之前的测量结果与在用力事件之后的测量结果的差异或百分比差异。技术300可以包括选择在用力事件之前的具有最小值的测量结果以及选择在用力事件期间或之后的具有最大值的测量结果。

图12的技术进一步包括确定响应随时间的变化是否越过(例如，超过和/或下降到低于)阈值(308)。响应随时间的变化可以是趋势，或者当前用力事件的测量结果与一个或多个先前用力事件的一个或多个先前测量结果(例如，先前测量结果的平均值或中值)之间的差异和/或比率。阈值可以是固定值，或者可以随时间变化。在一些示例中，可以基于一个或多个先前测量结果来确定阈值，使得确定响应随时间的变化是否越过阈值包括将当前响应与基于先前响应确定的阈值进行比较。

如果IMD确定响应的变化越过阈值，则图12的技术进一步包括向用户生成警报(310)。警报可以是听觉或视觉警报，并且可以包括IMD将信号传输到外部设备。该信号可以指示响应的变化越过阈值，以及响应的变化的相关细节。

图13是示出根据本公开的用于确定对坐-站转换的心跳响应的变化是否越过特定阈值的示例技术320的流程图。技术320可以是技术300的具体示例。可以由以上结合图1-9讨论的植入式医疗设备(IMD)中的任何一个来实施技术320，因为该IMD中的每一个被配置成包括至少一个加速度计(即，加速度计电路系统)、以及用于促使确定患者移动的通信和处理电路系统(参见图7和对应的描述)。更一般地，可以至少部分地通过本文描述的任何IMD和/或其他设备的处理电路系统来执行技术。

图13的技术包括监测一个或多个加速度计信号和一个或多个心电图信号(322)。加速度计信号可以指示受试者的移动。加速度计信号可以包括来自加速度计的三个信号，诸如，矢状、垂直和横向。心电图信号可以指示受试者的心率。

图13的技术进一步包括基于加速度计信号检测坐-站转换(324)。处理电路系统可以通过分析加速度计信号的模式、幅度和持续时间来检测坐-站转换。如果处理电路系统没有检测到坐-站转换，则处理电路系统可以继续监测加速度计信号。

在一些示例中，为了检测坐-站转换，处理电路系统标识加速度计信号(例如，矢状信号260)的基线。标识基线可以包括通过确定矢状轴信号1202的当前样本是否在基线(例如，0g)的某个数量的单位(例如，0.1g)内达至少某数量(例如，15)秒，来将信号的当前样本的值分配为值“0”。处理电路系统还通过例如确定加速度计信号的幅度是否增加超过阈值(例如0.2g)并随后在某个时间段(例如，在0.5s–5s内)内减小到小于基线，来标识站立的开始252和结束254。在一些示例中，处理电路系统还将加速度计信号的峰266标识为在转换的开始和结束之间发生的最大值。

如果处理电路系统检测到坐-站转换，则图13的技术进一步包括确定对坐-站转换的心率响应(326)。受试者的心率可紧接在坐-站转换之后增加。心率响应可以包括在用力事件之后期间的心率(例如，在该时段期间的最大心率)与在用力事件之前的心率之间的差异。

图13的技术进一步包括确定心率响应随时间的变化是否越过阈值(328)。响应随时间的变化可以是趋势，或者当前坐-站转换的心率响应与一个或多个先前用力坐-站转换的一个或多个先前测量结果(例如，先前测量结果的平均值或中值)之间的差异和/或比率。阈值可以是固定值，或者可以随时间变化。在一些示例中，可以基于一个或多个先前测量结果来确定阈值，使得确定响应随时间的变化是否越过阈值包括将当前响应与基于先前响应确定的阈值进行比较。例如，可以基于基线或其他先前坐-站转换心率响应测量结果的平均值或中值来确定阈值，该阈值由表示坐-转换心率响应测量结果的预期(预定的和可能经编程的)或观察到的变化性的值来修改。

在一些示例中，处理电路系统跟踪坐-站转换心率响应测量结果随时间的中值和变化性(例如，变化性系数(CV))，并且发出坐-站转换心率响应测量结果中的一个是异常值的警报。在一些示例中，坐-站转换心率响应测量结果的预期变化性可以是心脏响应于坐-站转换的15％到40％的增加。在一些示例中，阈值范围可以具有其他的百分比增加值，该其他的百分比增加值可以基于观察到的变化性来确定。在一些示例中，小于或下降到低于较低阈值或阈值范围界限，和/或大于或超过较高阈值或阈值范围界限的坐-站转换心率变化被认为是越过阈值的异常值。处理电路系统可以响应于阈值被越过而生成警报。

如果IMD确定心率响应的变化越过阈值，则图13的技术进一步包括向用户生成警报(330)。警报可以是听觉或视觉警报，或者IMD可以将信号传输到外部设备。该信号可以指示响应的变化越过阈值，以及响应的变化的相关细节，诸如，每个心率增加超过阈值的每分钟心跳数。

图12-13的流程图旨在示出IMD 10、外部设备30、医疗系统8以及本文描述的其他设备和系统的功能操作，并且不应被解释为反映实践所描述的方法所必需的软件或硬件的特定形式。结合本文中呈现的流程图所描述的方法可在非瞬态计算机可读介质中实施，该非瞬态计算机可读介质包括用于使可编程的处理器执行所描述的方法的指令。非瞬态计算机可读介质包括但不限于任何易失性或非易失性介质，诸如，RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPROM、闪存或其它计算机可读介质，其中唯一例外是瞬态传播信号。该指令可以由处理电路系统硬件实施为对一个或多个软件模块的执行，该一个或多个软件模块可由其自行执行或者与其他软件组合地执行。

图12-13所示的示例方法可以由本文描述的任何一个或多个设备执行，并且可以部分地由本文描述的任何一个或多个设备的处理电路系统执行，诸如，由IMD 10(其与ICD10A、ICM 10B、ICD 10C、IPD 10D、或任何其他IMD相对应)的处理电路系统160、外部设备30的处理电路系统200、服务器224的处理电路系统228执行。

可在一个或多个处理器内实施该技术的各个方面，该处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路系统、以及具体化在编程器(诸如，医生或患者编程器、电刺激器、或其他设备)中的这种部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种，或任何其他等效电路系统。

在一个或多个示例中，本公开中所描述的功能可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实施。如果以软件实施，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括形成有形的非瞬态介质的计算机可读存储介质。指令可由诸如一个或多个DSP、ASIC、FPGA、通用微处理器、或其他等效的集成或分立逻辑电路系统之类的一个或多个处理器执行。因此，如本文中所使用的术语“处理器”可指代前述结构或适合于实施本文中所描述的技术的任何其他结构的任何中的一个或多个。

另外，在一些方面，可在专用硬件和/或软件模块中提供本文所描述的功能。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由单独的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或单独的硬件或软件部件内。而且，可在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实施这些技术。本公开的技术可在各种广泛设备或装置中实施，该各种广泛设备或装置包括IMD、外部编程器、IMD和外部编程器的组合、驻留在IMD和/或外部编程器中的集成电路(IC)或IC组和/或分立电路系统。

示例性实施例

实施例1是一种用于基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康的方法，该方法包括由医疗设备系统的处理电路系统：

基于根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号来检测所述受试者的多个用力事件；

针对检测到的用力事件中的每一个，基于根据生理参数而变化的第二感知信号，确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应；

确定所述响应随时间的趋势越过阈值；以及

基于所述趋势越过所述阈值的确定结果而向用户生成警报。

实施例2是如实施例1所述的方法，进一步包括基于如下各项中的至少一项来确定所述阈值：所述生理参数对所述用力事件的一个或多个先前响应的平均值、中值或变化性的范围。

实施例3是如实施例2所述的方法，其中变化性的所述范围基于与所述生理参数对所述用力事件的所述一个或多个先前响应的平均值或中值的多个标准偏差。

实施例4是如实施例1至3中任一项所述的方法，其中所述第一感知信号包括加速度计信号，并且所述用力事件中的每一个包括所述受试者的常见姿势转换。

实施例5是如实施例4的所述方法，其中姿势转换中的每一个包括坐-站转换。

实施例6是如实施例1至5中任一项所述的方法，其中所述第一感知信号包括加速度计信号，并且所述用力事件中的每一个包括所述受试者的活动的超过阈值持续时间的一时段。

实施例7是如实施例1至6中任一项所述的方法，其中，所述用力事件包括坐-站转换、站-走转换、或在坐之后步行。

实施例8是如实施例1至7中任一项的所述方法，其中所述第二感知信号包括心电图信号，并且所述生理参数包括心率。

实施例9是如实施例1至8中任一项的所述方法，其中所述生理参数包括所述受试者的血压。

实施例10是如实施例1至9中任一项的所述方法，其中向所述用户生成所述警报包括将指示所述响应随时间的趋势越过所述阈值的信号传输到外部设备。

实施例11是一种医疗设备系统，其被配置成基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康，所述医疗设备系统包括：

感测电路系统，所述感测电路系统被配置成：

生成根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号；以及

生成根据所述受试者的生理参数而变化的第二感知信号；

处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：

基于所述第一感知信号检测所述受试者的多个用力事件；

针对检测到的用力事件中的每一个，基于所述第二感知信号确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应；

确定所述响应随时间的变化越过阈值；以及

响应于所述变化越过所述阈值的确定结果，向用户生成警报。

实施例12是如实施例11所述的医疗设备系统，其中所述第一感知信号包括加速度计信号，并且所述用力事件中的每一个包括所述受试者的常见姿势转换。

实施例13是如实施例12的所述医疗设备系统，其中姿势转换中的每一个包括坐-站转换。

实施例14是如实施例11至13中任一项所述的医疗设备系统，其中所述第一感知信号包括加速度计信号，并且所述用力事件中的每一个包括所述受试者的活动超过阈值持续时间的一时段。

实施例15是如实施例11至14中任一项所述的医疗设备系统，其中，所述用力事件包括坐-站转换、站-走转换、或在坐之后步行。

实施例16是如实施例11至15中任一项所述的医疗设备系统，其中，所述用力事件包括在坐之后站、在站着不动之后步行、或在坐之后步行。

实施例17是如实施例11至16中任一项的所述医疗设备系统，其中所述第二感知信号包括心电图信号，并且所述生理参数包括心率。

实施例18是如实施例11至17中任一项的所述医疗设备系统，其中所述生理参数包括所述受试者的血压。

实施例19是如实施例11至18中任一项所述的医疗设备系统，其中，所述处理器被配置成通过至少向外部设备传输信号来向所述用户生成所述警报，所述信号指示所述响应随时间的所述变化越过所述阈值。

实施例20是一种包括指令的非瞬态计算机可读存储介质，所述指令当由医疗设备系统的处理电路系统执行时，致使所述医疗设备系统执行如以上的实施例1至10中任一项所述的方法。

实施例21是一种医疗设备系统，其包括用于执行如实施例1至10中任一项所述的方法的装置。

实施例22是如实施例1至10中任一项所述的方法，其中所述受试者的所述生理参数对所述用力事件的响应包括所述生理参数的百分比变化。

实施例23是如实施例11至19中任一项所述的医疗设备系统，其中所述受试者的所述生理参数对所述用力事件的响应包括所述生理参数的百分比变化。

已经描述了本公开的各个方面。这些方面和其他方面落在所附权利要求的范围内。

Claims (15)

1.一种用于基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康的方法，所述方法包括由医疗设备系统的处理电路系统：

基于根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号来检测所述受试者的多个用力事件；

针对检测到的用力事件中的每一个，基于根据生理参数而变化的第二感知信号，确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应；

确定所述响应随时间的变化越过阈值；以及

基于所述变化越过所述阈值的确定结果而向用户生成警报。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括：基于所述生理参数对所述用力事件的一个或多个先前响应，确定所述生理参数对所述用力事件的当前响应的所述阈值。

3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，确定所述阈值包括基于如下各项中的至少一项来确定所述阈值：所述生理参数对所述用力事件的所述一个或多个先前响应的平均值、中值或变化性的范围。

4.如权利要求3所述的方法，其特征在于，变化性的所述范围基于与所述生理参数对所述用力事件的所述一个或多个先前响应的平均值或中值的多个标准偏差。

5.如权利要求1-4中任一项所述的方法，其特征在于，所述响应中的每一个包括量化所述生理参数响应于所述用力事件中的相应一个的变化的度量。

6.如权利要求1-5中任一项所述的方法，其特征在于，所述第一感知信号包括加速度计信号，并且所述用力事件中的每一个包括所述受试者的常见姿势转换。

7.如权利要求6所述的方法，其特征在于，所述姿势转换中的每一个包括坐-站转换。

8.如权利要求1-7中任一项所述的方法，其特征在于，所述第一感知信号包括加速度计信号，并且所述用力事件中的每一个包括所述受试者的活动超过阈值持续时间的一时段。

9.如权利要求1-8中任一项所述的方法，其特征在于，所述用力事件包括坐-站转换、站-走转换、或在坐之后步行。

10.一种医疗设备系统，其被配置成基于对体力运用的生理响应来监测受试者的健康，所述医疗设备系统包括：

感测电路系统，所述感测电路系统被配置成：

生成根据所述受试者的移动而变化的第一感知信号；以及

生成根据所述受试者的生理参数而变化的第二感知信号；

处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：

基于所述第一感知信号检测所述受试者的多个用力事件；

针对检测到的用力事件中的每一个，基于所述第二感知信号确定所述受试者的所述生理参数对用力事件的响应；

确定所述响应随时间的变化越过阈值；以及

响应于所述变化越过所述阈值的确定结果，向用户生成警报。

11.如权利要求10所述的医疗设备系统，其特征在于，进一步包括容纳所述感测电路系统和所述处理电路系统的壳体，其中所述壳体被配置用于植入在人体内。

12.如权利要求10或11所述的医疗设备系统，其特征在于，进一步包括存储器，所述存储器被配置成存储所述阈值和指示响应随时间的所述变化基线变化的数据。

13.如权利要求10-12中任一项所述的医疗设备系统，其特征在于，所述处理器进一步被配置成基于所述生理参数对所述用力事件的一个或多个先前响应来确定所述生理参数对所述用力事件的当前响应的所述阈值。

14.如权利要求13所述的医疗设备系统，其特征在于，所述处理器被配置成至少通过以下方式来确定所述阈值：基于所述生理参数对所述用力事件的所述一个或多个先前响应的平均值、中值或变化性的范围中的至少一者来确定所述阈值。

15.如权利要求14所述的医疗设备系统，其特征在于，变化性的所述范围基于与所述生理参数对所述用力事件的所述一个或多个先前响应的平均值或中值的多个标准偏差。