CN117615700A - 基于行走而不是说话来预测跌倒的可能性 - Google Patents

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Abstract

公开了一种示例装置或系统和方法，该系统包括被配置成生成至少一个信号的加速度计电路、被配置成捕获人的语音的麦克风、存储器、和通信地联接到加速度计电路、麦克风和存储器的处理电路。该处理电路被配置成基于至少一个信号来确定人何时在行走，并且基于所捕获的语音来确定人何时在说话。该处理电路被配置成基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。

Description

基于行走而不是说话来预测跌倒的可能性
技术领域
本公开整体涉及装置、系统和技术，并且更具体地涉及用于预测人(诸如患者)可能跌倒的可能性的装置、系统和技术。
背景技术
植入式医疗装置(IMD)和外部医疗装置(例如可穿戴医疗装置)，包括植入式起搏器和植入式心脏复律除颤器(ICD)以及无治疗插入式心脏监测器(例如，美敦力公司(Medtronic)的LINQTM或LINQ IITM)，记录心脏电描记图(EGM)信号(例如，P波和R波)以感测心脏事件。IMD从所感测到的心脏事件检测心动过缓、心动过速和/或纤颤的发作，并且一些IMD根据需要通过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)对发作作出响应。这些和其他医疗装置可以包括生成其他基于生理的信号，如基于患者运动或活动、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，或者作为包括这些传感器的系统的一部分。
发明内容
一般来讲，本公开涉及用于基于人在行走时是否说话来确定人可能跌倒的风险的技术。更具体地，本公开设想了一种监测人行走和说话的装置或系统。本公开的装置或系统可以包括诸如智能手表或健身监视器的智能电话、可穿戴装置、植入式医疗装置等。
在一个示例中，一种系统包括加速度计电路，该加速度计电路被配置成生成指示人在行走的至少一个信号；麦克风，该麦克风被配置成捕获人的语音；存储器；和处理电路，该处理电路通信地联接到加速度计电路、麦克风和存储器，该存储器被配置成：基于至少一个信号确定人何时在行走；基于所捕获的语音来确定人何时在说话；以及基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
在其他示例中，一种方法包括：由处理电路基于来自加速度计电路的至少一个信号来确定人何时在行走；由处理电路基于从麦克风捕获的语音来确定人何时在说话；以及基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
在其他示例中，非暂时性计算机可读存储介质包含指令，这些指令在由处理电路执行时使处理电路：基于加速度计电路的至少一个信号来确定人何时在行走；基于从麦克风捕获的语音来确定人何时在说话；以及基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。其并不旨在提供对在以下附图和描述中详细描述的设备和方法的排他性或穷尽性解释。本公开的一个或多个方面的细节在以下附图和说明书中示出。
附图说明
图1是绘示出结合患者的示例医疗装置系统的概念图。
图2是绘示出结合患者的另一种示例医疗装置系统的概念图。
图3是绘示出图2的植入式心脏监测器的示例配置的透视图；
图4A至图4C分别是绘示出结合患者的另一种示例医疗装置系统的正视、侧视和俯视概念图。
图5是绘示出结合患者的另一种示例医疗装置系统的概念图。
图6是绘示出图4A至图5的心内起搏装置的示例配置的概念图。
图7是绘示出植入式医疗装置的示例配置的功能框图。
图8是绘示出被配置成与一个或多个植入式医疗装置通信的外部装置的示例配置的功能框图。
图9是绘示出示例系统的功能框图，该示例系统包括经由网络连接到植入式医疗装置和/或外部装置的远程计算装置，如服务器和一个或多个其他计算装置。
图10是绘示出根据本公开的技术的跌倒风险的示例确定的流程图。
具体实施方式
跌倒可能在老年人中引起显著的死亡率和发病率。预测跌倒将为介入提供机会，从而有可能防止跌倒。《柳叶刀》1997年的一篇题为“‘说话时停止行走’作为老年人跌倒的预测因素”的文章报道说，不太稳定且容易跌倒的人比更稳定且不容易跌倒的人更不容易同时行走和说话。
在一些示例中，装置或系统可以同时监测人的语音和活动水平。如果装置或系统确定一个人同时在行走和说话，则跌倒的风险可能相对较低。如果装置或系统确定这个人在单独的时间行走和说话，但不是在同一时间，则跌倒的风险可能相对较高。
包括植入式起搏器和植入式心脏复律除颤器(ICD)的植入式医疗装置(IMD)以及外部装置(例如，可穿戴装置)可以记录心脏电描记图(EGM)信号(例如，P波和R波)以感测心脏事件。IMD从所感测到的心脏事件检测心动过缓、心动过速和/或纤颤的发作，并且一些IMD根据需要通过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)对发作作出响应。这些和其他装置可以包括生成其他基于生理的信号，如基于患者运动或活动(诸如行走)、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，或者作为包括这些传感器的系统的一部分。诸如智能手表或健身监视器的智能电话、可穿戴装置等也可以包括生成指示人在行走的信号的传感器。
附加地，诸如IMD、智能电话和其他装置的一些装置可以包括麦克风，这些麦克风可以捕获声音，诸如人的语音或人说话的声音。处理电路可以使用捕获的语音来确定特定的人是否在说话。例如，存在许多可用的算法可以使用语音生物测定来识别特定人的语音。通过使用语音生物测定来识别正在说话的特定人，处理电路可以在确定该特定人是否在走路时说话时排除不匹配的语音。例如，处理电路可以通过使用装置或系统中的麦克风来创建语音模板，诸如IMD麦克风、智能电话麦克风、可穿戴装置麦克风等。语音模板可以存储在装置的存储器或装置外部的存储器中。在一些示例中，装置麦克风可以连续检查语音与存储的模板的匹配，并且存储语音匹配的开始时间和结束时间。
根据本公开的特征或方面，处理电路可以基于指示人在行走的至少一个信号来确定人何时在行走，并且基于所捕获的语音来确定人何时在说话。处理电路可以基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
例如，根据本公开的某些特征或方面，装置或系统包括：加速度计电路，该加速度计电路被配置成生成指示人在行走的至少一个信号；麦克风，该麦克风被配置成捕获人的语音；以及处理电路，该处理电路被配置成将人的语音与语音模板进行匹配并基于人在行走时是否在说话来计算人跌倒的风险。此类具体实施可以提供对健康变化(或无变化)的客观测量，以帮助指导治疗。例如，确定人是否在走路时说话可以帮助确定健康状况是正在改善、下降还是稳定。虽然不限于此，但是可以从以下结合附图的讨论中获得对本公开的各个方面的理解。虽然本公开可以提供示例，包括识别可以被配置成实施本文中所描述的技术的装置或系统，但这些识别并不意味着限制。虽然本文主要在IMD和患者的上下文中讨论，但是具有加速度计和/或麦克风的任何装置都可以用于为任何人实施本公开的技术。例如，诸如智能手表或健身监测装置的智能电话或可穿戴装置可以用于实施本公开的技术。
图1是绘示出结合患者14A的示例医疗装置系统8A的概念图。医疗装置系统8A是医疗装置系统的示例，该医疗装置系统被配置成实施本文描述的用于基于人是否在行走时说话来确定跌倒风险的技术。尽管在图1中未绘示，但是医疗装置系统8A的一个或多个装置可以包括加速度计电路和麦克风，该加速度计电路被配置成生成指示人(例如，患者14A)行走的至少一个信号，该麦克风被配置成捕获人的语音。在所绘示的示例中，医疗装置系统8A包括联接到心室导线20和心房导线21的植入式医疗装置(IMD)10A。IMD 10A是能够向患者14A的心脏16A递送起搏、心脏复律和除颤治疗的植入式心脏复律除颤器(ICD)，并且在下文中将被称为ICD 10A。
心室导线20和心房导线21电联接到ICD 10A并延伸到患者14A的心脏16A中。心室导线20包括如所示定位在患者14A的右心室(RV)中的导线上的电极22和24，用于感测RV中的心室EGM信号和起搏。心房导线21包括电极26和28，它们位于患者的右心房(RA)中的导线上，用于感测RA中的心房EGM信号和起搏。
心室导线20附加地携带高压线圈电极42，并且心房导线21携带高压线圈电极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”在本文中可以用于指心脏复律电击和除颤电击。在其他示例中，心室导线20可以携带高压线圈电极42和44两者，或者还可以携带除了图1的示例中所绘示的那些之外的高压线圈电极。
ICD 10A可以使用心室导线20和心房导线21两者来从患者14A获取心脏电描记图(EGM)信号并且响应于所获取的数据来递送治疗。医疗装置系统8A被示出为具有双腔ICD配置，但是其他示例可以包括一个或多个附加导线，如延伸到右心房中，穿过冠状窦并且延伸到心脏静脉中的冠状窦导线，以沿左心室(LV)定位电极，用于感测LV EGM信号并且将起搏脉冲递送到LV。在其他示例中，医疗装置系统可以是单腔室系统或以其他方式不包含心房引线21。
被配置用于执行本文描述的技术的处理电路、感测电路和其他电路容纳在密封壳体12内。壳体12(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电极。因此，壳体12在本文也被称为“壳体电极”12。
ICD 10A可以将由ICD 10A获取的EGM信号数据和心律发作数据，以及关于由ICD10A进行的治疗的递送数据，以及根据加速度计电路生成的信号确定的与患者行走和/或根据麦克风捕获的语音确定的与患者说话相关联的操纵的和/或原始形式的数据(可能是压缩的、编码的和/或类似形式的数据)传输到外部装置30A。外部装置30A可以是计算装置，例如，在家庭、门诊、诊所或医院环境中使用，以经由无线遥测与ICD 10A通信。外部装置30A可以联接到远程监测系统，如可以从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的。外部装置30A可以是例如编程器、外部监测器或消费装置，例如可穿戴装置或智能电话，如加利福尼亚州库比蒂诺的苹果公司的/>。在一些示例中，ICD 10A可以包括加速度计电路、麦克风或者加速度计电路和麦克风两者。在一些示例中，ICD 10A可以不包括加速度计电路或麦克风，并且外部装置30A可以包括加速度计电路和麦克风。
外部装置30A可以用于将命令或操作参数编程到ICD 10A中以控制其功能(例如，当被配置成ICD 10A的编程器时)。外部装置30A可以用于询问ICD 10A以检索数据，包括装置操作数据以及累积在ICD 10A的存储器中的生理数据，诸如与患者14A何时行走、患者14A何时说话和/或基于患者14A何时行走和患者14A何时说话而导致的患者14A跌倒的风险相关联的数据。询问可以是自动的，例如根据时间表，或响应于远程或本地用户命令。编程器、外部监测器和消费装置是可以用于询问ICD 10A的外部装置30A的示例。ICD 10A和外部装置30A使用的通信技术的示例包括射频(RF)遥测，其可以是经由、无线局域网、无线广域网、医疗植入通信服务(MICS)或其他无线连接建立的RF链路。
如图1所绘示，在一些示例中，医疗装置系统8A还可以包括压力感测IMD 50。在所绘示的示例中，压力感测IMD 50被植入患者14A的肺动脉中。在一些示例中，一个或多个压力感测IMD 50可以附加地或替代地被植入心脏16A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14A的血压。例如，压力感测IMD50可以被布置在肺动脉中并被配置成感测从从右心室的右心室流出道(RVOT)穿过肺动脉瓣流向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14A的肺动脉舒张压(PAD)。PAD值是可以用于患者监测的压力值。例如，PAD可以用作评估患者14A充血性心力衰竭的基础。
然而，在其他示例中，压力感测IMD 50可以用于测量除PAD之外的血压值。例如，压力感测IMD 50可以被布置在心脏16A的右心室中以感测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，如肺动脉内的收缩压或舒张压。如图1所示，压力感测IMD 50位于肺动脉39的主干中。在其他示例中，如压力感测IMD 50等的传感器可以位于肺动脉分叉之外的右或左肺动脉中。
此外，压力感测IMD 50的放置不一定限于循环的肺部侧。压力感测IMD 50可以潜在地被放置在循环的全身侧。例如，在某些条件下并采用适当的安全措施，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可以被放置在肾循环中。将压力感测IMD 50放置在肾循环中可能有益于，例如，基于压力感测IMD 50对肾循环的压力或一些其他指示的监测来监测患者14A的肾功能不全程度。
在一些示例中，压力感测IMD 50包括被配置成对患者14A的肺动脉内的绝对压力作出响应的压力传感器。在此类示例中，压力感测IMD 50可以是多种不同类型的压力传感器中的任一种。可以用于测量血压的一种形式的压力传感器是电容压力传感器。另一种示例压力传感器是感应传感器。在一些示例中，压力感测IMD 50还可以包含压电或压阻压力换能器。在一些示例中，压力感测IMD 50可以包含流量传感器。
在一个示例中，压力感测IMD 50包含无导线压力传感器，该无导线压力传感器包括被配置成测量肺动脉内的血压的电容压力感测元件。压力感测IMD 50可以与ICD 10A和/或外部装置30A无线通信，例如，以便将血压测量结果传输到装置中的一个或两者。压力感测IMD 50可以采用例如射频(RF)或其他遥测技术来与ICD 10A和包括例如外部装置30A的其他装置通信。在另一个示例中，压力感测IMD 50可以包括组织电导通信(TCC)系统，通过该系统，装置将患者14A的组织用作电通信介质，通过该电通信介质向ICD 10A和/或外部装置30A发送信息和从ICD 10A和/或外部装置30A接收信息。
医疗装置系统8A是医疗装置系统的示例，该医疗装置系统被配置成用于基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。可以由医疗装置系统8A的处理电路，如ICD 10A和外部装置30A中的一个或两者的处理电路单独地或共同地执行所考虑的此类技术。关于图2至9描述了可以被配置成实施这些技术的其他示例医疗装置系统。尽管本文主要在生成信号并且在一些示例中递送治疗的植入式医疗装置的上下文中进行描述，但是实施本公开中描述的技术的系统可以附加地或替代地包括诸如智能电话或可穿戴装置的外部装置，该外部装置被配置成执行以下操作中的一个或多个：生成指示人是否在行走的至少一个信号(例如，加速度计信号)，捕获人的语音，基于至少一个信号确定人何时在行走，基于捕获的语音确定人何时在说话，基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险，或者执行本公开的其他技术。
图2是绘示出结合患者14B的另一种示例医疗装置系统8B的概念图。医疗装置系统8B是医疗装置系统的另一个示例，该医疗装置系统被配置成实施本文描述的用于基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险的技术。在所绘示的示例中，医疗装置系统8B包括IMD 10B和外部装置30B。
IMD 10B是能够感测和记录来自心脏16B外部的位置的心脏EGM信号的插入式心脏监测器(ICM)，并且在下文中将被称为ICM 10B。进一步地，根据本公开，ICM 10B能够实施一种或多种用于基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险的技术。在一些示例中，ICM 10B包括或联接到一个或多个附加传感器，该一个或多个附加传感器生成一个或多个其他生理信号，如基于患者运动和/或姿势(例如，加速度计电路)、血流或呼吸而变化的信号。在一些示例中，ICM 10B还可以包括被配置成捕获患者10B的语音的麦克风。ICM 10B可以植入患者14B的胸腔外部，例如皮下或肌肉下，如图2所绘示的胸部位置。在一些示例中，ICM 10B可以采用Reveal LINQTMICM的形式，其可以从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得。
外部装置30B可以以基本上类似于以上关于外部装置30A和图1所描述的方式来配置。外部装置30B可以与ICM 10B无线通信，例如以对ICM的功能进行编程，以及从ICM检索记录的生理信号和/或患者参数值或评分(诸如跌倒风险)或从此类信号导出的其他数据。ICM10B和外部装置30B两者均包括处理电路，并且任一个或两个装置的处理电路可以执行本文描述的用于确定跌倒风险的技术，如下面进一步详细讨论的。
尽管未在图2的示例中绘示出来，但是被配置成实施本公开的技术的系统可以包括除了ICM 10B之外或代替ICM 10B的一个或多个植入或外部医疗装置。例如，医疗装置系统可以包括压力感测IMD 50、血管ICD(例如，图1的ICD 10A)、血管外ICD(例如，图4A至5的ICD 10C)或心脏起搏器(例如，图4A至6的IPD 10D或植入心脏外部但联接到心内或心外膜导线的心脏起搏器)。一个或多个此类装置可以生成加速度计信号和/或捕获患者14B的语音，并且包括处理电路，该处理电路被配置成整体或部分地执行本文描述的用于确定跌倒风险的技术。植入装置可以相互通信和/或与外部装置30通信，并且植入装置或外部装置之一可以基于对患者14B何时行走和患者14B何时说话的确定来最终计算跌倒风险。
图3是绘示出ICM 10B的示例配置的概念图。在图3所示的示例中，ICM 300可以体现为具有壳体62、近侧电极64和远侧电极66的监测装置。壳体62还可以包含第一主表面68、第二主表面70、近端72和远端74。壳体62封闭位于ICM 10B内部的电子电路并且保护其中含有的电路免受体液影响。电馈通提供电极64和66的电连接。
在图3所示的示例中，ICM 10B由长度L、宽度W和厚度或深度D限定，并且是细长矩形棱柱的形式，其中长度L远大于宽度W，宽度W又大于深度D。在一个示例中，ICM 10B的几何形状—特别是大于深度D的宽度W—被选择为允许使用微创手术将ICM 10B插入到患者14B的皮肤下并且在插入期间保持在期望的取向。例如，图3所示的装置包括沿纵轴的径向不对称性(特别是矩形形状)，其在插入后将装置保持在正确的取向。例如，在一个示例中，近侧电极64和远侧电极66之间的间距可以在30毫米(mm)至55mm、35mm至55mm，以及40mm至55mm的范围内，并且可以是从25mm至60mm的任何范围或单独的间距。另外，ICM 10B可以具有在30mm至大约70mm的范围内的长度L。在其他示例中，长度L可以在40mm至60mm、45mm至60mm的范围内，并且可以是在约30mm至约70mm之间的任何长度或长度范围。另外，主表面68的宽度W可以在3mm至10mm的范围内，并且可以是在3mm至10mm之间的任何单个宽度或宽度范围。ICM 10B的深度D的厚度可以在2mm至9mm的范围内。在其他示例中，ICM 10B的深度D可以在2mm至5mm的范围内，并且可以是从2mm至9mm的任何单个深度或深度范围。另外，根据本公开的示例的ICM 10B具有出于易于植入和患者舒适而设计的几何形状和大小。本公开中描述的ICM 10B的示例可以具有3立方厘米(cm)或更小的体积、1.5立方厘米或更小的体积或者在3立方厘米和1.5立方厘米之间的任何体积。
在图3所示的示例中，一旦插入患者14B体内，第一主表面68就面向外，朝向患者14B的皮肤，而第二主表面70位于与第一主表面68相对的位置。另外，在图3所示的示例中,近端72和远端74是圆形的，以减少一旦插入患者14B的皮肤下对周围组织造成的不适和刺激。
近侧电极64和远侧电极66用于感测心脏信号，例如胸腔内或胸腔外ECG信号，其可以是肌肉下或皮下的。ECG信号可以存储在ICM 10B的存储器中，并且ECG数据可以经由集成天线82传输到另一个医疗装置，该另一个医疗装置可以是另一种植入式装置或如外部装置30B的外部装置。在一些示例中，电极64和66可以附加地或替代地用于感测来自任何植入位置的任何感兴趣的生物电势信号，其可以是例如EGM、EEG、EMG或神经信号。
在图3所示的示例中，近侧电极64靠近近端72，并且远侧电极66靠近远端74。在该示例中，远侧电极66不限于平坦的面向外的表面，而是可以从第一主表面68围绕圆形边缘76和/或端表面78延伸到第二主表面70上以使得电极66具有三维弯曲配置。在图3所示的示例中，近侧电极64位于第一主表面68上并且基本上是平坦的面向外的。然而，在其他示例中，近侧电极64可以利用远侧电极66的三维弯曲配置，提供三维近侧电极(在该示例中未示出)。类似地，在其他示例中，远侧电极66可以利用位于第一主表面68上的基本平坦的面向外的电极，类似于关于近侧电极64所示的电极。
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上的配置。在其他配置中，如图3所示的配置，只有近侧电极64和远侧电极66中一个位于两个主表面68和70上，而在其他配置中，近侧电极64和远侧电极66均位于第一主表面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)。在另一个示例中，ICM 10B可以包括在装置的近端和远端处或附近的主表面68和70上的电极，使得在ICM 10B上包括总共四个电极。电极64和66可以由多种不同类型的生物相容导电材料形成，例如不锈钢、钛、铂、铱或其合金，并且可以利用一个或多个涂层，如氮化钛或分形氮化钛。
在图3所示的示例中，近端72包括头部组合件80，其包括近侧电极64、集成天线82、抗迁移突起84和/或缝合孔86中的一个或多个。集成天线82位于与近侧电极64相同的主表面(例如第一主表面68)上，并且也被包括为头部组合件80的一部分。集成天线82允许ICM10B传输和/或接收数据。在其他示例中，集成天线82可以形成在与近侧电极64相对的主表面上，或者可以结合在ICM 10B的壳体62内。在图3所示的示例中，抗迁移突起84位于邻近集成天线82的位置，并远离第一主表面68突出，以防止装置的纵向移动。在图3所示的示例中，抗迁移突起84包括多个(例如，九个)远离第一主表面68延伸的小凸块或突起。如上文所讨论的，在其他示例中，抗迁移突起84可以位于与近侧电极64和/或集成天线82相对的主表面上。另外，在图3所示的示例中，头部组合件80包括缝合孔86，其提供将ICM 10B固定到患者14B以防止在插入后移动的另一种手段。在所示的示例中，缝合孔86位于邻近近侧电极64的位置。在一个示例中，头部组合件80是由聚合物或塑料材料制成的模制头部组合件，其可与ICM 10B的主要部分集成或分离。
图4A至4C分别是绘示出结合患者14C的另一种示例医疗装置系统8C的正视、侧视和俯视概念图。医疗装置系统8C是医疗装置系统的另一个示例，该医疗装置系统被配置成实施本文描述的用于基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险的一种或多种技术。
在所绘示的示例中，医疗装置系统8C包括植入患者14C内的心血管外ICD系统100A。ICD系统100A包括IMD 10C，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导线102A。ICD 10C被配置成当检测到心房或心室纤颤时向患者14C的心脏16C递送高能心脏复律或除颤脉冲。心脏复律电击通常会在满足纤颤检测标准时与检测到的R波同步地递送。除颤电击通常在满足纤颤标准时递送，并且不能从ICD 10C感测到的信号中辨别R波。
ICD 10C皮下或肌肉下植入胸廓上方的患者14C的左侧。除颤导线102A可以至少部分地植入胸骨下位置，例如在胸廓和/或胸骨110和心脏16C之间。在一种此类配置中，导线102A的近侧部分从ICD 10C向胸骨110皮下延伸，并且导线102A的远侧部分在前纵隔112中胸骨110的上方、下方或之下延伸(图4C)。前纵隔112由胸膜116(图1C)侧向界定，由心包114(图4C)向后界定，并且由胸骨110向前界定。在一些情况下，前纵隔的前壁也可以由胸横肌和一个或多个肋软骨形成。前纵隔包括大量疏松结缔组织(如蜂窝组织)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织(例如，横切胸部肌肉)、胸廓内动脉分支和胸廓内静脉。在一个示例中，导线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胸骨110的后侧延伸。导线102A可以至少部分地植入在其他胸内位置，例如，其他非血管、心包外位置，包括围绕心包或心脏的其他部分的周界和邻近但不附接到心包或心脏的其他部分并且不在胸骨110或胸廓上方的间隙、组织或其他解剖特征。
在其他示例中，导线102A可以植入在其他心血管外位置。例如，除颤导线102A可以从ICD 10C朝向患者14C的躯干中心在胸廓上方皮下延伸，在躯干中心附近弯曲或转动，并且在胸廓和/或胸骨110上方皮下延伸。除颤导线102A可以侧向偏移到胸骨110的左侧或右侧或位于胸骨110上。除颤导线102A可以基本上平行于胸骨110延伸，或者在近端或远端从胸骨110侧向成角度。
除颤导线102A包括绝缘导线体，该绝缘导线体具有包括被配置成连接到ICD 10C的连接器104的近端和包括一个或多个电极的远侧部分。除颤导线102A还包括一个或多个导体，这些导体在导线体内形成导电路径并将电连接器和相应的电极互连。
除颤导线102A包括除颤电极，该除颤电极包括两个区段或分段106A和106B，共同地(或替代地)成为除颤电极106。除颤电极106朝向除颤导线102A的远侧部分，例如朝向沿胸骨110延伸的除颤导线102A的部分。除颤导线102A被放置在胸骨110之下和/或沿胸骨110放置，使得分段106A或106B与由ICD 10C形成或在ICD 10C上形成的壳体电极(或治疗载体的其他第二电极)之间的治疗载体基本上跨过心脏16C的心室。在一个示例中，治疗载体可以被视为从除颤电极106上的点(例如，分段106A或106B中的一个的中心)延伸到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。
除颤导线102A还可以包括沿除颤导线102A的远侧部分定位的一个或多个感测电极，如感测电极108A和108B(单独地或共同地，“感测电极108”)。在图4A和图4B所绘示的示例中，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可以均在除颤电极106的远侧或均在除颤电极106的近侧。在其他示例中，导线102A可以在除颤电极106的近侧和/或远侧的各种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可以包括在另一个导线(未示出)上的一个或多个电极。
ICD系统100A可以经由包括电极108A和108B与ICD 10C的壳体电极的组合的一个或多个感测矢量来感测电信号。在一些情况下，ICD 10C可以使用包括分段106A和106B中的一个以及感测电极108A和108B中的一个或ICD 9的壳体电极的感测矢量来感测心脏电信号。所感测到的电固有信号可以包括由心肌生成并且指示心脏16C在心动周期期间的各个时间的去极化和复极化的电信号。ICD 10C分析由一个或多个感测矢量感测到的电信号以检测快速性心律失常，如室性心动过速或心室纤颤。响应于检测到快速性心律失常，ICD10C可以开始对存储元件(如一个或多个电容器的组)充电，并且当充电时，如果快速性心律失常仍然存在，则经由除颤导线102A的除颤电极106递送一个或多个除颤脉冲。
医疗装置系统8C还包括IMD 10D，其被植入心脏16C内并被配置成向心脏递送心脏起搏，它例如是心内起搏装置(IPD)。下文将IMD 10D称为IPD 10D。在所绘示的示例中，IPD10D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心脏16C的其他腔室内的一个或多个IPD 10D，或附接到心脏16C的外表面(例如，与心外膜接触)以使得起搏装置被安置在心脏16C的外部的类似配置的起搏装置。
IPD 10D被配置成感测心脏16C的电活动并向心脏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可以经由一个或多个穿透组织的固定元件附接到心脏16C的内壁。这些固定元件可以将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能够使用在IPD 10D的壳体上携带的电极来感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成并且指示心脏16C在心动周期期间的各个时间的去极化和复极化的电信号。IPD 10D可以分析所感测到的电信号以检测心动过缓和快速性心律失常，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可以例如根据快速性心律失常的类型经由IPD 10D的电极递送ATP治疗。在一些示例中，IPD 10D可以响应于确定另一个医疗装置(例如ICD10C)递送了抗抗快速性心律失常电击而递送电击后起搏。
IPD 10D和ICD 10C可以被配置成协调它们的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。在此类情况下，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各自的电极感测到的数据，以做出快速性心律失常检测和/或治疗决定。照此，每个装置不知道另一个装置是否将检测快速性心律失常，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递送的抗快速性心律失常电击，这可以改善皮下ICD 10C和IPD 10D之间的治疗协调而无需装置到装置通信。以这种方式，IPD 10D可以协调心脏刺激治疗的递送，包括ATP的终止和电击后起搏的递送的发起，其中仅通过检测除颤脉冲的检测而应用抗快速性心律失常电击，而无需与应用抗快速性心律失常电击的除颤装置通信。
在其他示例中，IPD 10D和ICD 10C可以进行通信以促进心律失常的适当检测和/或治疗的递送。通信可以包括一个装置被配置成传输通信消息并且另一个装置被配置成接收那些消息的单向通信。通信反而可包括每个装置被配置成传输和接收通信消息的双向通信。
外部装置30C可以被配置成基本上类似于以上关于图1描述的外部装置30A。外部装置30C可以被配置成与ICD 10C和IPD 10D中的一个或两者通信。在外部装置30C仅与ICD10C和IPD 10D中的一个通信的示例中，非通信装置可以从与外部装置30C通信的装置接收指令或向其传输数据。在一些示例中，用户可以经由联网的计算装置远程地与装置30C交互。用户可以与外部装置30C交互以与IPD 10D和/或ICD 10C通信。
例如，用户可以与外部装置30C交互以发送询问请求并检索由ICD 10C和IPD 10D中的一个或两者存储的所感测到的生理数据(例如当人在行走时、当人在说话时、或跌倒风险)或治疗递送数据，并且对定义治疗的治疗参数进行编程或进行更新，或执行关于ICD10C和IPD 10D的任何其他活动。尽管用户是内科医生、技师、外科医生、电生理学家或其他保健专业人员，但是在一些示例中用户可以是患者14C。例如，外部装置30C可以允许用户对用于确定跌倒风险的任何系数、加权因子或技术进行编程。作为另一个示例，外部装置30C可以用于将命令或操作参数编程到ICD 10C中以控制其功能。外部装置30C可以用于询问ICD 10C以检索数据，包括装置操作数据以及累积在IMD存储器中的生理数据，诸如与人何时在行走、人何时在说话、或者基于对人何时在行走和对人何时在说话的确定的跌倒风险相关联的数据。ICD 10C可以被配置成实施本公开的用于确定人何时在行走、人何时在说话和/或跌倒风险的各种特征或方面。
医疗装置系统8C是医疗装置系统的示例，该医疗装置系统被配置成基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。可以由医疗装置系统8C的处理电路，如ICD 10C和外部装置30C中的一个或两者的处理电路单独地或共同地执行所考虑的此类技术，如以下结合图10提供的描述所进一步详细讨论的。本文描述了可以被配置成实施这些技术的其他示例医疗装置系统。
图5是绘示出包括植入患者体内的心血管外ICD系统100B和IPD 10D的另一种示例医疗装置系统8D的概念图。医疗装置系统8B可以被配置成执行本文关于图4A至4C的医疗装置系统8C描述的技术中的任一种。图4A至4C和图5中具有相似标号的组件可以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包括联接到除颤导线102B的ICD 10C。与图4A至4C的除颤导线102A不同，除颤导线102B从ICD 10C在胸廓上方皮下延伸。在所绘示的示例中，除颤导线102B朝向患者14D的躯干中心延伸，在躯干中心附近弯曲或转动，并且在胸廓和/或胸骨110上方皮下延伸。除颤导线102B可以侧向偏移到胸骨110的左侧或右侧或位于胸骨110上。除颤导线102B可以基本上平行于胸骨102延伸，或者在近端或远端从胸骨侧向成角度。
除颤导线102B包括绝缘导线体，该绝缘导线体具有包括被配置成连接到ICD 10C的连接器104的近端和包括一个或多个电极的远侧部分。除颤导线102B还包括一个或多个导体，这些导体在导线体内形成导电路径并将电连接器和相应的电极互连。在所绘示的示例中，除颤导线102B包括朝向除颤导线102B的远侧部分，例如朝向沿胸骨110延伸的除颤导线102B的部分的单个除颤电极106。除颤导线102B沿胸骨110放置，使得除颤电极106与由ICD 10C形成或在ICD 10C上形成的壳体电极(或治疗载体的其他第二电极)之间的治疗载体基本上跨过心脏16D的心室。
除颤导线102B还可以包括沿除颤导线102B的远侧部分定位的一个或多个感测电极，如感测电极108A和108B。在图5所绘示的示例中，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可以均在除颤电极106的远侧或均在除颤电极106的近侧。在其他示例中，导线102B可以在除颤电极106的近侧和/或远侧的各种位置处包括更多或更少的电极，并且导线102B可以包括多个除颤电极，例如图4A至图4C的示例所绘示的分段106A和106B。
医疗装置系统8D是医疗装置系统的示例，该医疗装置系统被配置成基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。可以由医疗装置系统8D的处理电路，如ICD 10C和外部装置30D中的一个或两者的处理电路单独地或共同地执行所考虑的此类技术，如下面进一步详细讨论的。
图6是绘示出IPD 10D的示例配置的概念图。如图6所示，IPD 10D包括外壳130、盖138、电极140、电极132、固定机构142、凸缘134和开口136。外壳130和盖138一起可以被认为是IPD 10D的壳体。以这种方式，外壳130和盖138可以封闭和保护IPD 10D内的各种电气组件，例如电路。外壳130可以封闭基本上所有的电气组件，并且盖138可以密封外壳130并形成IPD 10D的气密密封壳体。尽管IPD 10D通常被描述为包括一个或多个电极，但是IPD 10D通常可以包括至少两个电极(例如，电极132和140)以递送电信号(例如，诸如心脏起搏等治疗)和/或提供至少一个感测矢量。
电极132和140被携带在由外壳130和盖138形成的壳体上。以这种方式，电极132和140可以被认为是无导线电极。在图6的示例中，电极140被安置在盖138的外表面上。电极140可以是定位成在植入时接触心脏组织的圆形电极。电极132可以是安置在外壳130的外表面上的环形或圆柱形电极。外壳130和盖138均可以是电绝缘的。
电极140可以用作阴极并且电极132可以用作阳极，或反之亦然，以递送心脏起搏，如心动过缓起搏、CRT、ATP或电击后起搏。然而，电极132和140可以用于任何刺激配置。另外，电极132和140可以用于检测来自心肌的固有电信号。
固定机构142可以将IPD 10D附接到心脏组织。固定机构142可以是主动固定叉、螺钉、夹具、粘合剂构件或用于将装置附接到组织的任何其他机构。如图6的示例所示，固定机构142可以由保持预成型形状的记忆材料，诸如形状记忆合金(例如，镍钛)构成。在植入期间，固定机构142可以向前曲折以刺穿组织并被允许向后朝向外壳130曲折。以这种方式，固定机构142可以被嵌入靶组织内。
凸缘144可以设置在外壳130的一端上，以能够拴系或取出IPD 10D。例如，缝合线或其他装置可以围绕凸缘144和/或通过开口146插入并附接到组织。以这种方式，如果固定机构142失效，则凸缘144可以提供次级附接结构以将IPD 10D拴系或保持在心脏16C(或16D)内。一旦需要从患者14D取出(或移除)IPD，如果认为有必要，也可以使用凸缘144和/或开口146来取出IPD 10D。
重新参照图4A至图5，医疗装置系统8C和8D是医疗装置系统的示例，该医疗装置系统被配置成基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。此类技术可以由医疗装置系统8C或8D的处理电路，如ICD 10C、IPD 10D和外部装置30C或30D中的一个或多个的处理电路单独地或共同地执行。尽管图4A至5的示例医疗装置系统8C和8D被绘示为包括ICD 10C和IPD 10D两者，但是其他示例可以仅包括ICD 10C或IPD 10D中的一个，其是单独的或者与其他植入的或外部装置组合。
图7是绘示出IMD 10的示例配置的功功能框图。IMD 10可以对应于ICD 10A、ICM10B、ICD 10C、IPD 10D或另一IMD中的任一个，其被配置成实施如本公开中描述的用于基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险的技术。IMD 10可以为具有心脏16A-16D(以下称为心脏16)的任何患者14A-14D(以下称为患者14)实施这些技术。在所绘示的示例中，IMD 10包括处理电路160和相关联的存储器170、感测电路162、治疗递送电路164、传感器166以及通信电路168。然而，ICD 10A、ICM 10B、ICD 10C和IPD 10D无需包括所有这些组件，或者可以包括附加组件。例如，在一些示例中，ICM 10B可以不包括治疗递送电路164(由间断线绘示出)。
存储器170包括计算机可读指令，这些计算机可读指令在由处理电路160执行时使IMD 10和处理电路160执行本文中归因于IMD 10和处理电路160的各种功能(例如，确定人何时在行走，确定人何时在说话，和/或确定跌倒风险)。存储器170可包括任何易失性介质、非易失性介质、磁介质、光学介质或电介质，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。
处理电路160可以包括固定功能电路和/或可编程处理电路。处理电路160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一者或多者。在一些示例中，处理电路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)以及其他离散或集成逻辑电路。本文中归因于处理电路160的功能可以体现为软件、固件、硬件或它们的任何组合。处理电路160可以与IMD 10的元件(诸如存储器170、加速计电路(ACCLRM)167和麦克风(MIC)165)通信地联接。
感测电路162和治疗递送电路164可以联接到电极190。图7所绘示的电极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至图5)；或者IPD 10D的电极132和140(图6)。
感测电路162监测来自选定的两个或更多个电极190的信号，以便监测心脏16的电活动、阻抗或其他电现象。可以进行对心脏电信号的感测以确定心率或心率变异性或检测心律失常(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162可以包括一个或多个滤波器和放大器，以用于对从电极190接收的信号进行滤波和放大。
所得心脏电信号可被传递到心脏事件检测电路，该心脏事件检测电路在心脏电信号超过感测阈值时检测心脏事件。心脏事件检测电路可包括整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。感测电路162响应于心脏事件(例如，检测到的P波或R波)的感测，向处理电路160输出指示。
以这种方式，处理电路160可以接收与在心脏16的相应腔室中检测到的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波的指示可以用于检测心室和/或心房快速性心律失常发作，例如心室或心房颤动发作。一些检测信道可以被配置成检测心脏事件，例如P波或R波，并且将此类事件的发生的指示提供给处理电路160。
感测电路162还可以包括开关模块，以选择将可用电极190(或电极极性)中的哪一个用于感测心脏活动。在具有若干电极190的示例中，处理电路160可以经由感测电路162内的开关模块选择充当感测电极的电极，即，选择感测配置。感测电路162还可将一个或多个数字化EGM信号传递到处理电路160进行分析，例如用于心律辨别。
处理电路160可以实施可编程计数器。如果IMD 10被配置成生成起搏脉冲并将其递送至心脏16，则此类计数器可以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)和其他起搏模式相关联的基本时间间隔。由处理电路160定义的间隔可以包括心房和心室起搏逸搏间隔、所感测到的的P波和R波对重启逸搏间隔的定时无效的不应期，以及起搏脉冲的脉冲宽度。这些间隔的持续时间可以由处理电路160响应于存储在存储器170中的起搏模式参数来确定。
由处理电路160实施的间隔计数器可以在用感测电路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164生成起搏脉冲时被重置，并从而控制心脏起搏功能，包括心动过缓起搏、CRT、ATP或电击后起搏的基本定时。当由所感测到的R波和P波重置时，存在于间隔计数器中的计数值可以由处理电路160用来测量R-R间隔、P-P间隔、P-R间隔和R-P间隔的持续时间，它们是可以存储在存储器170中的测量结果。处理电路160可以使用间隔计数器中的计数来检测快速性心律失常事件，如心房纤颤(AF)、心房心动过速(AT)、VF或VT。这些间隔还可用于检测整体心率、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，其能够保持一系列经测量的间隔，这些间隔可以由处理电路160响应于起搏或感测中断的发生来分析，以确定患者14的心脏16目前是否表现出心房或心室快速性心律失常。
在一些示例中，处理电路160可以通过识别缩短的R-R(或P-P)间隔长度来确定快速性心律失常已经发生。通常，处理电路160在间隔长度低于220毫秒时检测到心动过速，并且在间隔长度低于180毫秒时检测到纤颤。在其他示例中，处理电路160可以在间隔长度在330毫秒之间时检测到室性心动过速，并且在间隔长度低于240毫秒时检测到心室纤颤。这些间隔长度仅是示例，并且用户可以根据需要定义间隔长度，然后可以将其存储在存储器170中。作为示例，可能需要针对特定数量的连续周期、针对运行窗口内的特定百分比的周期或者针对特定数量的心动周期的运行平均值来检测此间隔长度。在其他示例中，可以使用附加的患者参数来检测心律失常。例如，处理电路160可以分析一个或多个形态测量、阻抗或任何其他生理测量以确定患者14正经历快速性心律失常。
除了检测和识别特定类型的心脏事件(例如心脏去极化)之外，感测电路162还可以对检测到的固有信号进行采样，以生成电描记图或心脏事件的其他基于时间的指示。感测电路162可以包括被配置成对经由电极190感测到的电信号进行采样和数字化的模数转换器或其他电路。处理电路160可以分析数字化信号以用于各种目的，包括心脏16的快速性心律失常的形态识别或确认。作为另一个示例，处理电路160可以分析数字化心脏电描记图信号以识别和测量信号的各种形态特征。
在一些示例中，感测电路162被配置成感测患者14的其他生理信号。例如，感测电路162可以被配置成感测随着患者14的变化的胸阻抗而变化的信号。胸阻抗可以基于患者14体内的流体容积或水肿而变化。
感测电路162可以使用电极190中的任何两个或更多个来感测胸阻抗。随着患者14胸腔内的组织的流体含量的改变，两个电极之间的阻抗也可能改变。例如，除颤线圈电极(42，44，106)和壳体电极之间的阻抗可以用于监测变化的胸阻抗。
在一些示例中，处理电路160测量胸阻抗值以确定流体指数。随着更多的流体保持在患者14体内，例如水肿增加，并且胸阻抗降低或保持相对较高，流体指数升高。相反，随着胸阻抗升高或保持相对较低，流体指数降低。
胸阻抗也可能随患者呼吸而变化。在一些示例中，处理电路160可以基于由感测电路162感测到的胸阻抗来确定一个或多个呼吸相关的患者参数的值。呼吸相关的患者参数可以包括例如呼吸速率、呼吸深度或呼吸困难或呼吸暂停的发生或程度。
心脏电描记图的幅度也可以基于患者呼吸而变化，例如，通常以比心动周期更低的频率变化。在一些示例中，处理电路160和/或感测电路162可以对心脏电描记图进行滤波以强调信号的呼吸分量。处理电路160可以分析经滤波的心脏电描记图信号以确定呼吸相关的患者参数的值。
在图7的示例中，IMD 10包括联接到感测电路162的传感器166。尽管在图7中被绘示为包括在IMD 10内，但是传感器166可以在IMD 10外部，例如经由一个或多个导线联接到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，该信号可以由感测电路162放大、滤波或以其他方式处理。在此类示例中，处理电路160基于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160。
在一些示例中，传感器166包括加速度计电路167，例如一个或多个3轴加速度计。由加速度计电路167生成的信号，如矢状轴信号、纵轴信号和横轴信号中的一个或多个，可以指示例如患者14的总体身体运动(例如，活动)，诸如患者14的行走、患者姿势、心音或与心脏跳动相关的其他振动或运动、或咳嗽、罗音或其他呼吸异常。在一些示例中，传感器166包括被配置成检测心音、呼吸异常或捕获患者14的语音的一个或多个麦克风(例如，麦克风165)，和/或被配置成检测患者活动或姿势的其他传感器，如陀螺仪和/或应变仪。在一些示例中，传感器166可以包括被配置成转换指示血流、血氧饱和度或患者温度的信号的传感器，并且处理电路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包括一个或多个压力传感器，其转换一个或多个指示血压的信号，并且处理电路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或扩张压值，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，并且处理电路160基于从IMD 50接收的信息来确定与血压相关的患者参数值。
治疗递送电路164被配置成生成电治疗并将其递送到心脏。治疗递送电路164可以包括一个或多个脉冲生成器、电容器和/或能够生成和/或存储能量以递送起搏治疗、除颤治疗、心脏复律治疗、其他治疗或治疗组合的其他组件。在一些情况下，治疗递送电路164可以包括被配置成提供起搏治疗的第一组组件以及被配置成提供抗快速性心律失常电击治疗的第二组组件。在其他情况下，治疗递送电路164可以利用同一组组件来提供起搏和抗快速性心律失常电击治疗两者。在其他情况下，治疗递送电路164可以共享一些起搏和电击治疗组件，而仅将其他组件用于起搏或电击递送。
治疗递送电路164可以包括充电电路、一个或多个电荷储存装置(诸如一个或多个电容器)以及控制何时将一个或多个电容器放电到电极190和脉冲宽度的切换电路。可以由治疗递送电路164根据从处理电路160接收的控制信号来执行将电容器充电到被编程的脉冲幅度以及将电容器放电到被编程的脉冲宽度，处理电路160根据存储在存储器170中的参数来提供控制信号。处理电路160控制治疗递送电路164例如根据存储在存储器170中的参数经由电极190中的一个或多个组合向心脏递送所生成的治疗。治疗递送电路164可以包括开关电路，以选择将可用电极190中的哪一个用于递送治疗，例如由处理电路160控制。
在一些示例中，处理电路160可以确定人何时在行走。在2017年5月24日提交的标题为“使用加速度计的迈步检测(STEP DETECTION USING ACCELEROMETER AXIS)”的共同转让的美国专利申请第15/603,776号中可以找到关于如何确定何时迈步的细节，该美国专利申请现在公开为美国专利申请公开第US2018/0035920 A1号并且要求2016年8月2日提交的临时申请第62/370,102号的权益，每个申请的全部内容通过引用并入本文。在一些示例中，处理电路160可以通过使用阈值监测活动来确定人何时在行走，该阈值可以是为行走而设置的，例如在10秒时期内至少23次积分计数。例如，处理电路160监测来自加速度计167的正面信号以创建计数。处理电路160可以在一时间段内对这些计数求和，以确定患者是否在行走。以这种方式，处理电路160可以基于来自加速度计电路167的至少一个信号来确定人何时在行走。处理电路160可以将所确定的行走的开始时间和停止时间存储在存储器170中(例如，在人何时在行走174时)。
在一些示例中，处理电路160可以确定人何时在说话。例如，处理电路160可以将语音模板180存储在存储器170中。语音模板180可以由处理电路160基于由麦克风165捕获的语音来创建，或者可以由外部装置30的处理电路基于由不同麦克风(例如，智能电话麦克风)捕获的语音来创建，该语音可以由外部装置经由通信电路168发送到处理电路160。处理电路可以监测麦克风165的捕获的语音，并且将捕获的语音与语音模板180进行比较，以确定捕获的语音是否与患者14的语音相匹配。处理电路160可以将语音匹配应用应用于捕获的语音，以例如使用语音生物测定算法(未示出)确定捕获的语音是否是患者14的语音，该捕获的语音可以存储在存储器170中。以这种方式，处理电路160可以基于捕获的语音来确定人何时在说话。处理电路160可以将所确定的行走的开始时间和停止时间存储在存储器170中(例如，在人何时在说话176时)。
处理电路160可以基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。处理电路160可以将跌倒风险存储在跌倒风险178中。例如，IMD 10可以将人行走的时间与人说话的时间进行比较，并其二基于该比较来确定跌倒风险。例如，IMD 10可以通过将所确定的行走的开始时间和停止时间与所确定的说话的开始时间和停止时间进行比较，并且基于该比较确定所确定的行走和所确定的说话的重叠量，来确定跌倒风险。在一些示例中，IMD 10可以基于所确定的重叠量来确定跌倒风险。
例如，如果行走时间和说话时间存在重叠，则IMD 10可以确定跌倒风险低。如果行走时间和说话时间没有重叠，则IMD 10可以确定跌倒风险高。在一些示例中，IMD 10可以基于行走时间和说话时间的重叠量的总和来确定跌倒风险评分，而不是确定该评分是低还是高。例如，跌倒风险评分可以在1-5、1-10、1-100或一些其他等级的范围内。例如，如果行走时间和说话时间完全重叠，则跌倒风险可能处于范围的低端，例如1。如果行走时间和说话时间没有重叠，则跌倒风险可能处于跌倒风险等级的高端，例如100。
在一些示例中，IMD 10可以基于行走时间和说话时间的重叠量以及行走时间量和/或说话时间量来确定跌倒风险评分。例如，如果存在一个小时的行走、三个小时的说话以及30分钟的行走和说话的重叠，则IMD 10可以确定跌倒风险接近跌倒风险等级的低端，例如5。例如，IMD 10可以允许其他个体有时间进行响应性讲话，因为一个人可能不太可能长时间讲话而不停止他们的讲话来收听来自另一个人的响应。
通信电路168可以包括任何合适的硬件、固件、软件或其任何组合，用于与另一个装置(如外部装置30或另一个IMD或传感器)通信。在处理电路160的控制下，通信电路168可以在天线的帮助下从外部设备30或另一个装置接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送到外部设备30或另一个装置，天线可以是内部和/或外部的。在一些示例中，通信电路168可以与本地外部装置通信，并且处理电路160可以经由本地外部装置和计算机网络(如由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的美敦力网络)与联网的计算装置通信。
临床医生或其他用户可以使用外部装置30或被配置成经由通信电路168与处理电路160通信的另一个本地或联网计算装置来从IMD 10检索数据。临床医生还可以使用外部装置30或另一个本地或联网计算装置来对IMD 10的参数进行编程。
图8是绘示出外部装置30的示例配置的功能框图。在一些示例中，外部装置30被配置成与一个或多个IMD 10通信。在一些示例中，外部装置30未被配置成与一个或多个IMD10通信。在一些示例中，外部装置30被配置成实施本公开的技术。在一些示例中，外部装置30可以是诸如智能手表或健身追踪器的智能电话或可穿戴装置。
在图8的示例中，外部装置30包括处理电路200、存储器202、用户界面(UI)204、通信电路206和传感器208。在一些示例中，外部装置30可以对应于参考图1、图2和图4A至图5描述的任何外部装置30A-30D。外部装置30可以是带有用于IMD 10的编程和/或询问的专用软件的专用硬件装置。替代地，外部装置30可以是现成的计算装置，例如运行使得外部装置30能够对IMD 10进行编程和/或询问的移动应用的智能电话。在外部装置30是智能电话的一些示例中，外部装置30可以包括便于与IMD 10交互的移动应用。在一些示例中，外部装置30可以是诸如智能手表或健身追踪器的可穿戴装置。
在一些示例中，外部装置30的用户可以是临床医生、内科医生、保健人员、患者、患者的家庭成员或患者的朋友。在一些示例中，用户使用外部装置30来选择或编程IMD 10的操作参数的任何值。在一些示例中，用户使用外部装置30来接收由IMD 10收集的数据，例如人何时在行走174、人何时在说话176、跌倒风险178或IMD 10的其他操作和性能数据。在一些示例中，用户还可以接收由IMD 10提供的指示预测到急性心脏事件(例如室性快速性心律失常)的警报。在一些示例中，IMD 10可以传输警报，并且用户也可以接收到患者可能更容易跌倒或者患者需要关注的警报。用户可以经由UI 204与外部装置30交互，该UI可以包括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制(诸如触敏屏幕)。外部装置30可以使用通信电路206与IMD 10无线通信，该通信电路可以被配置成用于与IMD 10的通信电路168进行RF通信。传感器208可以包括加速度计电路212(示出为ACCLRM 212)和/或麦克风210(示出为MIC 210)。加速度计电路212可以被配置成生成指示人何时在行走的至少一个信号。麦克风210可以被配置成捕获人的语音。
处理电路200可以包括集成电路、离散逻辑电路、模拟电路(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)的任何组合。在一些示例中，处理电路200可以包括多个部件，诸如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以及其他离散或集成逻辑电路和/或模拟电路的任意组合。处理电路200可以是外部装置30的通信地联接的元件，诸如存储器202、加速计电路212和麦克风210。
存储器202可以存储程序指令，这些程序指令可以包括可由处理电路200执行的一个或多个程序模块。这类程序指令在被处理电路200执行时可以使处理电路200和外部装置30提供本文赋予它们的功能性。程序指令可体现在软件、固件和/或RAMware中。存储器202可以包括任何易失性存储器、非易失性存储器、磁存储器、光存储器或电介质存储器，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，外部装置30的处理电路200可以被配置成提供本文中归因于IMD10的处理电路160的一些或全部功能。例如，处理电路200可以从IMD 10或从加速度计212接收指示人在行走的至少一个信号。处理电路200还可以从IMD 10或麦克风210接收捕获的语音。处理电路200可以基于至少一个信号来确定人何时在行走。处理电路200基于捕获的语音来确定人何时在说话。处理电路200可以基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
图9是绘示出示例系统的功能框图，该示例系统包括经由网络222联接到IMD 10和外部装置30的外部计算装置，如服务器224和一个或多个其他计算装置230A至230N。在该示例中，IMD 10可以使用其通信电路168来例如在不同时间和/或在不同位置或设置中经由第一无线连接与外部装置30通信，并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、外部装置30、服务器224和计算装置230A至230N被互连并且能够通过网络222彼此通信。
接入点220可以包含经由各种连接(如电话拨号、数字用户线(DSL)或缆线调制解调器连接)中的任一种连接到网络222的装置。在其他示例中，接入点220可以通过不同形式的连接(包括有线连接或无线连接)联接到网络222。在一些示例中，接入点220可以与患者14共处一地。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的命令来询问IMD 10，以从IMD 10检索生理信号、人何时在行走174、人何时在说话176、跌倒风险178、急性心脏事件的警报和/或其他操作或患者数据。接入点220可以经由网络222检索到的数据提供给服务器224。
在一些情况下，服务器224可以被配置成提供用于已经从IMD 10和/或外部装置30收集到的数据的安全存储站点。在一些情况下，服务器224可以将数据汇编在网页或其他文档中，以供受过训练的专业人员如临床医生经由计算装置230A至230N查看。在一些方面，图9的所绘示系统可以用通用网络技术和功能来实施，其类似于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网络技术和功能。
在一些示例中，接入点220、服务器224或计算装置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，该处理电路被配置成执行例如本文关于IMD 10的处理电路160和外部装置30的处理电路200描述的涉及确定人何时在行走、人何时在说话以及跌倒风险的一些或全部技术。在图9的示例中，服务器224包括存储器226和处理电路228，该存储器用于存储从IMD 10和/或外部装置30接收的信号或跌倒风险178，该处理电路可以被配置成提供本文归因于IMD 10的处理电路160和外部装置30的处理电路200的一些或全部功能。例如，处理电路228可以确定跌倒风险178，和/或可以从一个或多个IMD 10或外部装置30接收跌倒风险178。处理电路228可以以上面关于IMD 10的处理电路160描述的方式确定人何时在行走174、人何时在说话176和/或跌倒风险178。
图10是绘示出根据本公开的技术确定人员跌倒风险的示例的流程图。该示例可以由以上结合图1至图9所讨论的IMD中的任何一个来实施，因为IMD中的每一个均被配置成包括加速度计电路和麦克风，以及通信和处理电路(见图7和对应的描述)，以促进基于加速度计电路生成的信号和捕获的语音来确定人跌倒的风险。该示例还可以由外部医疗装置或具有至少一个加速度计和麦克风的任何植入式或外部装置来实施。
IMD 10(图7)可以基于来自加速度计电路167的至少一个信号来确定人(例如，患者14)何时在行走(300)。IMD 10可以利用机载加速度计信号来确定人正在行走。该信号可以是矢状轴信号、纵轴信号和横轴信号中的一个或多个。IMD 10可以存储人何时在行走174中的行走的开始时间和结束时间。
IMD 10可以基于从麦克风捕获的语音来确定人何时在说话(302)。例如，IMD 10可以将所捕获的语音与存储在存储器170中的语音模板180进行比较，并且当所捕获的语音与语音模板180匹配时，存储人何时在说话时176中的说话的开始时间和结束时间。在一些示例中，IMD 10可以连续地监测麦克风165捕获的信号，并且将该信号与语音模板180进行比较。在一些示例中，当IMD 10确定人在行走时，IMD 10可以仅监测由麦克风165捕获的信号。以这种方式，与持续地监测由麦克风165捕获的信号相比，IMD 10可以节省电池电力。
IMD 10可以基于对人何时在行走的确定和对人何时在说话的确定来确定跌倒风险(304)。例如，IMD 10可以将人行走的时间与人说话的时间进行比较，并且基于该比较来确定人可能跌倒的风险。在一些示例中，IMD 10可以将所确定的行走的开始时间和停止时间(例如，在人何时在行走174时)存储在存储器170中，并且将所确定的说话的开始时间和停止时间(例如，在人何时在说话176时)存储在存储器170中。在一些示例中，IMD 10可以通过将所确定的行走的开始时间和停止时间与所确定的说话的开始时间和停止时间进行比较，并且基于该比较确定所确定的行走和所确定的说话的重叠量，来确定跌倒风险。在一些示例中，IMD 10可以基于所确定的重叠量来确定跌倒风险。在一些示例中，IMD 10可以将跌倒风险(例如，跌倒风险178)存储在存储器170中。
例如，如果行走时间和说话时间存在重叠，则IMD 10可以确定跌倒风险低。如果行走时间和说话时间没有重叠，则IMD 10可以确定跌倒风险高。在一些示例中，IMD 10可以基于行走时间和说话时间的重叠量的总和来确定跌倒风险评分，而不是确定该评分是低还是高。例如，IMD 10可以监测重叠的行走时间和说话时间。IMD 10可以对每天的此类重叠时间求和，并且创建预定时间段内的行走和说话基线。例如，基线可以是来自前13天的重叠的行走时间和说话时间的中间值。IMD 10可以将随后的每日重叠的行走时间和说话时间与基线进行比较。因为每个人的个性或熟人的数量会影响他们同时走路和说话的机会，所以使用个性化基线将使对不同人的跌倒风险的检测标准化。例如，IMD 10可以执行统计过程控制分析，该分析可以示出与过去的测量相比，人的重叠的行走时间和说话时间的百分比等级。基线以上的百分比越高(重叠越多)，患者跌倒的风险就越小。百分比越低，患者跌倒的风险就越大。在一些示例中，高的跌倒风险评分可以基于在预定时间段(诸如几天)内持续低的重叠的行走时间和说话时间。
在一些示例中，跌倒风险评分可以在1-5、1-10、1-100或一些其他等级的范围内。例如，如果行走时间和说话时间完全重叠，则跌倒风险可能处于范围的低端，例如1。如果行走时间和说话时间没有重叠，则跌倒风险可能处于跌倒风险等级的高端，例如100。
在一些示例中，IMD 10可以基于行走时间和说话时间的重叠量以及行走时间量和/或说话时间量来确定跌倒风险评分。例如，如果存在一个小时的行走、三个小时的说话以及30分钟的行走和说话的重叠，则IMD 10可以确定跌倒风险接近跌倒风险等级的低端，例如5。例如，IMD 10可以允许其他个体有时间进行响应性讲话，因为一个人可能不太可能长时间讲话而不停止他们的讲话来收听来自另一个人的响应。
在一些示例中，外部装置30(图8)可以经由用户界面204向用户传达跌倒风险评分。在一些示例中，IMD 10可以经由通信电路168将包括跌倒风险评分的警报传输到临床医生装置(例如，外部装置30)。在一些示例中，IMD 10可以确定新的跌倒风险评分，并且基于该新的跌倒风险评分来确定临床医生在介入之后的介入的功效水平，其中该介入响应于所传输的警报。在一些示例中，IMD 10可以周期地(例如每天、每周、每月等)确定跌倒风险。
例如，如果IMD 10确定跌倒风险相对较高或高于预定阈值，则IMD 10可以向例如外部装置30或计算装置230发送警报。该警报可以通知接受者患者14可能跌倒。这可能指示健康状况恶化、患病或下身和/或核心力量丧失。通过发送警报，IMD 10可以让人介入以辅助患者14。
在一些示例中，临床医生可以介入以试图改善患者14的状况。然后，可以使用图10的技术来确定介入的功效。
通过监测人(诸如患者14)行走的时间和人说话的时间，装置(诸如IMD 10或外部装置30)可以确定人跌倒的风险。该确定的风险可以被临床医生用于介入和避免可能的跌倒。
实施例1.一种系统，包括：加速度计电路，所述加速度计电路被配置成生成指示人在行走的至少一个信号；麦克风，所述麦克风被配置成捕获所述人的语音；存储器；和处理电路，所述处理电路通信地联接到所述加速度计电路、所述麦克风和所述存储器，所述存储器被配置成：基于至少一个信号确定人何时在行走；基于所捕获的语音来确定所述人何时在说话；以及基于对所述人何时在行走的确定和对所述人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
实施例2.根据实施例1所述的系统，其中作为确定所述人何时在说话的一部分，所述处理电路被配置成将所捕获的语音与存储在所述存储器中的语音模板进行比较。
实施例3.根据实施例1或2所述的系统，其中所述处理电路被进一步配置成：将所确定的行走的开始时间和停止时间存储在所述存储器中；以及将所确定的说话的开始时间和停止时间存储在所述存储器中。
实施例4.根据实施例3所述的系统，其中作为确定所述跌倒风险的一部分，所述处理电路被配置成：将所确定的行走的所述开始时间和所述停止时间与所确定的说话的所述开始时间和所述停止时间进行比较；以及基于所述比较来确定所确定的行走和所确定的说话的重叠量。
实施例5.根据实施例4所述的系统，其中作为确定所述跌倒风险的一部分，所述处理电路被配置成基于所确定的重叠量来确定跌倒风险评分。
实施例6.根据实施例5所述的系统，还包括用户界面，所述用户界面被配置成向用户传达所述跌倒风险评分。
实施例7.根据实施例5或6所述的系统，还包括通信电路，所述通信电路被配置成将包括跌倒风险评分的警报传输到临床医生装置。
实施例8.根据实施例7所述的系统，其中所述处理电路被进一步配置成：确定新的跌倒风险评分；以及基于所述新的跌倒风险评分来确定临床医生在介入之后的所述介入的功效水平，其中所述介入响应于所传输的警报。
实施例9.根据实施例1至8中任一实施例所述的系统，其中作为确定所述人何时在说话的一部分，所述处理电路被配置成连续监测来自麦克风的信号。
实施例10.根据实施例1至9中任一项所述的系统，其中所述处理电路被配置成定期确定所述跌倒风险。
实施例11.一种方法，包括：由处理电路基于来自加速度计电路的至少一个信号来确定人何时在行走；由所述处理电路基于从麦克风捕获的语音来确定所述人何时在说话；以及基于对所述人何时在行走的确定和对所述人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
实施例12.根据实施例11所述的方法，其中确定所述人何时在说话包括将所捕获的语音与存储在存储器中的语音模板进行比较。
实施例13.根据实施例11或12所述的方法，还包括：将所确定的行走的开始时间和停止时间存储在所述存储器中；以及将所确定的说话的开始时间和停止时间存储在所述存储器中。
实施例14.根据实施例13所述的方法，其中确定所述跌倒风险包括：将所确定的行走的所述开始时间和所述停止时间与所确定的说话的所述开始时间和所述停止时间进行比较；以及基于所述比较来确定所确定的行走和所确定的说话的重叠量。
实施例15.根据实施例14所述的方法，其中确定所述跌倒风险包括基于所确定的重叠量来确定跌倒风险评分。
实施例16.根据实施例15所述的方法，还包括：经由用户界面向用户传达跌倒风险评分。
实施例17.根据实施例15或16所述的方法，还包括：经由通信电路将包括跌倒风险评分的警报传输到临床医生装置。
实施例18.根据实施例17所述的方法，还包括：确定新的跌倒风险评分；以及基于所述新的跌倒风险评分来确定临床医生在介入之后的所述介入的功效水平，其中所述介入响应于所传输的警报。
实施例19.根据实施例11至18中任一项所述的方法，其中所述确定所述跌倒风险是定期进行的。
实施例20.一种包含指令的非暂时性计算机可读存储介质，所述指令在由装置的处理电路执行时使所述装置：基于加速度计电路的至少一个信号来确定人何时在行走；基于从麦克风捕获的语音来确定所述人何时在说话；以及基于对所述人何时在行走的确定和对所述人何时在说话的确定来确定跌倒风险。
这些技术的各个方面可在一个或多个处理器(包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效集成或离散逻辑电路)以及此类部件的任何组合内实施，其体现在编程器诸如医生或患者编程器、电刺激器或其他装置中。术语“处理器”或“处理电路”通常可指单独的或与其他逻辑电路组合的任何前述逻辑电路或任何其他等效的电路。
在一个或多个示例中，本公开中所描述的功能可以硬件、软件、固件或其任何组合来实施。如果在软件中实现，则功能可作为一个或多个指令或代码存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元执行。计算机可读介质可包括形成有形非暂态介质的计算机可读存储介质。指令可由一个或一个以上处理器执行，例如一个或多个DSP、ASIC、FPGA、通用微处理器或其他等效集成或离散逻辑电路。因此，如本文所用，术语“处理器”可以是指前述结构中的任何结构或适于实施本文所描述的技术的任何其他结构。
除此之外，在一些方面，本文所述的功能可以设置在专用硬件和/或软件模块内。将不同特征描述为模块或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件部件来实现。相反，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执行，或者集成在公共或单独的硬件或软件部件内。另外，本技术可在一个或多个电路或逻辑元件中完全实现。本公开的技术可在各种装置或设备中实现，包括IMD、外部编程器、IMD和外部编程器的组合、集成电路(IC)或一组IC和/或驻留在IMD和/或外部编程器中的离散电路。
已描述本公开的各个方面。这些和其他方面在以下权利要求书的范围内。

Claims (15)

1.一种系统，包括：
加速度计电路，所述加速度计电路被配置成生成指示人在行走的至少一个信号；
麦克风，所述麦克风被配置成捕获所述人的语音；
存储器；和
处理电路，所述处理电路通信地联接到所述加速度计电路、所述麦克风和所述存储器，并且所述存储器被配置成：
基于所述至少一个信号来确定所述人何时在行走；
基于所捕获的语音来确定所述人何时在说话；以及
基于对所述人何时在行走的所述确定和对所述人何时在说话的所述确定来确定跌倒风险。
2.根据权利要求1所述的系统，其中作为确定所述人何时在说话的一部分，所述处理电路被配置成将所捕获的语音与存储在所述存储器中的语音模板进行比较。
3.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路被进一步配置成：
将所确定的行走的开始时间和停止时间存储在所述存储器中；以及
将所确定的说话的开始时间和停止时间存储在所述存储器中。
4.根据权利要求3所述的系统，其中作为确定所述跌倒风险的一部分，所述处理电路被配置成：
将所确定的行走的所述开始时间和所述停止时间与所确定的说话的所述开始时间和所述停止时间进行比较；以及
基于所述比较来确定所确定的行走和所确定的说话的重叠量。
5.根据权利要求4所述的系统，其中作为确定所述跌倒风险的一部分，所述处理电路被配置成基于所确定的重叠量来确定跌倒风险评分。
6.根据权利要求5所述的系统，还包括用户界面，所述用户界面被配置成向用户传达所述跌倒风险评分。
7.根据权利要求5所述的系统，还包括通信电路，所述通信电路被配置成将包括跌所述倒风险评分的警报传输到临床医生装置。
8.根据权利要求7所述的系统，其中所述处理电路被进一步配置成：
确定新的跌倒风险评分；以及
基于所述新的跌倒风险评分来确定临床医生在介入之后的所述介入的功效水平，
其中所述介入响应于所传输的警报。
9.根据权利要求1所述的系统，其中作为确定所述人何时在说话的一部分，所述处理电路被配置成连续监测来自所述麦克风的信号。
10.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路被配置成定期确定所述跌倒风险。
11.一种方法，包括：
由处理电路基于来自加速度计电路的至少一个信号来确定人何时在行走；
由处理电路基于从麦克风捕获的语音来确定所述人何时在说话；以及
基于对所述人何时在行走的所述确定和对所述人何时在说话的所述确定来确定跌倒风险。
12.根据权利要求11所述的方法，其中确定所述人何时在说话包括将所捕获的语音与存储在存储器中的语音模板进行比较。
13.根据权利要求11所述的方法，还包括：
将所确定的行走的开始时间和停止时间存储在存储器中；以及
将所确定的说话的开始时间和停止时间存储在存储器中。
14.根据权利要求13所述的方法，其中确定所述跌倒风险包括：
将所确定的行走的所述开始时间和所述停止时间与所确定的说话的所述开始时间和所述停止时间进行比较；以及
基于所述比较来确定所确定的行走和所确定的说话的重叠量。
15.一种包含指令的非暂时性计算机可读存储介质，所述指令在由装置的处理电路执行时使所述装置：
基于加速度计电路的至少一个信号来确定人何时在行走；
基于从麦克风捕获的语音来确定所述人何时在说话；以及基于对所述人何时在行走的所述确定和对所述人何时在说话的所述确定来确定跌倒风险。
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