CN112087967A - 针对心力衰竭管理的感测 - Google Patents

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Abstract

在一些示例中，确定心力衰竭状态包括使用被配置用于皮下植入并且包括多个电极和光学传感器的植入式医疗设备。包括所述设备的系统的处理电路系统可以基于从至少一个光学传感器接收到的信号为患者确定当前组织氧饱和度值，基于从电极接收到的皮下组织阻抗信号为患者确定当前组织阻抗值，以及基于皮下组织阻抗信号和从光学传感器接收到的信号中的至少一个以及从电极接收到的心脏电描记图信号来为患者确定当前脉搏传导时间值。处理电路系统可以进一步将当前组织氧饱和度值、当前组织阻抗值、和当前脉搏传导时间值与对应的基线值进行比较，并基于该比较来确定患者的心力衰竭状态。

Description

针对心力衰竭管理的感测
技术领域
本公开总体上涉及医疗设备系统，并且更具体地，涉及被配置成监测患者参数的医疗设备系统。
背景技术
某些类型的植入式医疗设备(IMD)可用于监测患者的一个或多个生理参数，诸如与心功能相关联的生理参数。这样的IMD可以包括检测与这样的生理参数相关联的信号(例如，心脏去极化或组织阻抗)的传感器，或者可以是包括所述传感器的系统的一部分。基于这样的信号确定的值可以用于帮助检测心脏病症(诸如，心力衰竭)的变化，评估治疗的功效、或总体上评估心脏健康。
监测与患者的心力衰竭病症有关的生理参数的植入式设备可以评估与生理参数相关联的值，诸如以确定该值是否满足阈值或已经改变。满足阈值或已经改变的值可指示对患者进行的治疗未有效地管理患者的心力衰竭病症。
发明内容
总体而言，本公开涉及用于确定患者的心力衰竭状态的技术。这些技术可包括执行与患者的心脏功能的各方面相关联的评估，并基于该评估的结果确定患者的血液动力学概况(profile)。这样的血液动力学概况可以指示患者的心力衰竭状态(例如，患者的心力衰竭状态是稳定还是在进展)，并且可以帮助指导治疗选择。
当患者因急性心力衰竭症状而出现在医疗机构时，临床医生可以通过观察替代(surrogate)参数来执行与患者的心功能的各方面(诸如，前负荷、后负荷和灌注)相关联的评估。例如，为了评估前负荷(对心脏充盈能力的衡量)，临床医生可以观察患者的充血迹象，诸如，外周水肿、颈静脉扩张、腹腔积水或其他。为了评估后负荷(对血管阻力的衡量)，临床医生可以使用血压测量结果作为替代参数来确定患者的血管阻力是否较高，并因此指示血管收缩。为了评估灌注(对供应量或心输出量与代谢需求或体表面积的指示)，临床医生可观察患者的外周灌注不足的迹象，诸如，四肢冷汗、少尿、精神错乱、头晕、四肢麻木和刺痛。基于这些评估的组合结果，临床医生可以标识患者的血液动力学概况(例如，充血+血管收缩+充分灌注)，并根据血液动力学概况来制定治疗。这种治疗可包括药物治疗，以补偿由患者的心力衰竭病症引起的心功能丧失。此后，患者可以从医疗机构出院，并得到继续进行处方治疗和安排定期临床医生就诊的指令。
然而，由于一个或多个原因，患者的心力衰竭病症(其可以是在通过治疗被充分地管理时处于慢性但稳定失代偿的状态)可变得不稳定和急性失代偿，即不再能通过临床医生就诊之间的治疗被充分地管理。例如，心脏病的进行性性质可导致在先前的临床医生就诊时未表现出充血的患者在两次就诊之间变得充血，这可能是由于在HF进展中出现的生理性心脏重塑而导致的。或者，可以消除或引入诸如非处方药摄入之类的混杂因素，从而导致血管收缩的变化。在任何这种情况下，患者可在两次就诊之间出现症状并急性失代偿。在一些示例中，这种急性失代偿可导致住院或其他不良医疗事件。因此，心力衰竭患者的临床结果将受益于在临床医生就诊之间更新患者的血液动力学概况和心力衰竭状态的方法，这进而可以使得能够预测可能发生的急性失代偿和住院的可能性。响应这种预测，可以调整对患者的治疗(例如，通过修改药物治疗方案)，这可有助于降低患者发生急性失代偿和住院的可能性。
然而，基于对充血(高血容量)、外周灌注和血管阻力的替代参数的观察来评估患者的心力衰竭状态可仅限于临床或医院环境。例如，这样的评估可要求患者在非临床环境中无法获得的医学专业知识。因此，可以使用一种或多种医疗设备(诸如，本文所述的皮下植入式医疗设备)来执行在临床医生就诊之间更新患者的血液动力学概况的方法。
因此，本文描述的技术可包括自动检测和监测与通过一个或多个医疗设备可测得的与心功能相关联的参数，所述一个或多个医疗设备可包括皮下植入式医疗设备，它们在某些情况下可以是无引线的。与临床医生的评估一样，这些参数可指示充血、外周灌注以及血管阻力或血压。当放在一起考虑时，对患者的心功能的这一三部分评估可以提供患者的心力衰竭状态是否已改变的可靠指示，这可有助于检测或评估患者急性失代偿的可能性并主动修改患者的治疗。因为本文所述的方法旨在由一个或多个医疗设备在临床医生就诊之间执行，所以此类方法可以使用传感器(诸如，电极和光学传感器)来监测患者的心功能的某些参数，以代替临床医生观察到的迹象。
例如，代替评估充血的外部迹象，本文描述的方法中的一些包括确定皮下组织阻抗值(Z)，它是充血的替代。代替评估外周灌注的迹象，本文描述的方法中的一些包括确定组织氧饱和度(StO2)值，它提供心输出量和外周灌注的替代。代替经由血压测量评估血管阻力，本文描述的方法中的一些包括确定脉搏传导时间(PTT)值。应当注意，尽管不是严格等同的，但是血管阻力和血压可以互换地描述为可通过PTT评估。在一些示例中，PTT可以用于确定脉搏波速度(PWV)的衡量，PTT指示脉搏波(例如，ECG信号的脉搏波)行进经过患者体内的可估计距离所花费的时间。在这样的示例中，脉搏波行进的可估计距离可以除以所确定的PTT值以获得PWV值。在评估血管阻力时，可以使用PWV值代替PTT值或除了PTT值之外使用PWV值，但是，对于给定的患者，可以将可估计距离假定为恒定，并且PTT的变化被视为表示PWV的变化。为了清楚起见，本文描述的技术被描述为基于PTT评估血管阻力。
Z、StO2或PTT的当前值与对应基线值的比较可用于确定患者的心力衰竭病症的状态，诸如该病症是稳定的还是已发生变化(例如，有进展或恶化)。在本文描述的技术中，一个或多个IMD可以确定患者的心力衰竭状态，并将心力衰竭状态传输到远程计算机或患者体外的其他设备。在某些情况下，患者的心力衰竭状态可指示患者是否充血、灌注不足或血管收缩，并可进一步指示患者失代偿或住院的可能性。远程计算机随后可以将针对医疗干预的指令(例如，用于改变药物治疗方案的指令)传输到由患者或护理人员所使用的用户设备。通过这种方式，可以在两次临床医生就诊之间根据需要修改患者的心力衰竭治疗，这可以帮助避免不良医学事件，诸如，复发症状或住院。
在临床医生参与确定针对医疗干预的指令的示例中，本文所述的技术可以使临床医生能够通过考虑患者的Z值、StO2值或PTT值的生理原因的相互关联性质来作出有关医疗干预的确定。例如，Z值的下降趋势可指示患者出现充血的可能性增大，但是临床医生可仅在此基础上对修改患者的药物治疗方案犹豫不决。然而，通过附加地提供StO2值和PTT值，本文所述的技术可以使临床医生能够确定对用于解决潜在的充血的患者的药物治疗方案的特定修改(例如，增加利尿药的剂量)是否是可取的。以这种方式，本文所述的技术可以增大临床医生在开具特定医疗干预时的信心，这可以导致改善的患者临床结果。
在一个示例中，一种用于使用被配置用于在患者的胸腔外部皮下植入的植入式医疗设备来确定患者的心力衰竭状态的方法，该植入式医疗设备包括多个电极和至少一个光学传感器，该方法包括通过包括植入式医疗设备的医疗设备系统的处理电路系统来执行以下各项：基于从至少一个光学传感器接收到的信号，确定患者的当前组织氧饱和度值；基于从多个电极中的第一至少两个电极接收到的皮下组织阻抗信号，来确定患者的当前组织阻抗值；基于皮下组织阻抗信号和从至少一个光学传感器接收到的信号中的至少一个以及从多个电极中的第二至少两个电极接收到的心脏电描记图信号，来确定患者的当前脉搏传导时间值；将当前组织氧饱和度值、当前组织阻抗值、和当前脉搏传导时间值与基线组织氧饱和度值、基线组织阻抗、和基线脉搏传导时间值中的对应值进行比较；并基于该比较来确定患者的心力衰竭状态。
在另一示例中，一种用于使用被配置用于在患者的胸腔外部皮下植入的植入式医疗设备来确定患者的心力衰竭状态的系统，该系统包括：该植入式医疗设备，该植入式医疗设备包括至少一个光学传感器；以及多个电极；以及处理电路系统，该处理电路系统被配置成用于：基于从至少一个光学传感器接收到的信号，确定患者的当前组织氧饱和度值；基于从多个电极中的第一至少两个电极接收到的皮下组织阻抗信号，来确定患者的当前组织阻抗值；基于皮下组织阻抗信号和从至少一个光学传感器接收到的信号中的至少一个以及从多个电极中的第二至少两个电极接收到的心脏电描记图信号，来确定患者的当前脉搏传导时间值；将当前组织氧饱和度值、当前组织阻抗值、和当前脉搏传导时间值与基线组织氧饱和度值、基线组织阻抗、和基线脉搏传导时间值中的对应值进行比较；并基于该比较来确定患者的心力衰竭状态。
在另一示例中，一种用于使用被配置用于在患者的胸腔外部皮下植入的植入式医疗设备来确定患者的心力衰竭状态的系统，该系统包括该植入式医疗设备，该植入式医疗设备包括：至少一个光学传感器；多个电极；以及处理电路系统，该处理电路系统被配置成用于：基于从至少一个光学传感器接收到的信号，确定患者的当前组织氧饱和度值；基于从多个电极中的第一至少两个电极接收到的皮下组织阻抗信号，来确定患者的当前组织阻抗值；基于皮下组织阻抗信号和从至少一个光学传感器接收到的信号中的至少一个以及从多个电极中的第二至少两个电极接收到的心脏电描记图信号，来确定患者的当前脉搏传导时间值；确定当前组织氧饱和度值与基线组织氧饱和度值之间的差异是否满足与患者的组织灌注状态变化相关联的组织氧饱和度阈值；确定当前组织阻抗值与基线组织阻抗值之间的差异是否满足与患者的充血状态变化相关联的组织阻抗阈值；确定当前脉搏传导时间值与基线脉搏传导时间值之间的差异是否满足与患者的血压状态变化相关联的阈值脉搏传导时间值；基于当前组织氧饱和度值与基线组织氧饱和度值之间的差异、当前组织阻抗值与基线组织阻抗值之间的差异、以及当前脉搏传导时间与基线脉搏传导时间之间的差异中的至少一项，来确定患者的心力衰竭状态；并将患者的心力衰竭状态传输到远程计算机；以及所述远程计算机，其中所述远程计算机包括被配置成用于以下各项的处理电路系统：接收由植入式医疗设备的处理电路系统传输的患者的心力衰竭状态；并将针对医疗干预的指令传输到用户设备。
在另一示例中，一种用于确定患者的心力衰竭状态的系统包括：用于基于从至少一个光学传感器接收到的信号来确定患者的当前组织氧饱和度值的装置；用于基于从多个电极中的第一至少两个电极接收到的皮下组织阻抗信号来确定所述患者的当前组织阻抗值的装置；用于基于皮下组织阻抗信号和从至少一个光学传感器接收到的信号中的至少一个以及从多个电极中的第二至少两个电极接收到的心脏电描记图信号来确定患者的当前脉搏传导时间值的装置；用于将当前组织氧饱和度值、当前组织阻抗值、和当前脉搏传导时间值与基线组织氧饱和度值、基线组织阻抗、和基线脉搏传导时间值中的对应值进行比较的装置；以及用于基于该比较来确定患者的心力衰竭状态的装置。
在另一示例中，一种非瞬态计算机可读介质存储指令，该指令用于使处理电路系统执行一种方法，该方法用于使用被配置用于在患者的胸腔外皮下植入的植入式医疗设备来确定患者的心力衰竭状态，该植入式医疗设备包括多个电极和至少一个光学传感器，该方法包括：基于从至少一个光学传感器接收到的信号，确定患者的当前组织氧饱和度值；基于从所述多个电极中的第一至少两个电极接收到的皮下组织阻抗信号，来确定患者的当前组织阻抗值；基于皮下组织阻抗信号和从至少一个光学传感器接收到的信号中的至少一个以及从多个电极中的第二至少两个电极接收到的心脏电描记图信号，来确定患者的当前脉搏传导时间值；将当前组织氧饱和度值、当前组织阻抗值、和当前脉搏传导时间值与基线组织氧饱和度值、基线组织阻抗、和基线脉搏传导时间值中的对应值进行比较；并基于该比较来确定患者的心力衰竭状态。
在另一示例中，一种用于确定患者的心力衰竭状态的系统包括：被配置成监测患者的一个或多个参数的一个或多个传感器；以及处理电路系统，该处理电路系统被配置成：基于从一个或多个传感器接收到的一个或多个信号，来确定患者的一个或多个参数的当前值，所述一个或多个参数包括针对充血的替代参数、针对组织灌注的替代参数、以及针对血压的替代参数；将针对充血的替代参数的当前值、针对组织灌注的替代参数的当前值以及针对血压的替代参数的当前值与针对充血的替代参数的基线值、针对组织灌注的替代参数的基线值、以及针对血压的替代参数的基线值中的对应值进行比较；并基于该比较来确定患者的心力衰竭状态。
本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。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是示出与患者结合的包括无引线植入式医疗设备和外部设备的医疗设备系统的示例的概念图；
图2是示出图1的医疗设备系统的无引线植入式医疗设备的示例配置的概念图；
图3是示出图1的无引线植入式医疗设备的示例配置的另一视角的功能框图；
图4A和图4B是示出基本上类似于图1的植入式医疗设备的其他示例无引线植入式医疗设备的框图；
图5是示出包括外部设备(诸如服务器)、以及经由网络耦合到图1的无引线植入式医疗设备和图1的外部设备的一个或多个计算设备的示例系统的框图；
图6是示出示例技术的流程图，该示例技术用于基于当前组织氧饱和度值、阻抗值、和脉搏传导时间值与对应基线值的比较来确定患者的心力衰竭状态，并将该心力衰竭状态传输到远程计算机；
图7是示出用于确定图6的组织阻抗、组织氧饱和度和脉搏传导时间的基线值或当前值的示例技术的流程图；
图8是示出用于确定当前诊断分数并基于当前诊断分数与基线诊断分数的比较来确定患者的更新的心力衰竭状态的示例技术的流程图；
图9是示出用于远程计算机基于从图1的无引线植入式医疗设备接收到的心力衰竭状态来确定针对医疗干预的指令并将该指令传输到用户界面的示例技术的流程图；
图10是示出用于基于患者组织氧饱和度和脉搏传导时间的趋势来确定针对高血容量患者的适当医学干预的示例技术的流程图；
图11是示出用于基于患者组织氧饱和度和脉搏传导时间的趋势来确定针对低血容量患者的适当医学干预的示例技术的流程图；以及
图12是示出用于基于患者组织氧饱和度和脉搏传导时间的趋势来确定针对视容量(optivolemic)患者的适当医学干预的示例技术的流程图。
具体实施方式
总体而言，本公开描述了与基于由一个或多个医疗设备监测的与心功能相关联的生理参数来确定患者的心力衰竭状态有关的示例技术。皮下IMD可以在示例技术中的一些中使用并且可以被配置用于放置在患者躯干的皮肤下方，诸如在皮肤和胸肌之间。在一些示例中，处理电路系统可以基于由例如皮下IMD的多个电极和一个或多个光学传感器检测到的信号来确定患者的当前Z值、StO2值和PTT值。在一些示例中，IMD可以是无引线的，并且光学传感器和电极可以与IMD的壳体集成和/或连接到IMD的壳体。
处理电路系统可以将当前的Z值、StO2值和PTT值与对应的基线值进行比较，这些基线值可以存储在IMD的存储器中。基于当前值和基线值之间的差异，处理电路系统可以确定患者的心力衰竭状态的当前血液动力学概况。例如，处理电路系统可以确定患者的心功能和/或补偿状态已经发生变化，并将心力衰竭状态传输到远程计算机。进一步构想的是，在一些示例中，远程计算机可以基于心力衰竭状态将针对医疗干预的指令传输到用户设备。
监测心功能的一个或多个方面的技术(诸如，通过测量经胸阻抗和/或PTT)不提供可通过Z、StO2和PTT的组合评估获得的对患者的心力衰竭状态的可靠评估。确实，血液动力学概况因这三个参数中的一个而变化的两名患者可能具有不同的心力衰竭状态，并因此具有不同的治疗要求。例如，两个患者各自可以具有反映充血和非血管收缩的阻抗值和PTT值。然而，第一位患者的StO2值可反映充分外周灌注，而第二位患者的StO2值可反映外周灌注不足。因此，第一位患者的血液动力学概况可以被表征为“暖且湿”(即，充分地灌注和充血)，而第二位患者的血液动力学概况是“冷且湿”(即，不充分地灌注和充血)。这两名患者的预后和治疗要求基于其不同的外周灌注状态而是不同的。例如，“冷且湿”患者可能面临急性失代偿的较高风险，并且需要向下滴定β受体阻滞剂以帮助提高心率，而“暖且湿”患者可能需要不同的治疗修改。因此，仅监测组织阻抗和/或PTT可能不足以完全评估患者的心力衰竭状态以便预测不良医疗事件(例如，急性失代偿或住院)和标识适当的治疗选项。
用于监测心功能的各种技术可能或多或少具有侵入性和/或容易不准确。例如，感测经胸阻抗值或利用从放置在胸腔内(诸如，心脏内)的引线上的电极获得的信号产生ECG可比经由皮下IMD感测参数(例如，Z、StO2和PTT)更具侵入性。一些方法可以使用被定位于患者外周部位处的电极或光学传感器来监测诸如PTT之类的参数。然而，基于来自位于外周的传感器的信号而确定的值可能比由居中放置(例如，在胸腔外皮下放置)的传感器所确定的值更容易出现由患者运动所生成的运动伪迹。此外，基于外周传感器的PTT测量技术可要求多个测量设备被一起同步，这可提供额外的测量不准确的机会。此外，虽然用于监测心功能的其他方法可以包括如果测量结果满足阈值则生成警报，但是这种方法的局限性在于它们不包括基于这些警报向患者提供指令以用于医疗干预。
在本文所述的一些示例技术中，可以使用皮下植入式设备确定患者的血液动力学概况和心力衰竭状态，该皮下植入式设备被配置成从可处于患者胸肌附近的单个位置测量Z、StO2和PTT中的全部三个。可以以预定间期(诸如，每小时或每天)重复此类测量。该设备随后可以：基于Z、StO2和PTT的当前值和基线值来确定患者的心力衰竭状态，并经由无线通信将心力衰竭状态传输到远程计算机，该远程计算机随后可以将针对医疗干预的指令传输到用户设备(例如，与患者或护理人员定位在一起的智能手机或平板电脑)。因此，在某些情况下，本文所述的技术可以有利地以规律间期提供对患者的心力衰竭状态的可靠而准确的评估，并可以启用在临床医生就诊之间对患者的治疗的修改，这进而可以提供改善的临床效果。
图1示出了根据本文描述的某些示例的装置和方法的与患者4和心脏6相结合的示例医疗设备系统2的环境。该示例技术可以与无引线皮下植入式医疗设备(IMD)10一起使用，该IMD 10可以与外部设备12进行无线通信。在一些示例中，IMD 10可以被植入在患者4的胸腔外部(例如，在图1所示的胸部位置的皮下)。IMD 10可以被定位在心脏6水平附近或正下方的胸骨附近，例如至少部分地在心脏轮廓内。在一些示例中，IMD 10可以采取从爱尔兰都柏林的美敦力公司可获得的Reveal LINQTM插入式心脏监测器(ICM)的形式。外部设备12可以是被配置在诸如家庭、诊所或医院之类的环境中使用的计算设备，并且可以被进一步配置成经由无线遥测与IMD 10通信。例如，外部设备12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
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在一些示例中，外部设备12可以包括编程器、外部监测器或诸如智能电话或平板电脑之类的消费者设备。
IMD 10可以包括多个电极和一个或多个光学传感器，这些电极和传感器共同检测信号，该信号使例如IMD 10的处理电路系统能够确定患者4的皮下Z、StO2和PTT的当前值，并基于这些值确定患者4的心力衰竭状态。例如，多个电极可以被配置成检测指示IMD 10周围的组织中的细胞外或血管外流体的Z值的信号。因此，在一些示例中，Z值可以指示由于充血而导致的外周水肿的存在。IMD 10的处理电路系统可以使用IMD周围的组织的Z值来确定患者4的充血状态。在一些示例中，IMD 10的处理电路系统还可以使用Z值结合由多个电极检测到的ECG信号来确定患者4的PTT值。在其他示例中，IMD 10的处理电路系统可以使用由定位于IMD 10的表面上的一个或多个光学传感器检测到的信号结合ECG信号来确定PTT值。IMD 10的处理电路系统还可使用由一个或多个光学传感器检测到的信号来确定患者4的StO2值。
在确定患者4的Z、StO2和PTT的当前值之后，例如IMD 10的处理电路系统可以将这些当前值与例如存储在IMD 10的存储器中的对应基线值进行比较，以确定它们之间的差异。如果当前值中的一个或多个与对应基线值之间的差异满足阈值，则处理电路系统可以确定患者4的心力衰竭状态相对于基线值被建立的时间已经改变。不管任何这种差异是否满足阈值，IMD 10都可以将患者4的心力衰竭状态无线传输到外部设备12。心力衰竭状态可以包括患者4的诊断分数，该诊断分数可以与患者4将在一定时间段内急性失代偿并需要住院的可能性相关联。IMD 10可以以预定的间期(诸如，每天、每周、或以任何其他期望的时段)将患者4的心力衰竭状态传输到外部设备12。
在一些示例中，IMD 10确定患者4的心力衰竭状态的间期与IMD 10将心力衰竭状态传输到外部设备12的间期相同。在其他示例中，IMD 10可以比IMD 10向外部设备12传输心力衰竭状态更频繁地确定患者4的心力衰竭状态。通过比传输心力衰竭状态更频繁地确定心力衰竭状态，用于确定心力衰竭状态的技术的准确性可以通过消除离群值测量来提高。例如，只有当一定数量或比例的先前结果满足阈值时，IMD 10才可以确定患者4的当前Z、StO2和PTT与对应基线之间的差异满足阈值。在其他示例中，当前值满足阈值的单个事件可足以使IMD 10确定患者4的心力衰竭状态已发生变化。在一些示例中，临床医生可以根据诸如患者4的个体病症之类的因素来配置IMD 10对某些类型的值的灵敏度，这些类型的值在植入IMD 10时或之后满足阈值。如以下所讨论的，临床医师可以配置IMD 10的操作的若干方面，以帮助实现对诸如患者4之类的个体患者的改善的监测和临床结果。
在将IMD 10植入图1所示的皮下位置时或之后，临床医生可以配置IMD 10的一个或多个方面。在一些示例中，临床医生可以使用常规评估来建立Z、StO2和PTT的基线值。例如，临床医生可以使用听诊器听取充血，通过碳氧血氧测量仪(co-oximeter)测量进行动脉和静脉血液绘制以评估灌注，并施加血压袖带以近似估计血管阻力。此外，临床医生可以完成对患者4的充血状态、外周灌注状态和血管阻力状态的标准检查和评估。例如，临床医生可以标识是否存在充血以及充血到什么程度。临床医生随后可以使用平板电脑或其他智能设备上的应用程序，以将Z、StO2和PTT的根据经验确定的基线值连同患者4的关于充血、外周灌注以及血管阻力的状态一起输入到IMD 10的存储器中。
在其他示例中，代替使用上述常规评估确定Z、StO2和PTT的基线值，临床医生可以对患者4的充血状态、外周灌注状态和血管阻力状态进行标准检查和评估。基于此评估的结果，以及可选地基于与患者4相对应的其他数据，临床医生可以为患者4选择Z、StO2和PTT的基线值。此类值的列表或表格可以由临床医生平板电脑或其他智能设备上的应用程序呈现，或者可以是从集中式数据库中可获取的。一旦临床医生为患者4选择了适当的基线值，他或她就可以使用该应用程序将这些值存储在IMD 10中。
在又其他示例中，IMD 10可以被配置成在植入患者4体内之后进行学习阶段，在该学习阶段中IMD 10基于由IMD 10在一时间段内收集到的值，来确定患者4的Z、StO2和PTT的基线值(其中基线值PTT是基于基线心脏电描记图信号加上基线光信号或基线Z而确定的)，并将这些值存储在IMD 10的存储器中。例如，IMD 10可以相对频繁地(例如，每小时地或一天若干次地)测量Z、StO2和PTT达一时间段(例如，一周或更长时间)，以确定患者4的病症稳定并且没有急性失代偿的时段期间的基线值。
由于心力衰竭是一种进行性疾病，因此与患者4相关联的基线、阈值和事件标识符的值也可以周期性地更新。例如，IMD 10可以每月、每季度、每年、或在任何其他适当时期期满时进行新的学习阶段。新的学习阶段可以基于患者4的更新的心力衰竭状态产生与基线、阈值和证据水平中的一个或多个相关联的新值。在其他示例中，临床医生可以对IMD 10进行编程以根据需要，诸如在患者4经历的健康事件之后，更新这样的值，该健康事件可能会影响这些值对患者4的心力衰竭状态的适用性。
在一些示例中，IMD 10可以基于在训练时段期间收集的Z值、StO2值和PTT值的平均值来确定基线值。在其他示例中，IMD 10可以在确定基线值之前拒绝在训练时段期间收集的离群值，但是IMD可以使用根据所收集的值确定基线值的其他方法。在IMD 10使用训练时段来确定基线值的一些示例中，临床医生也可以对患者4的充血状态、外周灌注状态、和血管阻力状态进行标准检查和评估，并将这些值存储在IMD 10中。
除了确定患者4的Z、StO2和PTT的基线值之外，IMD 10或临床医生还可以确定患者4的Z、StO2和PTT的阈值并将阈值存储在IMD 10的存储器中。在一些示例中，阈值可以指示Z、StO2或PTT中的一个的当前值与指示患者4的心力衰竭状态可能已经改变的对应基线值之间的差值。例如，IMD 10对患者4的心力衰竭状态的确定可以至少部分地基于Z、StO2或PTT的当前值与对应的基线值之间的差异中的任一个是否满足阈值。
IMD 10可以诸如在IMD 10的训练时段期间针对Z、StO2和PTT中的每一个的许多不同基线值中的每一个确定阈值。在一些示例中，IMD 10可以自动地将特定阈值与患者4的Z、StO2或PTT中的一个的特定基线值关联。在其他示例中，IMD 10可以部分基于为患者4确定的其他基线的值来确定Z、StO2或PTT中的一个的阈值。例如，如果患者4的基线Z值指示患者4充血，则相比于基线Z值未指示患者4充血的情况，IMD 10可以为StO2选择更低的阈值。以此方式，IMD 10对心力衰竭状态的确定可能对急性失代偿的总体风险较高或急性失代偿对健康有较大影响的患者更为敏感。在其他示例中，临床医生可以基于临床医生已知的其他考虑因素来选择对IMD 10进行编程，以应用比IMD 10的处理电路系统选择的阈值相对更高或更低的阈值。
不管Z、StO2和PTT的阈值是在训练时段期间由IMD 10的处理电路系统确定的还是由临床医生确定的，都可以在植入IMD 10之后一次或多次更新此类阈值。例如，可以在患者4经历急性失代偿或住院事件之后更新阈值，所述急性失代偿或住院事件可以指示患者4的心力衰竭病症的一个或多个参数已经发展或以其他方式改变。或者，可以在一时间段期满时(例如，植入IMD 10之后每周、每月或每年)更新阈值。对阈值的这种更新可以由IMD 10的处理电路系统自动执行，或者由临床医生手动执行。在任何这样的示例中，可以基于先前时间段期间的Z、StO2和PTT的当前值中的一个或多个的趋势来确定更新的阈值。以这种方式，可以根据需要修改在本文描述的技术中使用的阈值，以考虑患者4的血液动力学概况的变化。
除了确定Z、StO2或PTT的任何当前值与对应基线值之间的差异是否满足一个或多个阈值之外，IMD 10还可以基于Z、StO2和PTT的当前值确定患者4的诊断分数。诊断分数可以是与患者4将在一定时间段内急性失代偿和/或需要住院的可能性相关联的值(例如，数值)，而与Z、StO2或PTT的任何当前值与对应基线值之间的差异是否满足一个或多个阈值无关。在一些示例中，如果一个或多个这样的差异满足阈值，则可以进一步增大患者4的诊断分数。
IMD 10可以至少部分地基于可以与心力衰竭的各种参数的值相关联的证据水平的值来确定患者4的诊断分数。在一些示例中，可以基于对一个或多个患有心力衰竭病症的患者群体的评估来确定这种证据水平。诊断分数可以包括与一个或多个证据水平相关联的一个或多个值，其中每个证据水平与心力衰竭的参数的值相关联。例如，对患者群体的评估可以将参数(例如，充血、灌注不足、血管收缩/血管舒张)分类为在不同的严重性水平处发生。每个参数的每个严重性水平可以被表征为与数值相关联的“证据水平”，并且可以记录每个证据水平的患者结果(例如，先前的患者群体数据)。根据患者的结果，可以对与证据水平相关联的数值进行加权，以反映其对患者结果的预测价值。
IMD 10可基于与患者4的Z、StO2和PTT的当前值相关的证据水平的组合来确定与患者4的心力衰竭状态相关联的诊断分数。例如，诊断分数可以基于先前的群体数据(例如，与证据水平相关联的数据)与患者4特有的测量结果(例如，患者4的Z、StO2或PTT的当前值)的集成(integration)，诸如通过使用贝叶斯统计或机器学习的其他方法。在一些示例中，将使用临床医生打分的先前群体数据训练的算法被应用于患者特有的参数测量结果(诸如Z、StO2或PTT的当前值)，以确定诊断分数。在一些示例中，基于证据水平的组合确定的诊断分数可以指示患者4经历与证据水平相关联的心力衰竭的对应参数中的每一个参数的变化的可能性。例如，与Z的当前值相关联的证据水平可以指示患者4在诊断分数所基于的先前时间段期间经历充血状态变化的可能性为X％。类似地，与StO2或PTT的当前值相关联的证据水平可以指示患者4在先前时间段期间经历组织灌注状态或血压状态中的相应一者的变化的可能性为Y％或Z％。在一些示例中，可以基于患者4的当前值和对应的基线值之间的差异中有多少满足相关联的阈值来向上或向下调整诊断分数。此外，临床医生可以根据患者4的个体病症或病史，手动修改由IMD 10分配给针对不同的测得参数的证据水平的权重。例如，临床医生可以基于患者4的病史中的事件来手动修改IMD 10分配的权重中的一个或多个，所述事件诸如是，因心力衰竭、药物变化、收缩性心力衰竭历史、高血压、呼吸道疾病(例如，COPD)、糖尿病、心房纤颤、肾衰竭、一种或多种血液疾病(例如，贫血)、一种或多种睡眠疾病(例如，睡眠呼吸暂停)等等而入院。在任何这样的示例中，与参数Z、StO2和PTT相关联的证据水平可以存储在IMD 10的存储器中。
在一些示例中，如上所述的诊断分数可以是与患者4的心力衰竭状态相关联的基线诊断分数。因为心力衰竭是一种进行性疾病，所以IMD 10可以以规律的间期周期性地确定患者4的更新的心力衰竭状态。在一些示例中，IMD 10可以通过迭代地执行上述方法来确定患者4的更新的心力衰竭状态。在其他示例中，由IMD 10确定的患者4的更新的心力衰竭状态可以至少部分地基于对患者4的当前诊断分数的确定、以及当前诊断分数与患者4的先前确定的诊断分数(例如，基线诊断分数)的比较。
在这样的示例中，IMD 10可以通过组合与患者4的Z、StO2和PTT的当前值相关联的加权值来确定患者4的当前诊断分数。例如，IMD 10可以确定Z、StO2和PTT中的每一个的当前值与患者4的对应基线值之间的差异。IMD 10随后可以为当前值和对应基线值之间的差异中的每一个确定加权值。在一些示例中，IMD 10可以基于诸如患者4的病史之类的因素将权重分配给差值，所述病史可以包括以上关于临床医生手动修改权重中的一个或多个示例的示例所描述的病史事件中的一个或多个。例如，患者4可具有变得充血的病史，这可指示患者4将来易于变得充血。或者，基于群体的数据可指示，与患者4具有相同或相似基线值概况的患者可特别有可能变得充血(或不充分地灌注或血管收缩/血管舒张)。在一些示例中，由IMD 10分配给差值的权重可以具有负值，诸如，如果患者4的病史或基于群体的数据指示患者4不太可能变得充血(或不充分地灌注或血管收缩/血管舒张)。IMD 10随后可以组合当前值与基线值之间的差异的加权值，以得出患者4的当前诊断分数。
在一些示例中，IMD 10可以将当前诊断分数与患者4的基线诊断分数进行比较，其中基线诊断分数可在IMD 10确定患者4的心力衰竭状态的方法的先前迭代期间被确定。IMD10随后可以基于基线诊断分数与当前诊断分数的比较来确定患者4的更新的心力衰竭状态，并且将更新的心力衰竭状态传输到远程计算机(例如，外部设备12)。外部设备12或另一台远程计算机随后可以将针对医疗干预的指令(例如，药物治疗方案的改变、或安排临床医生就诊或寻求医疗看护的指令)传输到与患者4定位在一起的用户设备的界面。
在一些示例中，可以以与上文关于阈值所述的方式基本类似的方式来更新患者4的基线诊断分数。例如，可以在患者4经历急性失代偿或住院事件之后更新患者4的基线诊断分数，所述急性失代偿或住院事件可以指示患者4的心力衰竭病症的一个或多个参数已经进展或以其他方式改变。在一些示例中，可以在一时间段期满时(例如，植入IMD 10之后每周、每月或每年)更新患者4的基线诊断分数。可以通过IMD 10的处理电路系统自动执行或者由临床医生手动执行对患者4的基线诊断分数的这种更新。
如上所述，可以容易地定制IMD 10的操作参数以满足患者4的需求，诸如通过基于患者4的个体属性来设置基线、阈值和证据水平的值。IMD 10的可定制性的程度和容易性可提供许多好处。例如，反映患者4的心力衰竭病症的IMD 10的可定制性有助于确保为患者4开出适当的药物治疗，从而降低了在开出治疗时发生人为错误的可能性。另外，在IMD 10为患者4选择基线值、阈值或证据水平值中的一个或多个的示例中，可以减少临床医生时间的负担，这可以减少上门就诊所需的时间并促进有效的治疗。此外，如上所述，IMD 10在临床医生就诊之间启用对患者4的心力衰竭治疗的修改，这可以帮助避免急性失代偿，并且因此导致更好的临床结果，诸如改善患者4的生活质量或降低医疗费用。
外部设备12可用于将命令或操作参数编程到IMD 10中以用于控制IMD 10的功能(例如当外部设备12被配置作为用于IMD 10的编程器时)。在一些示例中，外部设备12可用于询问IMD 10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。这样的询问可以根据时间表自动发生，或者可以响应于远程或本地用户命令而发生。编程器、外部监测器和消费者设备是可用于询问IMD 10的外部设备12的示例。由IMD 10和外部设备12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、Wi-Fi或医疗植入通信服务(MISC)而建立的RF链路。在一些示例中，外部设备12可以包括被配置成允许临床医生与IMD 10远程交互的用户界面。
医疗系统2是被配置成监测患者4的心力衰竭状态并在临床医生就诊之间根据需要促进对患者4的心力衰竭治疗的更新的医疗设备系统的示例。本文描述的技术可以由医疗系统2的设备的处理电路系统(诸如，IMD 10的处理电路系统)执行。附加地或替代地，本文描述的技术可以全部或部分地通过外部设备12的处理电路系统和/或通过未示出的一个或多个其他植入的或外部的设备或服务器的处理电路系统来执行。一个或多个其他植入的或外部的设备的示例可包括经静脉、皮下或血管外起搏器或植入式心脏复律除颤器(ICD)、血液分析仪、外部监测器或药物泵。系统2的设备中的每一个的通信电路系统允许这些设备彼此通信。此外，尽管本文将光学传感器和电极描述为被定位于IMD 10的而壳体上，但在其他示例中，此类光学传感器和/或电极可以被定位于植入患者4体内或患者4体外的另一设备(诸如经静脉、皮下、或血管外起搏器或ICD)的壳体上，或通过一个或多个引线耦合到此类设备。例如，在患者4具有植入的起搏器或ICD的情况下，本文描述的技术可以包括利用起搏器或ICD上的电极感测信号，以用于确定Z。在此类示例中，用于检测与StO2和PTT相关联的信号的电极或一个或多个光学传感器可被定位于一个或多个外部监测设备(例如，穿戴式监测器)上。在这样的示例中，起搏器/ICD以及一个或多个外部监测设备中的一个或多个可以包括：处理电路系统，该处理电路系统被配置成从相应设备上的电极或光学传感器接收信号；和/或通信电路系统，该通信电路系统被配置成将来自电极或光学传感器的信号传输到另一设备(例如，外部设备12)或服务器。
在一些示例中，医疗系统2可以被配置成监测除了Z、StO2和PTT中的任一个之外的或者代替Z、StO2和PTT中的任一个的一个或多个参数。例如，IMD 10或一个或多个其他植入的设备或外部设备上的传感器可以被配置成感测与这样的参数相关联的信号。这样的一个或多个参数可以与患者4的生理功能(诸如肾功能)相关联，该生理功能可以在患者4的心力衰竭状态改变时改变。例如，医疗系统2的一个或多个植入的设备或外部设备(例如，IMD10)可以包括一个或多个传感器，这些传感器被配置成感测与患者4的肾功能相关联的一种或多种化合物(诸如，肌酐或血尿素氮)的血液或组织水平。在这样的示例中，用于确定患者4的心力衰竭状态的技术可以包括：通过IMD 10、外部设备12或一个或多个其他植入的或外部的设备或服务器的处理电路系统来确定一个或多个参数的当前值，以补充或替代Z、StO2和PTT中的任一个，将这种当前值与对应的基线进行比较，以及将该比较用于确定患者4的心力衰竭状态。在一些示例中，这样的一个或多个参数可以不与心力衰竭状态的改变直接相关联，而是可以提供与患者4的健康有关的其他信息，诸如活动水平或睡眠模式。
图2-4B示出了图1的IMD 10的各个方面和示例布置。例如，图2概念性地示出了IMD10的示例物理配置。图3是示出了IMD 10的示例功能配置的框图。图4A和图4B示出了IMD 10的示例物理和功能配置的附加视图。应当理解，下面关于图2-4B描述的IMD 10的任何示例可以用于实现本文描述的用于确定患者4的心力衰竭状态的技术。
图2是示出图1的IMD 10的示例配置的概念图。在图2所示的示例中，IMD 10可包括具有壳体14、近侧电极16A和远侧电极16B的无引线皮下植入式监测设备。壳体14可进一步包括第一主表面18、第二主表面20、近侧端22以及远侧端24。在一些示例中，IMD 10可包括被定位于IMD 10的主表面18、20中的一个或两个上的一个或多个附加电极16C、16D。壳体14封围位于IMD 10内部的电子电路系统，并保护其中所包含的电路系统不受诸如体液之类的流体的影响。在一些示例中，电馈通件提供电极16A-16D和天线26到壳体14内的电路系统的电连接。在一些示例中，电极16B可由导电壳体14的非绝缘部分形成。
在图2所示的示例中，IMD 10由长度L、宽度W、和厚度或深度D限定。在该示例中，IMD 10呈细长的矩形棱柱的形式，其中长度L显著大于宽度W，并且其中宽度W大于深度D。然而，可以构想IMD 10的其他构造，诸如，其中长度L、宽度W、和深度D的相对比例与图2中描述和示出的相对比例不同的那些构造。在一些示例中，IMD 10的几何形状(诸如，宽度W大于深度D)可被选择成允许使用微创性手术将IMD 10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。此外，IMD 10可包括沿IMD 10的纵轴的径向不对称(例如，矩形)，这可有助于在植入之后将设备维持在期望的取向上。
在一些示例中，近侧电极16A与远侧电极16B之间的间隔可以在大约30-55mm、大约35-55mm或大约40-55mm的范围内，或更一般地在大约25-60mm的范围内。总体而言，IMD 10的长度L可约为20-30mm、约40-60mm、或约45-60mm。在一些示例中，主表面18的宽度W可在约3-10mm的范围内，并且可以是在约3-10mm之间的任一单个宽度或宽度范围。在一些示例中，IMD 10的深度D可以在大约2–9mm的范围内。在其他示例中，IMD 10的深度D可在约2-5mm的范围内，并且可以是在约2-9mm内的任一单个深度或深度范围。在任何这样的示例中，IMD10足够紧凑以被植入到患者4的皮下空间内、在胸肌区域中。
根据本公开的示例的IMD 10可具有为容易植入和患者舒适所设计的几何形状和大小。本公开中描述的IMD 10的示例可具有3立方厘米(cm3)或更小、1.5cm3或更小的体积、或其间的任何体积。此外，在图2中所示的示例中，近侧端22与远侧端24为圆形的，用于一旦被植入在患者4的皮肤下面就减少不适和对周围组织的刺激。在一些示例中，例如在美国专利公开第2014/0276928号中描述了IMD 10的配置(包括用于插入IMD 10的仪器和方法)，该美国专利公开通过引用以其整体并入本文。在一些示例中，例如在美国专利公开第2016/0310031号中描述了IMD 10的配置，该美国专利公开通过引用以其整体合并于此。
在图2所示的示例中，当将IMD 10插入患者4体内时，IMD 10的第一主表面18向外面向皮肤，而第二主表面20向内面向患者4的肌肉。因此，第一主表面18和第二主表面20可以面向沿着患者4的矢状轴的方向(参见图1)，并且由于IMD 10的尺寸，因此可以在植入后维持这种取向。
当将IMD 10皮下植入患者4体内时，近侧电极16A和远侧电极16B可用于感测心脏EGM信号(例如，ECG信号)。在本文描述的技术中，IMD 10的处理电路系统可以部分地基于心脏ECG信号来确定PTT值，如下文进一步描述的。在一些示例中，IMD 10的处理电路系统还可以确定患者4的心脏ECG信号是否指示心律失常或其他异常、IMD 10的哪个处理电路系统可以在确定患者4的心力衰竭状态是否改变时进行评估。心脏ECG信号可以存储在IMD 10的存储器中，并且可以将从心脏ECG信号导出的数据经由集成天线26传输到另一医疗设备，例如外部设备12。在一些示例中，电极16A和16B中的一个或两个也可以用于检测皮下阻抗值Z以用于评估患者4的充血状态，和/或可以由IMD 10的通信电路系统使用以供与外部设备12进行TCC通信。
在图2所示的示例中，近侧电极16A紧邻近侧端22，并且远侧电极16B紧邻IMD 10的远侧端24。在该示例中，远侧电极16B不限于平坦的面向外的表面，而是可以以三维弯曲构造从第一主表面18、围绕圆形边缘28或端表面30延伸，并且延伸到第二主表面20上。如所示的，近侧电极16A被定位于第一主表面18上并且基本上是平坦的并且面向外。然而，在这里未示出的其他示例中，近侧电极16A和远侧电极16B两者都可以像图2所示的近侧电极16A一样构造，或者两者都可以像图2所示的远侧电极16B一样构造。在一些示例中，附加电极16C和16D可以被定位于第一主表面18和第二主表面20中的一个或两个上，使得在IMD 10上包括总共四个电极。电极16A-16D中的任何电极都可以由生物相容性导电材料制成。例如，电极16A-16D中的任何电极可以由不锈钢、钛、铂、铱或其合金中的任何一种形成。另外，IMD10的电极可以涂覆有诸如氮化钛或分形氮化钛之类的材料，但是可以针对这些电极使用其他合适的材料和涂层。
在图2所示的示例中，IMD 10的近侧端22包括头端组件32，该头端组件32具有近侧电极16A、集成天线26、抗迁移突起34、和缝合孔36中的一个或多个。集成天线26被定位于与近侧电极16A同一主表面(例如，第一主表面18)上，并且可以是头端组件32的组成部分。在其他示例中，集成天线26可以形成在与近侧电极16A相对的主表面上，或者在又其他示例中，可以被结合在IMD 10的壳体14内。天线26可被配置成传输或接收电磁信号以用于通信。例如，天线26可被配置成经由电感耦合、电磁耦合、组织传导、近场通信(NFC)、射频识别(RFID)、蓝牙、WiFi、或其他专有或非专有的无线遥测通信方案，将信号传输至编程器或从编程器接收信号。天线26可以被耦合到IMD 10的通信电路系统，该通信电路系统可以驱动天线26将信号传输到外部设备12，并且可以经由通信电路系统将从外部设备12接收到的信号传输到IMD 10的处理电路系统。
IMD 10可包括用于一旦IMD 10被皮下植入患者4体内就将IMD 10保持在适当位置的若干特征件。例如，如图2所示，壳体14可以包括被定位于集成天线26附近的抗迁移突起34。抗迁移突起34可以包括延伸远离第一主表面18的多个隆起或突起物，并且可以帮助防止IMD 10在植入患者4体内之后的纵向移动。在其他示例中，抗迁移突起34可被定位于与近侧电极16A和/或集成天线26相对的主表面上。此外，在图2中所示的示例中，头端组件32包括缝合孔36，该缝合孔36提供将IMD 10固定到患者以防止插入之后的移动的另一方式。在所示的示例中，缝合孔36被定位成邻近近侧电极16A。在某些示例中，头端组件32可以包括由聚合材料或塑料材料制成的模制的头端组件，其可以被集成到IMD 10的主要部分或者与IMD 10的主要部分分开。
如上所述，电极16A和16B可用于感测心脏ECG信号以用于PTT值确定。在一些示例中，除了电极16A、16B之外或代替电极16A、16B，附加电极16C和16D可用于感测皮下组织阻抗(例如，以用于测量Z和/或以用于测量PTT)。在某些情况下，使用单独的电极对以用于确定患者4的当前Z值和PTT值可能是有利的。例如，将单独的电极16A、16B用于阻抗测量并且将电极16C、16D用于ECG感测可以帮助减小为确定Z值而生成的信号可能会在感测心脏ECG信号期间干扰由电极16C、16D感知到的信号的可能性。另外，使用单独的电极对来确定患者4的当前Z值和PTT值可以更好地使电极16A-16D的一个或多个方面(例如，大小或间隔)适应于每个电极的所分配的功能。
在一些示例中，IMD 10的处理电路系统可以基于从电极16A-16D中的至少两个接收到的信号来确定患者4的Z值。例如，IMD 10的处理电路系统可被配置成生成电流或电压信号中的一个，经由电极16A-16D中的选定的两个或更多个递送该信号，并测量电流或电压中的所得的另一个。IMD 10的处理电路系统可以基于递送的电流或电压以及测得的电压或电流来确定阻抗信号。
在一些示例中，IMD 10的处理电路系统可以基于从电极16A、16B感知到的ECG信号以及基于从电极16C和16D接收到的信号的Z的当前值，来确定患者4的PTT值。例如，IMD 10的处理电路系统可以从电极16A、16B接收ECG信号，并且在ECG信号内标识心动周期的一个或多个特征。处理电路系统可以标识心动周期内的R波，并将第一时间(T1)与R波的发生关联。接下来，处理电路系统可以标识在T1之后发生的皮下组织阻抗信号中的波动，并将第二时间(T2)与该波动关联，该波动可以表示在观察到的心动周期期间喷射的血液经过血管中的在电极16C、16D附近的部分。通过从T1中减去T2，IMD 10的处理电路系统随后可以确定患者4的PTT值(例如，以毫秒为单位)。为了使IMD 10能够准确地标识患者4的PTT值的波动，对于临床医生来说，大体上如图1所示地植入IMD 10(其中IMD 10的至少一部分被定位于心脏6处或下方)可能是有益的。以此方式，IMD 10可以被定位在距心脏6足够的循环距离处以检测甚至PTT的微小波动，这可以帮助IMD 10准确地评估患者4的心力衰竭状态。
在一些其他示例中，除了从电极16A、16B感知ECG信号之外，用于确定PTT的技术还可以包括使用光发射器38以发射一个或多个波长(例如，一个或多个可见(VIS)波长(例如，大约600纳米(nm))和/或一个或多个近红外(NIR)波长(例如，大约850–890nm)的光。在这样的示例中，IMD 10的处理电路系统控制光发射器38以发射一个或多个波长(诸如，NIR或VIS波长)的光，并且同时监测感知到的ECG信号。处理电路系统可以标识心动周期内的R波，并将第一时间(T1)与R波的发生关联。接下来，处理电路系统可以标识在T1之后发生的由光检测器40A、40B检测到的光的波动，并将第二时间(T2)与该波动关联，该波动可以表示在观察到的心动周期期间喷射的血液经过血管中的在光检测器40A、40B附近的部分。通过从T1中减去T2，IMD 10的处理电路系统随后可以确定患者4的PTT值(例如，以毫秒为单位)。
在图2所示的示例中，IMD 10包括被定位于IMD 10的壳体14上的光发射器38、近侧光检测器40A和远侧光检测器40B。光检测器40A可以被定位在距光发射器38的距离S处，并且远侧光检测器40B可以被定位在距光发射器38的距离S+N处。在其他示例中，IMD 10可以包括光检测器40A、40B中的仅一个，或者可以包括附加的光发射器和/或附加的光检测器。共同地，光发射器38和光检测器40A、40B可以包括光学传感器，该光学传感器可以在本文所述的技术中用于确定患者4的StO2值和PTT值。尽管本文将光发射器38和光检测器40A、40B描述为定位在IMD 10的壳体14上，但是在其他示例中，可以将光发射器38和光检测器40A、40B中的一个或多个定位在患者4体内的另一类型的IMD(诸如，经静脉、皮下或血管外起搏器或ICD)的壳体，或经由引线被连接到这类设备。光发射器38包括光源，例如LED，该光源可以发射在(VIS)和/或(NIR)光谱内的一个或多个波长的光。例如，光发射器38可以发射约660(nm)、720nm、760nm、800nm或任何其他合适的波长中的一个或多个波长的光。
在一些示例中，用于确定StO2的技术可以包括使用光发射器38来发射一个或多个VIS波长(例如，大约600nm)和一个或多个NIR波长(例如，大约850-890nm)的光。VIS波长和NIR波长的组合可有助于使IMD 10的处理电路系统能够将患者4的组织中的氧化血红蛋白与脱氧血红蛋白区分开，因为氧化血红蛋白吸收NIR光比吸收VIS光更多，而脱氧血红蛋白吸收VIS光比吸收NIR光更多。通过将由光检测器40A、40B检测到的VIS光的量与由光检测器40A、40B检测到的NIR光的量进行比较，IMD 10的处理电路系统可以确定患者4的组织中的氧化的和脱氧的血红蛋白的相对量。例如，如果患者4的组织中的氧化血红蛋白的量减少，则由光检测器40A、40B检测到的VIS光的量增加，并且由光检测器40A、40B检测到的NIR光的量减少。类似地，如果患者4的组织中的氧化血红蛋白的量增加，则由光检测器40A、40B检测到的VIS光的量减少，并且由光检测器40A、40B检测到的NIR光的量增加。
如图2所示，光发射器38可以被定位在头端组件32上，但是在其他示例中，光检测器40A、40B中的一个或两个可以附加地或替代地被定位在头端组件32上。在一些示例中，光发射器38可以被定位在IMD 10的中间部分上，诸如在近侧端22和远侧端24之间的中途。尽管光发射器38和光检测器40A、40B被示为被定位于第一主表面18上，但是光发射器38和光检测器40A、40B替代地可以被定位于第二主表面20上。在一些示例中，IMD可以被植入成使得当IMD 10被植入时，光发射器38和光检测器40A、40B向内朝向患者4的肌肉，这可以帮助最小化来自患者4体外的背景光的干扰。光检测器40A、40B可以包括玻璃或蓝宝石窗口(诸如下面关于图4B所描述的)，或者可以被定位在IMD 10的壳体14的一部分下方，该部分是由玻璃或蓝宝石制成的、或者以其他方式是透明或半透明的。
在用于确定患者4的StO2值的技术期间，光发射器38可以将光发射到患者4的目标部位。当IMD 10植入患者4体内时，目标部位通常可以包括IMD 10周围的间隙空间。光发射器38可以定向地发光，因为诸如当光发射器38被设置在IMD 10的包括第一主表面18的一侧上时，光发射器可以将信号引导至IMD 10的该侧。目标部位可包括患者4体内与IMD 10相邻的皮下组织。在一个示例中，光发射器38可以诸如沿着平行于IMD 10的纵轴的尺寸成180度地递送180度光信号。在一些示例中，光信号可以是通常向内、朝着肌肉组织并且远离患者4的皮肤引导的光云。在一些示例中，光信号可以采取平均自由路径，因为一旦从光发射器38发射光信号，光信号就可以是非定向的。
用于确定StO2值的技术可以基于经血液灌注的组织的光学属性，该光学属性根据组织的微循环中的氧化和脱氧的血红蛋白的相对量而变化。这些光学属性至少部分地归因于氧化的和脱氧的血红蛋白的不同的光吸收光谱。因此，患者组织的氧饱和度水平可影响由与IMD 10相邻的组织内的血液所吸收的光量以及由组织所反射的光量。光检测器40A、40B各自可以从光发射器38接收被组织反射的光，并且生成指示由光检测器40A、40B检测到的光的强度的电信号。IMD 10的处理电路系统随后可以评估来自光检测器40A、40B的电信号以确定患者4的StO2值。
在一些示例中，由光检测器40A、40B生成的电信号之间的差异可以增强由IMD 10确定的StO2值的准确性。例如，因为组织吸收了由光发射器38发射的光中的一些光，所以随着光发射器38与光检测器40A、40B之间的距离(和组织量)增大，由组织反射的光的强度衰减。因此，因为光检测器40B被定位成离光发射器38(距离S+N)比光检测器40A离光发射器15(距离S)更远，所以由光检测器40B检测到的光的强度应该小于由光检测器40A检测到的光的强度。由于检测器40A、40B彼此非常接近，因此由检测器40A检测到的光的强度与由检测器40B检测到的光的强度之间的差异应该仅归因于离光发射器38的距离的差异。在一些示例中，IMD 10的处理电路系统可以在确定患者4的StO2值时，除了电信号本身之外还使用由光检测器40A、40B生成的电信号之间的差异。
如上所述，光检测器40A、40B中的一个或两个以及光发射器38也可以用于确定患者4的PTT值的技术中。与用于确定PTT的技术(其中MD 10的处理电路系统从多个电极16A-16D接收皮下组织阻抗信号)一样，用于确定PTT的技术(包括使用光学传感器)包括标识患者4的心动周期内的一个或多个特征，以及将第一时间T1与该心动周期中的发生关联。然而，代替基于阻抗信号确定第二时间T2，IMD 10可以通过标识在T1之后发生的由光检测器40A、40B中的一个或两个检测到的光的强度和/或波长的波动来确定T2，并将第二时间(T2)与该波动关联，该波动可表示在心动周期期间喷射的血液经过血管中的在光检测器40A、40B附近的部分。通过从T1中减去T2，IMD 10的处理电路系统随后可以确定患者4的PTT值(例如，以毫秒为单位)。
在一些示例中，IMD 10可以包括一个或多个附加传感器，诸如一个或多个加速度计(未示出)。这样的加速度计可以是3D加速度计，其被配置成生成指示患者的一种或多种类型的运动的信号，这些运动诸如是患者的总体身体运动(例如，活动)、患者姿势、与心脏的搏动相关联的运动、或咳嗽、罗音或其他呼吸异常。在一些示例中，可以结合光发射器38和光检测器40A、40B使用这样的加速度计中的一个或多个，以确定心冲击描记图(即，与心脏收缩时的血液喷射相对应的运动的衡量)，IMD 10的处理电路系统可以使用该心冲击电描记图来确定PTT值，以代替或补充使用来自一对电极16A-16D的ECG信号。附加地或替代地，由IMD 10监测的参数中的一个或多个(即，Z、StO2或PTT)可响应于一种或多种此种类型的运动的变化而波动。例如，Z值、StO2值或PTT值的变化有时可归因于患者活动的增加(例如，与不活动相比，锻炼或其他身体活动)或患者姿势的改变，而不一定归因于由心力衰竭病症的进展而引起的心力衰竭状态的改变。因此，在确定患者4的心力衰竭状态的一些方法中，当确定诸如Z、StO2或PTT之类的参数的超过阈值的变化是否指示患者4的充血状态、组织灌注状态或血压状态中的对应者的变化时，考虑这种波动可能是有利的。
在这样的示例中，IMD 10的处理电路系统可以从IMD 10的一个或多个加速度计接收一个或多个信号，并确定一个或多个患者活动参数(诸如，总体身体运动)的值。在该示例中，IMD 10的处理电路系统可以将所确定的患者活动值与一个或多个其他参数的值(诸如，Z值、StO2值或PTT值)进行相互参照。如果患者活动值满足阈值，则IMD 10的处理电路系统可以确定当前Z值、StO2值或PTT值的变化不指示患者4的充血状态、组织灌注状态或血压状态的变化，否则当前Z值、StO2值或PTT值的变化可以指示心力衰竭状态的变化。在这种实例中，患者4的处理电路系统可以将当前值指定为离群值，并且不将其用于确定患者4的心力衰竭状态。在一些示例中，IMD 10的处理电路系统可以在与阈值或与不同的阈值(该不同的阈值用于与测量的Z值、StO2值或PTT值进行比较)进行比较之前，将所确定的活动或姿势值与要被应用到Z值、StO2值或PTT值的不同缩放因子进行相互参照。尽管以上将IMD 10的处理电路系统描述为被配置成：接收来自IMD 10的一个或多个加速度计、电极16A-16D、光发射器38和/或光检测器40A、40B的信号，并基于这些信号确定患者4的一个或多个参数的值，但是在本文被描述为由IMD 10的处理电路系统执行的任何步骤可以由一个或多个设备的处理电路系统执行。例如，外部设备12或任何其他合适的植入式的或外部的设备或服务器的处理电路系统可以被配置成：诸如经由IMD 10的通信电路系统接收来自IMD 10的一个或多个加速度计、电极16A-16D、光发射器38和/或光检测器40A、40B的信号。
图3是示出图1和图2的IMD 10的示例配置的功能框图。在所示的示例中，IMD 10包括处理电路系统50、感测电路系统52、通信电路系统54、存储器56、开关电路系统58、传感器62、计时/控制电路系统64(除了先前描述的电极16A-16D之外，上述中的一个或多个可被设置在IMD 10的壳体14内)、以及光发射器38。在一些示例中，存储器56包括计算机可读指令，该计算机可读指令当由处理电路系统50执行时，使IMD 10和处理电路系统50执行归属于本文的IMD 10和处理电路系统50的各种功能。存储器56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。
处理电路系统50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50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50可包括多个部件，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50的功能可以实现为软件、固件、硬件或其任何组合。
计时和控制电路系统64可以体现为硬件、固件、软件或其任何组合。在一些示例中，计时和控制电路系统64可以包括与其他处理电路系统50部件(诸如微处理器)分离的专用硬件电路(诸如ASIC)、或由处理电路系统50的部件(例如，微处理器或ASIC)执行的软件模块。计时和控制电路系统64可以监测时间的流逝以确定监测时段何时已过去，并且帮助控制IMD 10以测量患者4的Z、StO2和PTT的当前值。计时和控制电路系统64还可以控制IMD10以在对应间期结束时将患者4的心力衰竭状态传输到外部设备12。
在一些示例中，计时和控制电路系统64可以被配置成将Z、StO2和PTT的当前值与一天中的特定时间(诸如，白天时间或夜间时间)关联，以使得处理电路系统50在确定患者4的充血状态、组织灌注状态和/或血压状态时能够考虑患者4的昼夜节律。例如，患者4的Z值、StO2值和PTT值中的一个或多个值通常可以在患者4入睡(例如，夜间时间)时减小，而在患者4清醒(例如，白天时间)时增大。因此，IMD 10可以被配置成：相比于在患者4可能清醒时，在患者4可能入睡时对特定参数使用不同(例如，较低)的基线值和/或阈值。在IMD 10包括一个或多个加速度计的一些示例中，处理电路系统50可以将计时和控制电路系统所指示的一天中的时间与加速度计数据进行相互参照，诸如以确认患者4是入睡还是清醒(如基于所述一天中的时间预测的)。以这种方式，计时和控制电路系统64可以增强IMD 10准确地确定患者4的心力衰竭状态的能力。
除了感知到的患者4的生理参数(例如，Z、StO2和PTT的确定值)以外，存储器56还可以在所存储的测量/间期68中存储用于由处理电路系统50对Z、StO2和PTT的测量进行计时的一个或多个时间间期。例如，由存储器56存储的间期68可以指令处理电路系统50每小时、每天若干次、每天、或以任何其他合适的间期来测量患者4的Z、StO2和PTT的当前值。存储的测量/间期68还可以包括处理电路系统可以被配置成将患者4的心力衰竭状态传输到外部设备12的间期，诸如每天、每周、或以任何其他合适的间期。在一些示例中，处理电路系统50可以从存储的测量/间期68中选择用于测量Z、StO2和PTT或用于传输患者4的心力衰竭状态的间期。在其他示例中，临床医生可以根据患者4的需求诸如通过使用平板电脑或其他智能设备上的应用程序来选择间期值，在某些示例中，该其他智能设备可以是外部设备12。
如图3所示，存储器56还可以包括用于存储基线值、阈值和证据水平值的一个或多个表70。如上所述，在一些示例中，IMD 10的处理电路系统50可以被配置成在IMD 10的学习阶段期间确定Z、StO2和PTT的基线值，这些基线值随后可被存储在表70中。此外，表70可以包括临床医生可在IMD 10的设置期间为患者4选择的预编程基线值，或者临床医生可以基于临床医生对患者4的评估而手动输入的基线值。处理电路系统50还可被配置成确定Z、StO2和PTT的当前值与基线值的偏差的阈值，并将该阈值存储在表70中。在一些示例中，处理电路系统50可以至少部分地基于为患者4选择的基线值来确定这样的阈值。除了基线值以外，表70还可以包括临床医生可在IMD 10的设置期间为患者4选择的阈值，或者临床医生可以基于临床医生对患者4的评估而手动输入的阈值。表70还可以包括证据水平的值，所述证据水平的值可以与由处理电路系统50用来确定患者4的诊断分数的Z、StO2和PTT的某些值相关联。如上所述，心力衰竭状态可以包括患者4的诊断分数，在一些示例中，该诊断分数可以是基于与患者4的Z、StO2和PTT的一个或多个当前值相关联的证据水平的值的组合的综合诊断分数。
感测电路系统52和通信电路系统54可以经由开关电路系统58选择性地耦合到电极16A-16D，如由处理电路系统50控制的。感测电路系统52可以监测来自电极16A-16D的信号，以便监测心脏的电活动(例如，以产生用于PTT确定的ECG)和/或皮下组织阻抗Z(例如，作为充血的衡量或用于PTT确定)。感测电路系统52还可以监测来自传感器62的信号，传感器62可以包括光检测器40A、40B以及可以被定位于IMD 10上的任何附加光检测器。在一些示例中，感测电路系统52可以包括一个或多个滤波器和放大器，用于对从电极16A-16D和/或光检测器40A、40B中的一个或多个接收到的信号进行滤波和放大。
在一些示例中，处理电路系统50还可以包括整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。在经由感测电路系统52接收到来自电极16A-16D和光检测器40A、40B的信号时，处理电路系统50可以确定患者4的Z、StO2和PTT中的每一个的当前值。处理电路系统随后可以将Z、StO2和PTT的当前值与表70中存储的基线水平进行比较，并确定当前值与对应基线水平之间的差异是否满足表70中存储的对应阈值。
表70中存储的阈值可以与患者4的心力衰竭状态的某些参数的改变相关联。例如，与Z值相对应的阈值可以与患者4的充血状态的变化相关联，而与StO2值相对应的阈值可以与患者4的组织灌注状态的变化相关联，并且与PTT值相对应的阈值可以与患者4的血管阻力或血压状态的变化相关联。在一些示例中，处理电路系统50可以标识与患者4的Z、StO2和PTT的当前值相关联的证据水平值，并且确定与证据水平的组合相关联的诊断分数。处理电路系统50可以将确定的当前值、相关联的证据水平、和诊断分数与测量的日期和时间的指示一起存储在存储器56的存储的测量/间期68中。同时或此后，处理电路系统50可以经由通信电路系统54将诊断分数和/或患者4的心力衰竭状态的一个或多个附加指示符传输到外部设备12。
通信电路系统54可包括用于与另一设备(诸如，外部设备12或另一IMD或传感器(诸如，压力感测设备))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50的控制下，通信电路系统54可以借助于内部或外部天线(例如，天线26)从外部设备12或另一设备接收下行链路遥测，以及向外部设备12或另一设备发送上行链路遥测。在一些示例中，通信电路系统54可以与外部设备12通信。另外，处理电路系统50可以经由外部设备(诸如，外部设备12)和计算机网络(诸如，由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的美敦力
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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12或通过使用被配置成经由通信电路系统54与处理电路系统50通信的另一本地的或联网的计算设备，来从IMD 10检取数据。临床医生还可以使用外部设备12或另一本地或联网的计算设备来对IMD 10的参数进行编程。在一些示例中，临床医生可以选择基线值、阈值、Z测量、StO2测量和PTT测量在一天中的时间、或者要在一时段(例如一天)中完成的测量数量，并且可以将证据水平编程为与参数Z、StO2和PTT相关联。
IMD 10的各个部件可以耦合到电源，该电源可以包括位于IMD 10的壳体14内的可充电或不可充电电池。可选择不可再充电的电池以维持达若干年，而可再充电的电池可例如每天或每周从外部设备进行感应充电。
图4A和图4B示出了两个附加示例IMD，这两个附加示例IMD可以与图1-3的IMD 10基本相似，但是可以包括一个或多个附加的特征。图4A和图4B的部件可以不必按比例绘制，而是可以被放大以示出细节。图4A是IMD 10A的示例配置的俯视图的框图。图4B是示例IMD10B的侧视图的框图，其可以包括如下所述的绝缘层。
图4A是示出了可以与图1的IMD 10基本相似的另一示例IMD 10A的概念图。除了图1-3中所示的部件之外，图4A中所示的IMD 10的示例还可以包括主体部分72和附接板74。附接板74可以被构造成将头端32机械地耦合至IMD 10A的主体部分72。IMD 10A的主体部分72可以被构造成容纳图3所示的IMD 10的内部部件中的一个或多个，诸如处理电路系统50、感测电路系统52、通信电路系统54、存储器56、开关电路系统58、传感器62的内部部件、以及计时/控制电路系统64中的一个或多个。在一些示例中，主体部分72可以由钛、陶瓷或任何其他合适的生物相容性材料中的一种或多种形成。
图4B是示出了可以包括与图1的IMD 10基本相似的部件的另一示例IMD 10B的概念图。除了图1-3中所示的部件之外，图4B中所示的IMD 10B的示例还可以包括晶片级绝缘盖76，晶片级绝缘盖76可以帮助隔绝电信号在壳体14B上的电极16A-16D和/或光检测器40A、40B与处理电路系统50之间传递。在一些示例中，绝缘盖76可以被定位在敞开的壳体14上方以形成用于IMD 10B的部件的壳体。可以诸如通过使用倒装芯片技术在绝缘盖76的底侧上形成IMD 10B的一个或多个部件(例如，天线26、光发射器38、光检测器40A、40B、处理电路系统50、感测电路系统52、通信电路系统54、开关电路系统58和/或计时/控制电路系统64)。绝缘盖76可以翻转到壳体14B上。当翻转并放置在壳体14B上时，形成在绝缘盖76的底侧上的IMD 10B的各部件可以被定位在由壳体14B限定的间隙78中。
绝缘盖76可以被配置成不干扰IMD 10B的操作。例如，电极16A-16D中的一个或多个可形成或放置在绝缘盖76的顶部以上或上方，并通过穿过绝缘盖76形成的一个或多个通孔(未示出)被电连接至开关电路系统58。另外，为了使IMD能够确定StO2和PTT的值，绝缘盖76的至少一部分可以对由光发射器38发射并由光检测器40A、40B检测到的NIR或可见光波长透明，光发射器15和光检测器16A、16B在一些示例中可以被定位在绝缘盖76的底侧上，如上所述的。
在一些示例中，光发射器38可以在光发射器38与绝缘盖76之间包括滤光器，该滤光器可以将发射的光的光谱限制在窄带内。类似地，光检测器40A、40B可以在光检测器40A、40B与绝缘盖76之间包括滤光器，使得光检测器40A、40B检测来自窄光谱的光，通常处于比发射光谱更长的波长。可以被包括在IMD 10B中的其他光学元件可以包括折射率匹配层、抗反射涂层、或光学屏障，其可以被配置成阻挡由光发射器38侧向发射的光到达光检测器40。
绝缘盖76可以由蓝宝石(即，刚玉)、玻璃、聚对二甲苯和/或任何其他合适的绝缘材料形成。蓝宝石可针对在约300nm至约4000nm范围内的波长具有大于80％的透射率，并且可以具有相对平坦的轮廓。在变化的情况下，可以诸如通过使用比率测量(ratiometric)方法来补偿不同波长下的不同透射。在一些示例中，绝缘盖76可具有约300微米至约600微米的厚度。壳体14B可以由钛或任何其他合适的材料(例如，生物相容性材料)形成，并且可以具有大约200微米至大约500微米的厚度。这些材料和尺寸仅是示例，并且其他材料和其他厚度对于本公开的设备而言是可能的。
图5是示出了示例系统的功能框图，该示例系统包括接入点90、网络92、外部计算设备，所述外部计算设备诸如是服务器94、以及可以经由网络92耦合到IMD 10、感测设备12、和外部设备12的一个或多个其他计算设备100A-100N。在该示例中，IMD 10可使用通信模块54以经由第一无线连接与外部设备12通信并经由第二无线连接与接入点90通信。在图5的示例中，接入点90、外部设备12、服务器94、以及计算设备100A-100N互连，并且可以通过网络92彼此通信。
接入点90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)中的任一种连接至网络92的设备。在其他示例中，接入点90可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合至网络92。在一些示例中，接入点90可以是可以与患者位于同一地点的用户设备，例如平板电脑或智能手机。如以上所讨论的，IMD 10可以被配置成向外部设备12传输数据，诸如当前值和心力衰竭状态。另外，接入点90可以诸如周期性地或响应于来自患者或网络92的命令而询问IMD 10，以便检取由IMD 10的处理电路系统50确定的当前值或心力衰竭状态，或来自IMD 10的其他操作数据或患者数据。接入点90随后可经由网络92向服务器94传送检取到的数据。
在一些情况下，服务器94可以被配置成为已经从IMD 10和/或外部设备12收集的数据提供安全存储部位。在一些情况下，服务器94可以将数据汇编在网页或其他文件中，以由受训练的专业人员(诸如临床医生)经由计算设备100A-100N来查看。可以利用通用网络技术和功能来实现图5所示系统的一个或多个方面，该通用网络技术和功能可以类似于由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的Medtronic
Figure BDA0002756333000000331
网络所提供的网络技术和功能。
在一些示例中，计算设备100A-100N中的一个或多个(例如，设备100A)可以是与临床医生定位在一起的平板电脑或其他智能设备，临床医生可以通过该平板计算机或其他智能设备来编程、从IMD 10接收警报、和/或询问IMD 10。例如，临床医生可以诸如在患者4处于两次临床医生就诊之间时通过设备100A访问患者4的Z测量结果、StO2测量结果和PTT测量结果，以根据需要检查患者4的心力衰竭状态。在一些示例中，临床医生可以诸如基于由IMD 10确定的患者4的心力衰竭状态，或者基于临床医生已知的其他患者数据，将针对患者4的医疗干预的指令输入到设备100A中的应用程序中。设备100A随后可以将针对医疗干预的指令传输到计算设备100A-100N中与患者4或患者4的看护人员定位在一起的另一计算设备(例如，设备100B)。例如，针对医疗干预的这种指令可以包括用于改变药物剂量、计时或选择的指令、用于安排拜访临床医生的指令、或用于寻求医疗看护的指令。在另外的示例中，设备100B可以基于由IMD 10确定的患者4的心力衰竭状态向患者4生成警报，该警报可以使患者4能够在接收针对医疗干预的指令之前主动寻求医疗看护。以这种方式，患者4可以被授权按照需要采取行动，以解决他或她的心力衰竭状态，这可以帮助改善患者4的临床结果。
图6-12是示出根据本公开的示例的，基于患者的当前Z值、StO2值和PTT值与对应的基线值的比较来确定患者的心力衰竭状态的各种技术的流程图。如本文所述，可以使用系统2的一个或多个部件来采用图6-12所示的技术，该一个或多个部件已在上面参考图1-5被描述。尽管被描述为由IMD 10执行，但是可以整体地或部分地通过医疗设备系统中的其他设备的处理电路系统和存储器来执行图6-12的技术，如本文所描述的。例如，尽管为了清楚起见，IMD的处理电路系统50被描述为执行图6-9中所示的示例技术中的大多数，但在其他示例中，一个或多个设备(例如，外部设备12或其他外部设备或服务器)或临床医生可以执行以下归因于IMD 10的处理电路系统50的一个或多个步骤。
图6是示出了示例技术的流程图，该示例技术用于通过IMD 10的处理电路系统50基于患者4的当前组织氧饱和度值、阻抗值和脉搏传导时间值(即，Z、StO2和PTT)与存储在存储器56的表70中的对应基线值的比较来确定患者4的心力衰竭状态，并将心力衰竭状态传输到远程设备12。根据图6的示例，IMD 10可以确定患者4的基线Z值、StO2值和PTT值(110)。在一些示例中，如以上关于图1所讨论的，MD 10可以在IMD 10植入患者4体内之后的IMD 10的学习阶段期间确定基线值。这样的学习阶段可以发生在植入IMD 10之后，在患者4的心力衰竭病症稳定(例如，代偿)的时候。
在学习阶段期间，IMD 10可以周期性地基于从电极16A-16D、光发射器38、和光检测器40A、40B中的一个或多个接收到的信号，确定患者4的Z、StO2和PTT的当前值，并将这些值存储在存储的测量/间期68中。IMD 10随后可以分析收集的Z、StO2和PTT的值，以确定患者4的基线值。在某些示例中，IMD 10可以拒绝Z、StO2和PTT的任何离群值，并对剩余的测量值求平均，但是可以使用其他数据分析方法以根据所收集的值确定基线值。在其他示例中，临床医生可以通过选择存储在IMD 10的表70中的基线值来确定患者4的基线值，这可以作为在IMD 10植入患者4体内之后的治疗的启动阶段的一部分。在一些示例中，IMD 10还可以确定患者4的基线Z值、StO2值和PTT值中的每一个的阈值。例如，处理电路系统50可以基于所确定的患者4的基线值通过从表70中选择阈值来确定用于患者4的阈值。在其他示例中，临床医生可以选择用于患者4的阈值，IMD随后将该阈值与表70中患者4的Z、StO2和PTT的基线值关联。
在IMD 10确定了患者4的Z、StO2和PTT的基线值和/或阈值之后，诸如在IMD 10的学习阶段结束时，IMD 10可以开始确定患者4的Z、StO2和PTT的当前值(112)。例如，IMD 10的处理电路系统50可以从电极16A-16D、光发射器38和光检测器40A、40B中的一个或多个接收信号，并基于这些信号确定Z、StO2和PTT的当前值，如以上参照图1-3所描述的。接下来，IMD 10的处理电路系统50可以将患者4的当前Z值、StO2值和PTT值与表70中存储的患者4的对应基线值进行比较，并确定Z、StO2和PTT的当前值中的每一个与对应的基线值之间的差异(114)。在一些示例中，处理电路系统50还可以确定当前值中的一个或多个与对应的基线值之间的差异是否满足阈值。
基于在(114)处确定的当前值与基线值之间的差异和/或对差异中的一个或多个是否满足阈值的确定，处理电路系统50随后确定患者4的心力衰竭状态(116)。如本文所述，确定心力衰竭状态可以包括确定患者的心力衰竭状态的变化，例如，状态的变化是否足以指示急性失代偿。
在一些示例中，针对给定参数的阈变化值可以是基线值的一百分比的绝对值。例如，如果Z的基线值＝X，则Z的阈值可以是X±0.2X。在其他示例中，Z、StO2和PTT中的一个或多个可以与多个阈值相关联，所述多个阈值与基线值的不同百分比相对应，这可以考虑超过一个或多个基线值的值与小于基线值的值之间在重要性上的差异。例如，如果Z的基线值＝X，则Z的阈值可以为X+0.2X和X–0.1X，其中小于X的Z的值具有比大于X的Z的值相对更大的重要性。在任何这样的示例中，阈值可以基于与对应基线值的偏差，诸如标准偏差或任何其他合适的统计函数。
IMD 10可以重复步骤112-116以周期性地确定患者4的更新的心力衰竭状态，诸如，每天、每周、每月、或以其他任何合适的时段。在一些示例中，患者4的心力衰竭状态可以包括诊断分数，该诊断分数基于患者4的充血状态、灌注状态和血管状态/血压状态的变化指示患者4在一定时间段内可能需要住院的可能性。例如，处理电路系统50可以基于与Z、StO2和PTT的当前值相关联的一个或多个证据水平的值的组合，来确定患者4的诊断分数。一般而言，与充血严重性较大(如由相对低的Z值所指示的)、外周血灌注不足严重性较大(如由相对低的StO2值所指示的)和血管收缩严重性较大(如由相对低的PTT值所指示的)相关联的证据水平的值可高于与心力衰竭的此类参数的严重性较低相关联的证据水平的值。因此，与较低的诊断分数相比，较高的诊断分数可以指示：患者4在一定时间段内处于急性失代偿和/或住院或其他不良医疗事件的风险更大。下面参考图8进一步描述由处理电路系统50基于诊断分数确定患者4的心力衰竭状态。不管由处理电路系统50确定的患者4的心力衰竭状态是否包括诊断分数，处理电路系统都将患者4的心力衰竭状态传输到远程计算机，例如外部设备12(118)。
图7是示出用于确定相对于图6所描述的组织阻抗、组织氧饱和度和脉搏传导时间的基线值或当前值的示例技术的流程图。例如，IMD 10的电路系统50可生成电流或电压信号中的一个，经由电极16A-16D中的选定的两个或更多个递送该信号，并测量电流或电压中的所得的另一个。处理电路系统50随后可以基于递送的电流或电压以及测得的电压或电流来确定阻抗信号。基于该信号，处理电路系统50确定在植入的IMD 10的区域中患者4的皮下组织的阻抗值(120)。皮下组织阻抗值可以用作患者4的当前值Z，其是患者4的充血状态的衡量并且与患者4的心力衰竭状态有关。例如，相对低的Z值可指示IMD 10附近的皮下组织中存在相对大量的血液和/或其他液体。因此，如果Z的当前值相对低和/或低于Z的先前测得值，则患者4可能正在经历充血的增加，这可以反映在由处理电路系统50确定的诊断分数中。
为了确定患者4的PTT的当前值，处理电路系统50从电极16A-16D中的至少两个电极接收心脏EGM信号(例如，ECG信号)，并检测去极化(诸如R波在去极化内的开始)(122)。虽然在一些示例中，将心脏EGM信号传输到处理电路系统50的电极16A-16D中的至少一个可以是用于将指示皮下组织阻抗值的信号传输到处理电路系统50的电极，但是在其他示例中，可以不出现这种电极使用重叠。处理电路系统50基于由处理电路系统50从光检测器40A、40B接收到的信号来确定当前的StO2值。为了生成这样的信号，处理电路系统50可以控制光发射器38以将NIR和/或可见光谱中的一个或多个波长的光发射到与IMD 10相邻的皮下组织中。所发射的光中的一部分被患者4的组织吸收，并且所发射的光中的一部分被组织反射并被光检测器40A、40B接收。光检测器40A、40B随后生成指示所接收的光的强度的电信号，处理电路系统50对该电信号进行评估以便确定患者4的当前StO2值(124)。处理电路系统50附加地从光检测器40A、40B接收信号，该信号可以包括指示由光检测器40A、40B检测到的光的强度的电信号，并且处理电路系统50监测该信号的波动，该波动与在观察到的心动周期期间喷射的血液行进经过血管中的在光检测器40A、40B附近的一部分的脉搏相对应。如以上关于图2所讨论的，处理电路系统50可以确定在处理电路系统50检测到心动周期与相关联的血液经过光检测器40A、40B的时间之间的时间量(124)，并且将该时间量标识为患者4的当前PTT值(126)。在其他示例中，诸如以上参考图2讨论的示例，处理电路系统50可以基于ECG和由电极16A-16D中的两个或多个电极检测到的皮下组织阻抗的波动，而不是基于ECG和来自光检测器40A、40B的信号，来确定患者4的当前PTT值。
在一些示例中，Z、StO2和PTT中的一个或多个的当前值可表现出随机可变性。为了考虑这种可变性，由处理电路系统50执行的当前诊断分数与基线诊断分数的比较可以包括曲线拟合和趋势分析。例如，如果处理电路系统50每天测量Z、StO2和PTT的值若干次，则处理电路系统可以在一段时间内(例如，在若干天或若干周内)累积这些值，并将Z、StO2和PTT中的每一个的累积值拟合到对应的趋势线。处理电路系统50随后可以使用该趋势线来投射出Z、StO2和PTT的对应当前值。以这种方式，处理电路系统50可以在如上所述地确定Z、StO2和PTT的当前值时考虑随机波动，这可以提高Z、StO2和PTT的当前值反映患者4的充血状态、组织灌注状态和血压状态的准确性。
图8是示出示例技术的流程图，该示例技术用于通过IMD 10的处理电路系统50确定患者4的当前诊断分数，并基于当前诊断分数与基线诊断分数的比较来确定患者4的更新的心力衰竭状态。患者4的当前诊断分数与患者4的基线诊断分数的比较可以提供与患者4的心力衰竭状态的变化有关的附加信息，并且可以进一步告知监测和治疗决策并改善临床结果。在一些示例中，可以基于患者4的当前值(Z、StO2和PTT)与对应基线值之间的差异的加权值来确定当前诊断分数。例如，处理电路系统50可以确定Z、StO2和PTT中的每一个的当前值与患者4的对应基线值之间的差异，如关于图6所描述的。处理电路系统50随后可以为当前值和对应基线值之间的差异中的每一个确定加权值。具体地，处理电路系统50确定患者4的当前Z和基线Z之间的差异的加权值(130)，患者4的当前StO2和基线StO2之间的差异的加权值(132)，以及患者4的当前PTT和基线PTT之间的差异的加权值(134)。
在一些示例中，由处理电路系统50分配给差值的权重可以基于诸如患者4的病史之类的因素。如以上关于图1所讨论的，IMD 10的处理电路系统50可以基于患者4的病史中的事件来分配这种权重，所述事件诸如是，因心力衰竭、药物变化、收缩性心力衰竭历史、高血压、呼吸道疾病(例如，COPD)、糖尿病、心房纤颤、肾衰竭、一种或多种血液疾病(例如，贫血)、一种或多种睡眠疾病(例如，睡眠呼吸暂停)等等而入院。例如，患者4可具有变得充血的病史，这可指示患者4将来特别有可能变得充血。或者，基于群体的数据可指示，与患者4具有相同或相似基线值概况的患者可特别有可能变得充血(或不充分地灌注或血管收缩)。在这种情况下，处理电路系统50可以将增高的权重分配给当前Z和基线Z之间的差异，从而使患者4的诊断分数对患者4的Z值的波动更敏感。类似地，由处理电路系统分配给差值的权重可以具有负值，诸如，如果患者4的病史或基于群体的数据指示患者4不太可能变得充血(或不充分地灌注或血管收缩)。处理电路系统50随后可以组合当前值与基线值之间的差异的加权值，以确定患者4的当前诊断分数(136)，并且随后将当前诊断分数与基线诊断分数进行比较(138)。基线诊断分数可以是先前由处理电路系统50基于与患者4的基线值相关联的一个或多个证据水平的值而确定的诊断分数。例如，基线诊断分数可以表示当患者4代偿时(诸如当患者4的心力衰竭状态稳定时)患者4的住院风险。处理电路系统50随后可以基于基线诊断分数与当前诊断分数的比较来确定患者4的更新的心力衰竭状态(140)。如在图6的方法中一样，处理电路系统50可以将更新的心力衰竭状态传输到远程计算机，诸如外部设备12。外部设备12或另一台远程计算机随后可以将针对医疗干预的指令(例如，药物治疗方案的改变、或安排临床医生就诊或寻求医疗看护的指令)传输到与患者4定位在一起的用户设备的界面。
在一些情况下，确定患者4的心力衰竭状态的这种方法可以通过考虑当前诊断分数偏离基线诊断分数的程度，来有利地为针对患者4确定的当前诊断分数提供背景。例如，基线诊断分数与当前诊断分数之间的相对较大的差异可指示患者4的病症的恶化比相对较小的差异更为显著，即使是在当前诊断分数保持相等的情况下。在基线诊断分数与当前诊断分数之间的差异相对大(例如，满足阈值)的示例中，与差异较小的示例相比，外部设备12可以向用户设备传输针对更激进的医疗干预的指令。在其他示例中，可以将患者4添加到特别处于危险中的患者的数据库中，可以通过临床医生或本文所述的一个或多个设备对其进行更密切的监测。在任何此类示例中，可以基于患者4的心力衰竭状态随时间变化的幅度，进一步根据患者4的特定需求定制治疗。
图9是示出示例技术的流程图，该示例技术用于外部设备12基于从IMD 10接收到的患者4的心力衰竭状态来确定针对医疗干预的指令，并将该指令传输到用户界面。图9所示的方法可以与本文所述的用于通过IMD 10确定心力衰竭状态的方法(诸如图6和图8所示的方法)中的任何方法一起使用。在所示示例中，外部设备12被配置成从IMD 10接收患者4的心力衰竭状态，该心力衰竭状态可以经由IMD 10的通信电路系统54和天线26被传输到外部设备12的处理电路系统(150)。
在一些示例中，在从IMD 10接收到患者4的心力衰竭状态时，并且在确定针对患者4的医疗干预的指令之前，外部设备12可以将一个或多个查询传输到用户设备。例如，外部设备12可以要求患者4或护理人员回答有关患者4的最近或当前活动或症状的问题，诸如患者4最近是否锻炼、是否服用药物或是否经历过症状。另外，如果IMD 10尚未将患者4的Z、StO2和PTT的当前值传输到外部设备12，则外部设备12可以向IMD 10询问患者4的Z、StO2和PTT的当前值。基于患者4的心力衰竭状态，以及可选地基于对查询的回答和/或患者4的当前值，外部设备12随后可以确定针对患者4的医疗干预的指令(152)。
外部设备12可以确定针对患者4的多种医疗干预的指令。例如，外部设备12可以确定针对患者4的充血状态、外周灌注状态、以及血管/血压状态中的每一个的指令。例如，基于患者4的充血状态，外部设备12可以确定用于修改(例如，开始、停止、增加或减少)利尿剂剂量、服用另一种利尿剂、和/或修改静脉舒张剂(venodilator drug)(例如，硝酸盐)剂量的指令。基于患者4的外周灌注状态，外部设备12可以确定用于修改β受体阻滞剂、伊伐布雷定(ivabradine)、或正性肌力药(inotrope)中一个或多个的剂量的指令，或者可以建议开始CRT或改变CRT参数。基于患者4的血管/血压状态，外部设备12可以确定用于修改血管收缩剂(例如，α受体激动剂)或血管舒张剂(例如，α受体阻滞剂)中的一个或多个的剂量的指令，或者可以建议寻求医学治疗(如果可能休克的话)。在一些示例中，针对患者4的医疗干预的指令可以考虑到心律失常的存在，如通过IMD 10检测到的患者4的ECG信号所指示的。例如，由外部设备12在存在心律失常的情况下确定的指令可以包括针对患者4避免服用某些药物的指令，指令患者4前往医疗机构，或者可以建议开始CRT或改变CRT参数。此外，在一些示例中，IMD 10的处理电路系统可以忽略在心律失常期间发生的Z值、StO2值、或PTT值的变化。
在一些示例中，外部设备12可以独立于临床医生输入来确定针对医疗干预的指令，诸如通过在存储在外部设备12的存储器或中央数据库中的与诊断分数以及患者4的Z、StO2、或PTT的当前值相关联的治疗选项中进行选择。在其他示例中，临床医生可以在基本上相同的基础上确定针对医疗干预的指令，并将该指令输入到外部设备12。外部设备12随后可以将该指令传输到与患者4在一起的用户设备的界面(154)。在一些示例中，外部设备12可以在传输指令之后经由用户设备向患者4或护理人员传输随访查询。这些查询可包括：与患者4对所传输的指令的理解有关的问题，患者4是否已遵从所指令的医疗干预，和/或患者4是否正经历症状。外部设备12可以将患者4的响应存储在外部设备12的存储器中或集中式数据库中。临床医生可以查看响应，并在对患者4的心力衰竭治疗进行任何改变之后，根据需要对患者4进行远程随访。以这种方式，本文描述的技术和系统可以有利地使患者4能够以比相当数量的临床医生就诊将产生的费用更少的费用来接收个性化的、频繁更新的治疗。另外，这些技术和系统可以帮助减少可由急性失代偿发作引起的心脏重塑，这进而可以帮助最小化患者4的心力衰竭病症的进展。
图10-12是示出了示例技术的流程图，该示例技术用于根据对与患者4的Z、StO2和PTT的当前值相对应的三个心力衰竭参数的定性评估来确定针对患者(例如，患者4)的适当医学干预。图10-12的流程图为决策树的形式，分支成多个特定的血液动力学概况，这些特定的血液动力学概况可以表示由IMD 10根据上述方法确定的患者4的心力衰竭状态。在一些示例中，外部设备12和临床医生中的一者或两者可以将图10-12的流程图与患者4的心力衰竭状态以及当前Z值、StO2值和PTT值相结合地使用，以确定针对患者4的医疗干预的指令。然而，为清楚起见，下面从外部设备12的角度描述图10-12的流程图，外部设备12可以包括被配置成执行图10-12所示的决策的处理电路系统。
图10是示出用于基于患者4的组织氧饱和度和脉搏传导时间的趋势来确定针对高血容量患者4的适当医学干预的示例技术的流程图。在图10的流程图的顶部，外部设备12从IMD 10接收到患者4的心力衰竭状态，该心力衰竭状态包括患者4是高血容量(即，充血)的指示。例如，由IMD 10传输到外部设备12的Z的当前值可能相对较低，从而指示充血。在一些示例中，外部设备12可以通过以下方式来确定患者4充血：将患者4的当前Z值与充血阈值进行比较并且确定当前Z值满足该阈值。这样的Z的阈值以及相对于图10-12描述的StO2和PTT的对应阈值可以存储在外部设备12的存储器中或集中式数据库中。
在确定患者4充血之后，外部设备12可以基于由IMD 10传输到外部设备12的患者4的当前StO2值来确定患者4的外周灌注状态。例如，外部设备12可以将患者4的当前StO2值与指示充分外周灌注的StO2阈值进行比较，并确定当前StO2值是否小于、近似等于或大于StO2阈值。外部设备12还可通过比较被传输至外部设备12的患者4的PTT当前值，即将患者4的PTT当前值与PTT阈值进行比较，来确定患者4的血管/血压状态。PTT阈值可以指示无倾向性的血管状态。因此，大于PTT阈值的PTT当前值可以指示血管舒张，近似等于PTT阈值的PTT当前值可以指示既没有血管舒张也没有血管收缩，并且小于PTT阈值的PTT当前值可指示血管收缩。
通过遵循图10所示的决策树并且将StO2和PTT的当前值与对应的阈值进行比较，外部设备12可以确定患者4的血液动力学概况，该血液动力学概况包括充血状态、外周灌注状态以及血管/血压状态。但是，应注意，患者4的这些状态可能不一定反映患者4的充血、组织灌注或血压的绝对值。例如，患者4的血压状态可能不一定是患者4的绝对血压值的测量，而是可以指示患者4的血压变化，该血压变化可与后负荷的变化相关联。在图10的示例中，示例外部设备12最初已经确定患者4充血，图10在流程图最下方的方框中示出了患者4的可能的血液动力学概况。例如，如图10在最左侧分支的最下方的方框中所示的，患者4的血流动力学概况指示患者4充血(“容量超负荷”)、外周灌注不足(“CO[心输出量]降低”、并且展现出血管舒张(“代偿性血管舒张”)。
外部设备12随后可以使用患者4的这个血液动力学概况来确定一项或多项医疗干预，该一项或多项医疗干预被配置成降低患者4可能严重失代偿、需要住院、或经历其他类型的不良医疗事件的可能性。例如，基于患者4的充血状态，外部设备12可以指令患者4接受被配置成减少过多的液体滞留的医疗干预。基于该示例中患者4的灌注不足，外部设备12可以指令患者4接受下述医疗干预，该医疗干预被配置成增大心率(如果心率太低的话)和/或增大收缩力(如果收缩力太低的话)。基于在该示例中患者4的血管舒张，外部设备12可以指令患者4接受被配置成引起血管收缩并升高血压的医疗干预。无论患者4的血液动力学概况(即，图10最下面的九个框)如何，外部设备12都可以基于与上述相似的考虑来确定针对患者4的一项或多项医疗干预。
在一些示例中，外部设备12可以基于患者4的一种状态而推荐的医疗干预中的一些可以以患者4的另一状态为条件。例如，针对外周灌注不足的一些医疗干预可以以患者4的血管/血压状态为条件。因此，在确定指令患者4接受哪些医疗干预时，外部设备12可以考虑由血液动力学概况所反映的患者4的所有三种状态。以这种方式，本文所述的方法和系统可以提供考虑到患者4的心力衰竭病症的多个参数的可靠心力衰竭治疗。
图11是示出用于基于患者4的组织氧饱和度和脉搏传导时间的趋势来确定针对低血容量患者4的适当医学干预的示例技术的流程图。图11中的决策树在功能上与图10中的决策树基本相似。例如，图11中的决策树也提供了一种方法，该方法用于外部设备12基于患者4的充血状态、外周灌注状态和血管/血压状态来确定患者4的血液动力学概况，并在确定向患者4推荐哪些医疗干预时使用该血液动力学概况。与图10的流程图不同，图11的流程图开始于确定(例如，通过外部设备12)患者4是低血容量(例如，脱水)。然而，与图10的决策树一样，外部设备12可以在确定指令患者4接受哪些医疗干预时，考虑由图11的血液动力学概况所反映的患者4的所有三种状态。
图12是示出用于基于患者4的组织氧饱和度和脉搏传导时间的趋势来确定针对视容量(optivolemic)患者4的适当医学干预的示例技术的流程图。图12中的决策树在功能上与图10和图11中的决策树基本相似。例如，图12中的决策树也提供了一种方法，该方法用于外部设备12基于患者4的充血状态、外周灌注状态和血管/血压状态来确定患者4的血液动力学概况，并在确定向患者4推荐哪些医疗干预时使用该血液动力学概况。与图10和图11的流程图不同，图12的流程图开始于确定(例如，通过外部设备12)患者4是视血容量(例如，既不充血也不脱水)。然而，与图10和图11的决策树一样，外部设备12可以在确定指令患者4接受哪些医疗干预时考虑由图12的血液动力学概况所反映的患者4的所有三种状态。
尽管以上将IMD 10的处理电路系统50和外部设备12的处理电路系统描述为配置为执行图6-12中所示技术的步骤中的一个或多个，但是本文描述的技术的任何步骤可以由IMD 10或外部设备12中的另一个的处理电路系统执行，或者由一个或多个其他设备执行。例如，外部设备12或任何其他合适的植入式的或外部的设备或服务器的处理电路系统可以被配置成执行被描述为由IMD 10的处理电路系统50执行的步骤中的一个或多个。在其他示例中，IMD 10或任何其他合适的植入式的或外部的设备或服务器的处理电路系统50可以被配置成执行被描述为由外部设备12的处理电路系统执行的步骤中的一个或多个。这样的其他植入式设备或外部设备可以包括例如植入式起搏器或ICD、外部监测设备或任何其他合适的设备。此外，尽管本文将光学传感器和电极描述为被定位于IMD 10的壳体上，但在其他示例中，此类光学传感器和/或电极可以被定位于植入患者4体内或体外的另一设备(诸如经静脉、皮下、或血管外起搏器或ICD)的壳体上，或通过一个或多个引线耦合到此类设备。
在一些示例中，本文描述的技术(例如，相对于图6-12描述的技术)可以包括确定除Z、StO2和PTT中的任一个之外或代替Z、StO2和PTT中的任一个的一个或多个其他参数的值。如以上相对于图1所述，IMD 10或一个或多个其他植入的设备或外部设备上的传感器可以被配置成感测与这样的参数相关联的信号。例如，医疗系统2的一个或多个植入的设备或外部设备(例如，IMD 10)可以包括一个或多个传感器，这些传感器被配置成感测与患者4的肾功能相关联的一种或多种化合物(诸如，肌酐或血尿素氮)的血液或组织水平。在这样的示例中，用于确定患者4的心力衰竭状态的技术可以包括：通过IMD 10、外部设备12、或一个或多个其他植入的或外部的设备或服务器的处理电路系统来确定一个或多个其他参数的当前值，将这样的当前值与对应基线进行比较，并且使用该比较来确定患者4的心力衰竭状态。在一些示例中，这样的一个或多个其他参数可以不与心力衰竭状态的改变直接相关联，而是可以提供与患者4的健康有关的其他信息，诸如活动水平或睡眠模式。在任何这样的示例中，外部设备12或另一合适的设备可以至少部分地基于与一个或多个其他参数相关联的患者4的状态(诸如，与患者4的当前肌酐值相关联的患者4的肾脏状态)来确定针对患者4的医疗干预的指令。
可在一个或多个处理器内实现该技术的各个方面，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、以及实现在编程器(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或任何其他等效电路相组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种。
在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现本公开中所描述的功能。如果以软件实现，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。指令可由一个或多个处理器(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)执行。因此，如本文中所使用的术语“处理器”或“处理电路系统”可指代前述结构或适合于实现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。
此外，在一些方面中，可在专用硬件和/或软件模块内提供本文描述的功能。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分开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分开的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。此外，可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。可在各种广泛设备或装置中实现本公开的技术，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内和/或外部编程器中的集成电路(IC)或一组IC和/或分立电路系统。
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 (12)

1.一种系统，所述系统用于使用植入式医疗设备确定患者的心力衰竭状态，所述植入式医疗设备被配置用于在所述患者的胸腔外皮下植入，所述系统包括：
所述植入式医疗设备，所述植入式医疗设备包括：
至少一个光学传感器；以及
多个电极；以及
处理电路系统，所述处理电路系统被配置成用于：
基于从所述至少一个光学传感器接收到的信号，来确定所述患者的当前组织氧饱和度值；
基于从所述多个电极中的第一至少两个电极接收到的皮下组织阻抗信号，来确定所述患者的当前组织阻抗值；
基于所述皮下组织阻抗信号和从所述至少一个光学传感器接收到的所述信号中的至少一个以及从所述多个电极中的第二至少两个电极接收到的心脏电描记图信号，来确定所述患者的当前脉搏传导时间值；
将所述当前组织氧饱和度值、所述当前组织阻抗值、和所述当前脉搏传导时间值与基线组织氧饱和度值、基线组织阻抗值、和基线脉搏传导时间值中的对应值进行比较；并且
基于所述比较来确定所述患者的所述心力衰竭状态。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置成通过至少以下各项来将所述当前组织氧饱和度值、所述当前组织阻抗值、和所述当前脉搏传导时间值与所述基线组织氧合饱和度值、所述基线组织阻抗值、和所述基线脉搏传导时间值中的对应值进行比较：
确定所述当前组织氧饱和度值与所述基线组织氧饱和度值之间的差异是否满足与所述患者的组织灌注状态变化相关联的组织氧饱和度阈值；
确定所述当前组织阻抗值与所述基线组织阻抗值之间的差异是否满足与所述患者的充血状态变化相关联的组织阻抗阈值；以及
确定所述当前脉搏传导时间值与所述基线脉搏传导时间值之间的差异是否满足与所述患者的血压状态变化相关联的阈值脉搏传导时间值。
3.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被进一步配置成用于：
将所述患者的所述心力衰竭状态传输到远程计算机；
从所述远程计算机接收针对基于所述患者的所述心力衰竭状态的医疗干预的指令；并且
将针对所述医疗干预的所述指令传输到用户界面。
4.如权利要求3所述的系统，其特征在于，针对所述医疗干预的所述指令包括以下各项中的至少一项：药物选择的改变、药物剂量的改变、用于安排拜访临床医生的指令、以及所述患者寻求医疗看护的指令。
5.如权利要求1-4中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置成用于：至少通过基于所述比较确定诊断分数，来基于所述比较确定所述患者的心力衰竭状态，其中所述诊断分数与所述患者将经历不良医疗事件的可能性相关联。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述患者的所述心力衰竭状态是更新的心力衰竭状态，并且其中所述处理电路系统被配置成：通过至少将所述患者的当前诊断分数与基线诊断分数进行比较，来确定所述更新的心力衰竭状态。
7.如权利要求6所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被进一步配置成通过至少以下各项来确定所述当前诊断分数：
确定所述当前组织氧饱和度值与所述基线组织氧饱和度值之间的所述差异的加权值；
确定所述当前组织阻抗值与所述基线组织阻抗值之间的所述差异的加权值；
确定所述当前脉搏传导时间值与所述基线脉搏传导时间值之间的所述差异的加权值；以及
将所述当前组织氧饱和度值与所述基线组织氧饱和度值之间的所述差异的所述加权值、所述当前组织阻抗值与所述基线组织阻抗值之间的所述差异的所述加权值、以及所述当前脉搏传导时间值与所述基线脉搏传导时间值之间的所述差异的所述加权值进行组合。
8.如权利要求1-7中任一项所述的系统，其特征在于，所述信号是当前信号，并且其中所述处理电路系统被进一步配置成用于：
从所述至少一个光学传感器接收基线信号，
从所述多个电极中的所述第一至少两个电极接收基线皮下组织阻抗信号，
从所述多个电极中的所述第二个至少两个电极接收基线心脏电描记图信号，
基于从所述至少一个光学传感器接收到的所述基线信号，来确定所述基线组织氧饱和度值或所述组织氧饱和度阈值中的至少一个，
基于来自所述多个电极中的所述第一至少两个电极的所述基线皮下组织阻抗信号，来确定所述基线组织阻抗值或所述组织阻抗阈值中的至少一个，并且
基于所述基线皮下组织阻抗信号或从所述至少一个光学传感器接收到的所述基线信号中的至少一个以及所述基线心脏电描记图信号，来确定所述基线脉搏传导时间值或所述阈值脉搏传导时间值中的至少一个。
9.如权利要求1-8中任一项所述的系统，其特征在于，所述多个电极中的所述第一至少两个电极和所述多个电极中的所述第二至少两个电极包括所述多个电极中的共用的至少一个电极。
10.如权利要求1-9中任一项所述的系统，其特征在于，所述植入式医疗设备包括被构造用于在所述胸腔外皮下植入的壳体，并且其中所述至少一个光学传感器和所述多个电极被定位在所述壳体上。
11.如权利要求1-10中任一项所述的系统，其特征在于，所述植入式医疗设备包括无引线植入式医疗设备。
12.一种非瞬态计算机可读介质，其存储用于使处理电路系统执行如权利要求1-11中所定义的任何操作的指令。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11154249B2 (en) 2018-05-02 2021-10-26 Medtronic, Inc. Sensing for health status management
US11935650B2 (en) * 2020-06-01 2024-03-19 Chemimage Corporation Method for fusing sensor data for cardiac monitoring and devices thereof
WO2023203443A1 (en) * 2022-04-22 2023-10-26 Medtronic, Inc. A system configured for remote monitoring of heart failure patients

Citations (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070260285A1 (en) * 2006-05-08 2007-11-08 Imad Libbus Heart failure management system
CN101175530A (zh) * 2005-04-06 2008-05-07 弗里德里克·沙尔默 用于器官处理和器官监测的可植入或可体外使用的电子医疗装置以及用于治疗的器官处理的方法
US20090326350A1 (en) * 2008-06-30 2009-12-31 Medtronic, Inc. Tissue perfusion sensor control
WO2010014066A1 (en) * 2008-07-31 2010-02-04 Medtronic, Inc. Using multiple diagnostic parameters for predicting heart failure events
US20110009754A1 (en) * 2009-07-08 2011-01-13 Brian Jeffrey Wenzel Arterial blood pressure monitoring devices, systems and methods using cardiogenic impedance signal
US20110106201A1 (en) * 2009-10-30 2011-05-05 Sourav Bhunia Implantable heart failure monitor
US20120109243A1 (en) * 2010-10-28 2012-05-03 Medtronic, Inc. Heart failure monitoring and notification
US20130184545A1 (en) * 2012-01-12 2013-07-18 Pacesetter, Inc. System and method for detecting pulmonary congestion based on stroke volume using an implantable medical device
US8515537B2 (en) * 2009-06-10 2013-08-20 Medtronic, Inc. Tissue oxygenation monitoring in heart failure
CN103415319A (zh) * 2010-12-28 2013-11-27 西比姆公司 用于患者的交感再平衡的方法
CN104349815A (zh) * 2012-03-07 2015-02-11 安特罗麦迪克斯公司 用于调节血压和心率的装置
US20160095555A1 (en) * 2014-10-07 2016-04-07 Tosense, Inc. Graphical technique for detecting congestive heart failure
CN106659403A (zh) * 2014-07-14 2017-05-10 美敦力公司 确定预期心力衰竭住院风险
US20170231568A1 (en) * 2016-02-12 2017-08-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for patient monitoring
US20180055386A1 (en) * 2016-08-31 2018-03-01 Medtronic, Inc. Systems and methods for monitoring hemodynamic status

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9968266B2 (en) * 2006-12-27 2018-05-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Risk stratification based heart failure detection algorithm
US8180438B2 (en) * 2008-01-30 2012-05-15 Greatbatch Ltd. Minimally invasive physiologic parameter recorder and introducer system
US8900140B2 (en) * 2009-10-27 2014-12-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Multiple vector fluid localization
US11311312B2 (en) 2013-03-15 2022-04-26 Medtronic, Inc. Subcutaneous delivery tool
US9675270B2 (en) 2015-04-23 2017-06-13 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining a premature ventricular contraction in a medical monitoring device
US11000189B2 (en) * 2017-11-03 2021-05-11 Pacesetter, Inc. Heart failure monitoring and reduction of respiration induced under sensing of cardiac events
US11154249B2 (en) * 2018-05-02 2021-10-26 Medtronic, Inc. Sensing for health status management

Patent Citations (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101175530A (zh) * 2005-04-06 2008-05-07 弗里德里克·沙尔默 用于器官处理和器官监测的可植入或可体外使用的电子医疗装置以及用于治疗的器官处理的方法
US20070260285A1 (en) * 2006-05-08 2007-11-08 Imad Libbus Heart failure management system
US20090326350A1 (en) * 2008-06-30 2009-12-31 Medtronic, Inc. Tissue perfusion sensor control
WO2010014066A1 (en) * 2008-07-31 2010-02-04 Medtronic, Inc. Using multiple diagnostic parameters for predicting heart failure events
US8515537B2 (en) * 2009-06-10 2013-08-20 Medtronic, Inc. Tissue oxygenation monitoring in heart failure
US20110009754A1 (en) * 2009-07-08 2011-01-13 Brian Jeffrey Wenzel Arterial blood pressure monitoring devices, systems and methods using cardiogenic impedance signal
US20110106201A1 (en) * 2009-10-30 2011-05-05 Sourav Bhunia Implantable heart failure monitor
US20120109243A1 (en) * 2010-10-28 2012-05-03 Medtronic, Inc. Heart failure monitoring and notification
CN103415319A (zh) * 2010-12-28 2013-11-27 西比姆公司 用于患者的交感再平衡的方法
US20130184545A1 (en) * 2012-01-12 2013-07-18 Pacesetter, Inc. System and method for detecting pulmonary congestion based on stroke volume using an implantable medical device
CN104349815A (zh) * 2012-03-07 2015-02-11 安特罗麦迪克斯公司 用于调节血压和心率的装置
CN106659403A (zh) * 2014-07-14 2017-05-10 美敦力公司 确定预期心力衰竭住院风险
US20160095555A1 (en) * 2014-10-07 2016-04-07 Tosense, Inc. Graphical technique for detecting congestive heart failure
US20170231568A1 (en) * 2016-02-12 2017-08-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for patient monitoring
US20180055386A1 (en) * 2016-08-31 2018-03-01 Medtronic, Inc. Systems and methods for monitoring hemodynamic status

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