用于监测血液动力学状态的系统和方法与流程

随着心力衰竭的恶化，血压可能会增大。当血压增大时，血管直径可能增大并且血管可能变得较不顺从(例如，变硬)。在心力衰竭患者的临床检查期间，超声心电图可用于监测血管直径作为心脏健康的指示符。

技术实现要素：

通常可以将本文中所描述的示例性系统和方法描述为从患者的位于靠近血管(诸如，动脉)的组织监测至少两个信号。可以在比第二信号更接近心脏(例如，沿着循环路径更接近心脏)的组织中测量第一信号。可以为每个信号选择诸如最大峰值等之类的基准点，并且可以确定信号中的各基准点之间的时间，所述时间是脉冲传递(transit)时间。可以在监测时间段(诸如，例如半天、一整天、夜晚时间、白天时间等)内周期性地测量脉冲传递时间。然后可以分析脉冲传递时间以确定或评估患者的血液动力学状态。例如，可以基于在监测时间段期间测得的脉冲传递时间来生成血液动力学状态值。因此，可以针对每个监测时间段生成血液动力学状态值，并且可以随时间绘制血液动力学状态值，使得用户能够查看和分析趋势、系统可以将血液动力学状态值与基线值进行比较以生成警报等。在一个或多个实施例中，血液动力学状态值可以是替代合计(aggregate)血压值。

示例性系统和方法可以使用用于从患者的组织测量至少两个信号的一个或多个植入式设备(例如，皮下设备、血管旁(paravascular)设备)和/或一个或多个非植入式设备、以及外部监测设备。一个或多个植入式和/或非植入式设备可以被无线地可操作地耦合到外部监测设备以在其间传送数据。在至少一个实施例中，一个或多个植入式和/或非植入式设备可以将第一信号和第二信号的数字表示传送到外部监测设备，使得外部监测设备能够根据第一信号和第二信号的数字表示来计算脉冲传递时间。在至少一个实施例中，一个或多个植入式和/或非植入式设备可以将表示第一信号和第二信号中出现基准点的时间的时间戳传送到外部监测设备，使得外部监测设备能够根据所述时间戳来计算脉冲传递时间。在至少一个实施例中，植入式和/或非植入式设备可以发出与第一信号中的基准点相关联的脉冲，并随后将表示所述脉冲被递送的时间的时间戳传送到外部监测设备。另一植入式和/或非植入式设备可以将第二信号(其例如，可以包括所述脉冲)的数字表示或第二信号中的与感测到或出现所述脉冲的时间相对应的时间戳传送到外部监测设备，使得外部监测设备能够根据该数据计算脉冲传递时间。

用于评估患者的血液动力学状态的一个示例性系统可包括一个或多个设备(例如，植入式设备、皮下植入式设备等)和外部监测设备。所述一个或多个设备可包括第一传感器和第二传感器，所述第一传感器用于从患者的组织测量第一信号，所述第二传感器用于从所述患者的组织从沿着循环路径距离所述患者的心脏与所述第一传感器不同的位置测量第二信号。所述一个或多个设备可以被配置成在监测时间段(例如，所述监测时间段大于或等于1小时)内周期性地测量第一信号和第二信号。外部监测设备可以无线可操作地耦合到所述一个或多个设备，并且被配置成从所述一个或多个设备接收表示所述第一信号和第二信号的数据，并针对所述第一信号和第二信号的每个测量基于表示所述第一信号和第二信号的所述数据来确定脉冲传递时间，从而得到所述监测时间段的多个脉冲传递时间。所述外部监测设备可以进一步被配置成基于表示所述监测时间段的所述患者的合计血液动力学状态的所述多个脉冲传递时间来确定替代血液动力学状态值。

用于评估患者的血液动力学状态的一个示例性系统可包括一个或多个设备(例如，植入式设备、皮下植入式设备等)和外部监测设备。所述一个或多个设备可包括第一传感器和第二传感器，所述第一传感器用于从患者的组织测量第一信号，所述第二传感器用于从所述患者的组织从沿着循环路径距离所述患者的心脏与所述第一传感器不同的位置测量第二信号。所述一个或多个设备可以被配置成在监测时间段(例如，所述监测时间段大于或等于1小时)内周期性地测量所述第一信号和第二信号。所述一个或多个设备可以进一步被配置成：针对所述第一信号和第二信号的每个测量基于表示所述第一信号和第二信号的数据来确定脉冲传递时间，从而得到所述监测时间段的多个脉冲传递时间；以及基于表示所述监测时间段的所述患者的合计血液动力学状态的所述多个脉冲传递时间来确定替代血液动力学状态值。所述外部监测设备可以无线可操作地耦合到所述一个或多个设备，并且被配置成从所述一个或多个设备接收所述替代血液动力学状态值和/或表示所述第一信号和第二信号的数据。

用于评估患者的血液动力学状态的一种示例性方法可以包括：在监测时间段(例如，所述监测时间段可以大于或等于1小时)内周期性地从患者的组织测量第一信号，并且从所述患者的组织在沿着循环路径距离所述患者的心脏与所述第一信号被测量的位置不同的位置中测量第二信号；使用外部监测设备接收表示所述第一信号和第二信号的数据；针对所述第一信号和第二信号的每个测量基于表示所述第一信号和第二信号的所述数据来确定脉冲传递时间，从而得到所述监测时间段的多个脉冲传递时间；以及基于表示所述监测时间段的所述患者的合计血液动力学状态的所述多个脉冲传递时间来确定血液动力学状态值。

用于评估患者的血液动力学状态的一个示例性系统可包括一个或多个设备(例如，植入式设备、皮下植入式设备等)和外部监测设备。所述一个或多个设备可包括：用于在患者的组织中生成脉冲的脉冲发生器；以及传感器，所述传感器用于从所述患者的组织从沿着循环路径距离所述患者的心脏与所述脉冲发生器不同的位置测量信号。所述一个或多个设备可以被配置成在监测时间段内周期性地递送脉冲以及测量所述信号。所述外部监测设备可以无线可操作地耦合到所述一个或多个设备，并且被配置成：从所述一个或多个设备接收与所述脉冲的递送相对应的时间戳和表示所述信号的数据，以及针对每个脉冲递送和所述信号的每个测量基于所述时间戳和表示所述信号的所述数据来确定脉冲传递时间，从而得到所述监测时间段的多个脉冲传递时间。所述外部监测设备可以进一步被配置成基于表示所述监测时间段的所述患者的血液动力学状态的所述多个脉冲传递时间来确定替代血液动力学状态值。

在一个或多个实施例中，外部监测设备可以进一步被配置成执行以下步骤或者所述方法进一步包括：监测多个监测时间段的血液动力学状态值，以及基于所述多个监测时间段内的所述血液动力学状态值来确定所述患者的所述血液动力学状态是否已经改变。进一步地，如果基于所述血液动力学状态值，所述患者的所述血液动力学状态已经改变，则可以发出警报。

在一个或多个实施例中，所述外部监测设备可以进一步被配置成执行以下步骤或者所述方法进一步包括：在所述监测时间段内接收所述患者的与所述多个脉冲传递时间同步的多个血压值；对所述多个血压值与所述多个脉冲传递时间之间的关系进行建模；监测所述多个血压值与所述多个脉冲传递时间之间的所述关系达至少两个监测时间段；以及基于所述至少两个监测时间段内的所述多个血压值与所述多个脉冲传递时间之间的所述关系的变化，来确定所述患者的所述血液动力学状态是否已经改变。

在一个或多个实施例中，所述一个或多个设备可以包括第一设备和第二设备，所述第一设备包括所述第一传感器，所述第二设备包括所述第二传感器。在一个或多个实施例中，所述一个或多个设备可以包括单个植入式设备，所述单个植入式设备包括所述第一传感器和第二传感器。

在一个或多个实施例中，所述第一信号可包括心电图信号和阻抗信号中的一个或多个。进一步地，在至少一个实施例中，表示所述第一信号的所述数据可以包括以下各项中的一项的数字表示：心电图信号、阻抗信号、声学信号、光学信号、和加速度计信号。仍进一步地，在至少一个实施例中，表示所述第一信号的所述数据可以包括与以下各项中的一项内的基准点相对应的时间戳：心电图信号、阻抗信号、感知到的光学信号、声学信号、和加速度计信号。

在一个或多个实施例中，所述第二信号可以包括以下各项中的一项或多项：感知到的阻抗信号、感知到的光学信号、感知到的声学信号、和加速度计信号。

用于评估患者的血液动力学状态的一个示例性系统可包括一个或多个设备(例如，植入式设备、皮下植入式设备等)和外部监测设备。所述一个或多个设备可包括第一传感器和第二传感器，所述第一传感器用于从患者的组织测量第一信号，所述第二传感器用于从所述患者的组织从沿着循环路径距离所述患者的心脏与所述第一传感器不同的位置测量第二信号。所述一个或多个设备可以被配置成在第一监测时间段和第二监测时间段(例如，监测时间段可以大于或等于1小时)内周期性地测量所述第一信号和第二信号。外部监测设备可以无线可操作地耦合到所述一个或多个设备，并且被配置成从所述一个或多个设备接收表示所述第一信号和第二信号的数据，并针对所述第一信号和第二信号的每个测量基于表示所述第一信号和第二信号的所述数据来确定脉冲传递时间，从而得到所述第一监测时间段和第二监测时间段的多个脉冲传递时间。所述外部监测设备可以进一步被配置成：在至少所述第一监测时间段和第二监测时间段内接收所述患者的与所述多个脉冲传递时间同步的多个血压值；生成所述多个脉冲传递时间与所述多个血压值之间的并且针对所述第一监测时间段和第二监测时间段中的每一个的脉冲传递时间-血压关系；以及基于在所述第一监测时间段和第二监测时间段内的所述脉冲传递时间-血压关系的变化来确定所述患者的所述血液动力学状态是否已经改变。

用于评估患者的血液动力学状态的一种示例性方法可包括：在至少第一监测时间段和第二监测时间段内接收患者的多个脉冲传递时间；在至少所述第一监测时间段和第二监测时间段内接收所述患者的与所述多个脉冲传递时间同步的多个血压值；生成所述多个脉冲传递时间与所述多个血压值之间的并且针对所述第一监测时间段和第二监测时间段中的每一个的脉冲传递时间-血压关系；以及基于在所述第一监测时间段和第二监测时间段内的所述脉冲传递时间-血压关系的变化来确定所述患者的所述血液动力学状态是否已经改变。

一个示例性系统可包括多个植入式和/或非植入式设备以用于测量感知波形以确定血液动力学状态。所述系统可以被配置成在位于身体的特定解剖区域中的设备上测量主要信号，以及在位于所述身体的不同解剖区域中的第二设备或多个设备上测量次级信号。所述主要信号可以包括与心脏循环和/或呼吸循环相关联的感知波形参数(多个)。所述次级信号可以包括与关于心脏循环和/或呼吸循环的主要信号感知波形相关联的感知波形(多个)或计时间期(多个)。可以利用放置在皮下组织中的设备电极阵列来测量两种信号，所述设备电极阵列紧密靠近心脏、动脉、静脉、和/或毛细血管床，在心脏、动脉、静脉、和/或毛细血管床内，或其组合。可以在主要信号和次级信号之间测量和比较波形基准点和计时间期。设备之间的通信可以包括直接射频组织通信方案、或利用外部设备作为中央枢纽(诸如，蜂窝电话)以用于与植入设备独立通信以及向呼叫中心或健康护理提供者的后续数据传输的其他通信方案。

一个示例性系统可包括多个设备以用于测量脉冲计时信号和感知波形以确定血液动力学状态。所述系统可以被配置成在位于身体的特定解剖区域中的设备上监测主要信号。所述主要信号可以包括与心脏循环和/或呼吸循环相关联的感知波形参数(多个)(例如，心电图中的r波)。与前述感知波形(多个)的计时相关联的后续脉冲可以被传输到次级设备或多个设备。位于所述身体的不同解剖区域中的所述次级设备或多个设备能够感测主要设备传输的脉冲信号，并使用所述脉冲信号以执行动作或将脉冲信号用作计时参考或时间戳。次级信号可以包括与关于由所述主要设备感测到的心脏事件和/或呼吸事件的主要信号脉冲计时波形相关联的感知波形(多个)和/或计时间期(多个)。可以利用放置在皮下组织中的设备电极阵列来测量两种信号，所述设备电极阵列紧密靠近心脏、动脉、静脉、和/或毛细血管床，在心脏、动脉、静脉、和/或毛细血管床内，或其组合。可以在所述主要信号与次级信号之间或在所述主要设备脉冲计时信号与所述次级信号之间测量和比较所述波形基准点和计时间期。设备之间的通信可以包括直接射频组织通信方案、或利用外部设备作为中央枢纽(诸如，蜂窝电话)以用于与植入设备独立通信以及向呼叫中心或健康护理提供者的后续数据传输的其他通信方案。

一个示例性实施例可包括单个设备以用于测量血液动力学状态。所述系统可以被配置成在位于身体的特定解剖区域中的单个设备上监测主要信号。所述主要信号可以包括与心脏循环和/或呼吸循环相关联的感知波形参数(多个)。还可以在同一设备上测量次级信号。所述次级信号可以包括与关于心脏循环和/或呼吸循环的主要信号感知波形相关联的感知波形(多个)或计时间期(多个)。可以利用放置在皮下组织中的设备电极阵列来测量两种信号，所述设备电极阵列紧密靠近心脏、动脉、静脉、和/或毛细血管床，在心脏、动脉、静脉、和/或毛细血管床内，或其组合。可以在主要信号和次级信号之间测量和比较所述波形基准点和计时间期。设备和外部设备(诸如，蜂窝电话)之间的通信可以用于向呼叫中心或健康护理提供者的数据传输。

以上发明内容不旨在描述本公开的每一个实施例或每一种实施方式。通过参照以下结合所附附图获得的具体实施方式以及权利要求书，更完整的理解将变得明显和可理解。

附图说明

图1a描绘了用于监测患者的血液动力学状态的示例性系统，该示例性系统包括被植入靠近患者的心脏的单个植入式设备和外部监测设备。

图1b描绘了用于监测患者的血液动力学状态的示例性系统，该示例性系统包括植入成远离患者的心脏的并在患者手臂中的单个植入式设备和外部监测设备。

图1c描绘了用于监测患者的血液动力学状态的示例性系统，该示例性系统包括两个植入式设备和外部监测设备。

图2是图1a-1c的示例性植入式设备的功能框图。

图3是图1a-1c的示例性外部监测设备的功能框图。

图4是使用例如图1-3的系统和设备来监测患者的血液动力学状态的示例性方法的流程图。

图5a-5b描绘了用于监测患者的血液动力学状态的示例性系统，该示例性系统包括具有两个传感器的单个植入式设备。

图5c-5d描绘了用于监测患者的血液动力学状态的示例性系统，该示例性系统包括具有一个传感器和一个脉冲发生器的单个植入式设备。

图6a-6c描绘了用于监测患者的血液动力学状态的示例性系统，该示例性系统包括两个植入式设备。

图7是示例性动脉波形随时间的曲线图，该曲线图包括用于与图1-6的示例性系统和方法一起使用的多个选定的基准点。

图8描绘了多个曲线图，该多个曲线图示出了如何可将多个脉冲传递时间转换成替代(surrogate)血液动力学状态值以及如何随时间绘制该替代血液动力学状态值。

图9是替代血液动力学状态值随时间的曲线图。

图10是在用于校准的实验测试期间测得的24小时的脉冲传递时间数据与收缩血压的关系图。

图11是使用图10中所描绘的校准数据的每日平均实际收缩压和替代血液动力学状态值的曲线图。

图12是使用图10中所描绘的校准数据的每周实际平均收缩压和替代血液动力学状态值的曲线图。

图13是使用例如图1-6的示例性系统和方法确定的示例性白天脉冲传递时间数据和夜晚脉冲传递时间数据随时间的曲线图。

图14是使用例如图1-6的示例性系统和方法确定的“杓型(dipper)”患者和“非杓型”患者的示例性白天脉冲传递时间数据和夜晚脉冲传递时间数据随时间的曲线图。

图15是使用例如图1-6的示例性系统和方法确定的血液动力学状态值的示例性变化随时间的曲线图。

图16是用于使用图1-6的示例性系统和方法的集中式数据系统的框图。

图17是在第一时间段和第二时间段期间测得的脉冲传递时间数据与收缩血压的关系图。

具体实施方式

将参照图1-17来描述示例性方法、装置和系统。对本领域技术人员将是显而易见的是，来自一个实施例的元件或过程可与其他实施例的元件或过程结合使用，并且使用本文中所阐述的特征的组合的此类方法、装置和系统的可能的实施例不限于附图中所示和/或本文所描述的特定的实施例。进一步地，将认识到，本文中所描述的实施例可包括并不一定按比例示出的许多元件。仍进一步地，将认识到，本文中对过程的计时以及各种元件的尺寸和形状可被修改但仍落在本公开的范围内，虽然某些计时、一个或多个形状和/或尺寸、或元件的类型相对于其他计时、形状和/或尺寸、或元件的类型可以是有利的。

人类动脉系统可以与各种各样的可扩张的管(例如，诸如动脉毛细血管之类的血管)相关联，并被设计成将血液体积分布在整个身体中。由心脏生成的血液体积脉冲按照由管的属性和容纳在管内的流体所确定的速度沿着管系统分布血液体积脉冲。管的首要属性可以与血管刚度和所生成的脉冲行进穿过管系统的速度相关联。动脉脉管系统的刚度与在动脉内测得的压力直接相关联。moens-korteweg方程将传播脉冲的速度定义为脉冲波速度(pwv)，如下：

其中e是动脉壁的杨氏模量，其定义了每单位面积的动脉壁的弹性属性，h/2r是动脉壁厚度除以动脉直径，并且ρ是血液的密度。

类似于脉冲波速度是脉冲传递时间(ptt)。脉冲传递时间通常可被描述为压力或流动波在两个动脉部位之间传播所花费的时间。当身体通过调节动脉血管的血管收缩和血管舒张属性来调整到身体的血液体积分布时，可自然而然地发生血压的每日变化和脉冲传递时间的相关联的变化。这种变化可能与由于活动、饮食、药物、压力、焦虑、睡眠等引起的自主张力的变化有关。本文所描述的示例性系统、设备和方法可以解释这种自然发生的血压变化和相关联的脉冲传递时间变化，以例如提供患者的血液动力学状态。例如，本文所描述的示例性系统、设备和方法可被描述为根据在预定数据收集时段内感测到的多个脉冲传递时间来计算表示替代血液动力学状态值的统计参数。根据多个脉冲传递时间来计算替代血液动力学状态值的过程可以解释血压的连续变化。

在皮肤地(cutaneously)、皮下地、血管内、血管旁、心内、或其组合地测得的传感器波形(例如，阻抗波形、光学波形等)可以包含叠加在低频呼吸分量和dc分量或平均分量上的高频心脏分量。这些分量中的每一个都可具有临床诊断效用。例如，高频心脏分量可以提供心脏功能或血液动力学功能的指示符。进一步地，例如，低频分量可以提供呼吸速率和肺顺应性的指示符。仍进一步地，例如，dc分量或平均分量可以提供患者流体状态的指示符。

用于诊断监测的应用可具有重叠的心血管疾病特定适应症，以用作用于测量心脏功能和/或血流或全身流体状态的潜在的替代。例如，高血压可能是心力衰竭的前兆或加重因素。通常，各种心血管压力(例如，心内、动脉压力和静脉压力等)也可用作诸如心力衰竭和高血压之类的疾病的进展的指示符以及患者的血液动力学状态的指示符，尽管用于测量前述参数的方法可能经常使用侵入式传感器技术。本文所描述的示例性系统、设备和方法可以被描述为使用侵入性较小的传感器测量方法，该侵入性较小的传感器测量方法可对于监测无症状的慢性疾病(诸如，例如高血压)有用。

使用植入式和/或非植入式传感器来监测相对的心脏功能和/或血流作为相对的血液动力学替代的慢性方法可以提供用于基于传感器测量算法来监测心血管疾病的开始和进展或消退的临床效用，所述传感器测量算法能够通过以下方式来确定相对的心血管参数：测量波形特定基准参数、或基准波形参数和/或关于特定于心脏周期和/或呼吸周期的时间点的感知波形和/或设备脉冲波形之间的时间持续时间测量值。在一个这样的示例中，可以使用脉冲传递时间计算方法。脉冲传递时间通常可以被描述为脉动(例如，压力脉动)在两个血管(例如，动脉)部位之间行进所花费的时间，这些部位中的一个被定位成沿着循环路径距离心脏比另一个这种部位更远。例如，心电图上的r波的峰与远侧解剖位置(例如，沿着循环路径远侧)处的对应的压力脉冲的开始之间的间期可以用于脉冲传递时间。脉冲传递时间和/或由此导出的一个或多个值(诸如，如本文所描述的血液动力学状态值)可以是用于患者的慢性血液动力学监测的有价值的度量。

可以使用、或选择使用多个电极向量配置来测量如本文所描述的脉冲传递时间。电极配置可以包括与特定设备隔离的电极或与多个设备组合的电极，以检测感知波形或脉冲波形。

本文的公开内容描述了用于在健康患者或不健康患者(例如，心血管疾病等)体内检测患者的血液动力学状态的变化的方法。进一步地，本公开内容进一步描述了植入在皮下组织中在各种解剖位置中的单个植入式设备或多个设备的使用。使用示例性方法和设备的诊断应用可以包括监测心脏功能、心脏异常、呼吸速率、呼吸异常、胸部和外周肢体流体移位、生理节律的流体移位变化等。

在一个或多个示例性实施例中，植入式医疗设备或多个设备(例如，植入式、可穿戴等)可以监测在传感器之间的、横穿(traverse)心脏、血管和/或毛细血管床，在心脏、血管和/或毛细血管床内，以及在心脏、血管和/或毛细血管床附近的电场、光场或声场路径的传感器值。可以描述的是，这种路径的感知信号可以与血管或毛细血管床内的血流和/或与心脏周期或呼吸周期相关联的各种血液动力学参数相关，并且以与血管或毛细血管床内的血流和/或与心脏周期或呼吸周期相关联的各种血液动力学参数基本相同的方式变化。因此，可以将电场、光场或声场路径的感知信号监测作为心脏功能或在血管或毛细血管床中的流动的替代，并且信号随时间的变化可以以与用于标识血液动力学性能的变化的常规技术类似的方式来指示血液动力学性能的变化。进一步地，信号还可以被描述为心脏功能、血管扩张性、或血管顺应性的指标。

电场、光场或声场路径的传感器值可以定义周期性函数，例如波形。可以以与心血管压力波形定义周期性函数的方式非常相似的方式来将周期性函数的周期与患者的心动周期和心率进行关联。本文所描述的包括一个或多个设备的示例性系统可以监测多个周期内的动脉和/或静脉波形的变化。例如，设备或多个设备可以将第一时段或参考时间点的感知信号或脉冲信号与后续时段的感知信号进行比较。进一步地，一个或多个示例性设备还可以将第一时段或参考时间点的范围(与波形基准点中的幅度差或时间差相对应)与后续时段的范围进行比较。仍进一步地，一个或多个示例性设备还可以将第一时段的在心脏或动脉与对应的静脉或毛细血管床之间测得的传感器值的范围与后续时段的范围进行比较。无论如何，在一个或多个实施例中，一个或多个示例性设备可以基于覆盖白天和夜晚或其组合的监测时段之间的比较，每日、每周地确定患者的血液动力学状态是否已经改变。

可以进一步描述的是，示例性系统可以被配置成确定与患者的心血管性能相关的各种状况。例如，示例性系统可以确定如下项的变化：血液动力学性能、心搏量、外周流体积聚、后负荷(afterload)、收缩功能、或心血管性能的其他特性。在一些示例中，一个或多个设备(例如，植入设备、可穿戴设备等)可以通信地耦合到另一医疗设备或独立外部设备，该另一医疗设备或独立外部设备可以从设备接收与脉冲传递时间相关的数据、开始或停止测得的计时间期、响应于心血管性能的所确定的变化等而触发或发送警报。

此外，示例性的一个或多个设备可以使用传感器技术(诸如电学过程(例如，心电图、阻抗等)、光学过程、压力过程、或声学过程)的组合来测量波形基准时间点、和/或基准时间点之间的与心脏周期和/或呼吸周期相关联的时间间期。

如本文所描述的，本文所描述的示例性系统和方法可包括或使用一个或多个植入式和/或非植入式设备，以用于监测一个或多个信号以确定用于评估患者的血液动力学状态的脉冲传递时间。在图1a-1c中描绘了包括一个或多个植入式设备10和外部监测设备20的示例性系统5。尽管在图1a-1c中仅描绘了植入式设备10，但应理解，非植入式设备也可用于执行与本文进一步所描述的功能相同或相似的功能。将在本文中关于图2进一步详细地描述植入式设备10，并且将在本文中关于图3进一步详细地描述外部监测设备20。

在图1a中描绘了示例性系统5，示例性系统5包括被植入成靠近患者1的心脏的单个植入式设备10和外部监测设备20。植入式设备10可被植入在皮下组织中，紧密靠近心脏、动脉、静脉、动脉毛细血管床、静脉毛细血管床、或其组合，或在心脏、动脉、静脉、动脉毛细血管床、静脉毛细血管床内、或其组合。例如，植入式设备10可被描述为被血管旁地植入成靠近动脉(例如，被定位在胸部中靠近心脏)，以便能够从靠近动脉的组织监测两个或更多个信号。如本文将进一步描述的，单个植入式设备10可包括至少两个传感器，例如，以便能够监测两个信号，以供计算或确定脉冲传递时间。进一步地，该至少两个传感器中的一个可以被描述为沿着循环路径距离患者的心脏比另一个传感器更远，以便例如监测信号，以供计算或确定脉冲传递时间。

植入式设备10可以进一步经由如在设备10、20之间延伸的波形符号所指示的无线通道6无线地可操作地耦合到外部监测设备20。植入式设备10和外部监测设备20之间的无线可操作耦合6可以允许在两个设备10、20之间传送数据，诸如，例如测量发起信号、时间同步信号、信号数据、表示信号数据的数据、脉冲传递时间、以及可用于确定脉冲传递时间的任何数据、波形、波形数字表示、模拟波形等。可以连续或间歇地无线地将植入式设备10和外部监测设备20进行耦合，以用于在它们之间进行数据传递。例如，数据可以在两个设备10、20之间连续流动，或者可以以选定的间期或每当设备10、20进入彼此的特定范围内时在两个设备10、20之间交换或传送数据。在至少一个实施例中，每天一次将数据从植入式设备10下载到外部监测设备20。

在图1b中描绘了示例性系统5，示例性系统5包括被植入成远离患者1的心脏的在患者的手臂中的单个植入式设备10和外部监测设备20。植入式设备10可被植入在皮下组织中，紧密靠近动脉、静脉、动脉毛细血管床、静脉毛细血管床内或其组合。例如，植入式设备10可被描述为被血管旁地植入成靠近患者1的手臂中的动脉，以便能够从靠近动脉的组织监测两个或更多个信号。如本文将进一步描述的，单个植入式设备10可包括至少两个传感器，例如，以便能够监测两个信号，以供计算或确定脉冲传递时间。进一步地，该至少两个传感器中的一个可以被描述为沿着循环路径距离患者的心脏比另一个传感器更远，以便例如监测信号，以供计算或确定脉冲传递时间。可以以与图1a的植入式设备10和外部监测设备20类似的方式将图1b的植入式设备10和外部监测设备20无线地可操作地耦合。

在图1c中描绘了示例性系统5，示例性系统5包括两个植入式设备10和外部监测设备20。一个植入式设备10被植入在与图1a中所示的植入式设备10相同或相似的位置中，并且另一个植入式设备10被植入在与图1b中所示的植入式设备10相同或相似的位置中。如本文将进一步描述的，图1c的植入式设备10中的每一个可包括至少一个传感器，例如，以便能够监测至少一个信号，以供计算或确定脉冲传递时间。进一步地，被定位在患者的手臂中的设备10的传感器可以被描述为沿着循环路径距离患者的心脏比在患者的躯干中的设备10的传感器更远，以便例如监测信号，以供计算或确定脉冲传递时间。可以以与图1a的植入式设备10和外部监测设备20类似的方式将图1c的植入式设备10中的每一个与外部监测设备20无线地可操作地耦合。

图2是图1a-1c中所示的示例性植入式设备10的功能框图。示例性植入式设备10通常可以包括可以采用微处理器54来控制设备功能的操作系统。可经由数据/地址总线55将微处理器54以及相关联的存储器56耦合到设备10的各个部件。

设备10可包括用于至少感测身体内的电信号的电极68，所述电信号诸如，心脏信号(例如，心电图信号)、阻抗值、和/或与用于脉冲传递时间计算或测量的生理参数相关联的任何电信号。可以从可观察到(例如，皮下地、血管旁等)血液动力学脉冲的任何组织(例如，组织床)测量或感测电信号。在至少一个实施例中，电极68可用于从靠近血管的组织(例如，动脉组织、静脉组织等)测量心脏信号、阻抗值、和/或与生理参数相关联的任何电信号。可经由开关矩阵58选择用于感测的电极68以及用于刺激的电极。当用于感测时，电极68经由开关矩阵58被耦合到信号处理器或处理电路系统60。信号处理器或处理电路系统60可以包括感测放大器，并且可以包括其他信号调节电路系统和模数转换器。本质上，设备10可以包括例如包括开关矩阵58的感测模块、信号处理电路系统60等，以用于监测一个或多个信号，该一个或多个信号可以由微处理器54使用或被传输到另一设备(诸如，例如，外部监测设备20)，以用于确定脉冲传递时间、确定患者的血液动力学状态(例如，慢性血液动力学状态)等。

设备10可进一步包括可用于确定或计算脉冲传递时间的一个或多个附加传感器70，诸如，压力传感器、加速度计、流量传感器、血液化学传感器、活动传感器、声学传感器、姿势传感器、呼吸传感器等。传感器70可以经由传感器接口62被耦合到设备10的其余部分，传感器接口62向信号处理电路系统60提供传感器信号。使用附加传感器70监测或测得的信号可由微处理器54使用或被传输到另一设备(诸如，例如，外部监测设备20)，以用于确定脉冲传递时间、确定患者的血液动力学状态(例如，慢性血液动力学状态)等。

设备10可以进一步包括脉冲递送模块50，以用于在每次测量脉冲传递时间时在计时和控制电路系统52的控制下递送脉冲(诸如，电刺激/脉冲)。脉冲递送模块50可包括被配置成向患者的组织递送脉冲的各种装置，所述脉冲诸如例如，电脉冲(例如，用于收缩组织以在血管或脉管系统内引起压力脉冲等)、压力脉冲、声学脉冲、超声脉冲等。通常，脉冲递送模块50可被描述为被配置成向患者的血管(例如，动脉或静脉)递送、或发起机械或物理脉冲。脉冲递送模块50可以包括脉冲生成电路系统，以用于在计时和控制电路系统52的控制下生成治疗性电刺激脉冲(例如，电刺激脉冲串)。脉冲递送模块50可进一步经由开关矩阵58被耦合到两个或更多个电极68，开关矩阵58被用于选择使用哪些电极和对应的极性来用于递送电脉冲。

如本文所描述的，设备10包括存储器56，以用于存储用于驱动设备10的操作的各种过程和方法。存储器56还可以用于存储数据，例如，使用电极68和传感器70监测的数据、中间数据或由微处理器54基于传感器数据所计算或确定的其他值(例如，时间戳等)、从感知信号编译的数据和/或与设备操作历史(例如，用于递送、调整、控制、发起和/或终止脉冲)有关的数据、和/或用于(例如，使用遥测通信)将这种类型的数据传输到患者体外的数据。可以描述的是，设备10可以包括控制模块或控制器，该控制模块或控制器可以包括微处理器54和存储器56。

植入式设备10进一步包括遥测电路系统64和天线65。可以在上行链路或下行链路遥测期间在使用遥测电路系统64和天线65的设备10与外部监测设备50之间传输和接收数据和命令。在至少一个实施例中，设备10与外部监测设备50之间的无线可操作耦合可以使用一个或多个无线(例如，射频)数据传输协议，诸如，例如蓝牙、wi-fi、特高频(uhf)频段中的任何协议、超高频(shf)频段中的任何协议、低频等。

图3是图1a-1c中所示的示例性外部监测设备20的功能框图。在一个或多个实施例中，外部监测设备20可以与患者一起位于家中或者在大多数时间(如果不是全部时间的话)与患者一起位于家中，并且与植入患者体内的一个或多个植入式设备10一起使用。进一步地，在至少一个实施例中，外部监测设备20是蜂窝电话。在一个或多个实施例中，外部监测设备20可以位于诊所或其他医疗设施中，并且用于与用于多个患者的多个植入式设备10无线地通信。

图3中所示的外部监测设备20包括遥测电路72和天线73，以用于与图1a-1c中所示的植入式设备10进行双向通信。如本文所描述的，可以在上行链路或下行链路遥测期间在使用遥测电路系统64和天线65的设备10与使用遥测电路72和天线73的外部监测设备50之间传输和接收数据和命令。在至少一个实施例中，设备10与外部监测设备50之间的无线可操作耦合可以使用一个或多个无线(例如，射频)数据传输协议，诸如，例如蓝牙、wi-fi、特高频(uhf)频段中的任何协议、超高频(shf)频段中的任何协议、低频等。

外部监测设备20可以被描述为微处理器控制的设备，并且因此可以包括微处理器74。微处理器74可以与相关联的存储器78一起操作，以用于控制外部监测设备20的各种过程和功能，所述各种过程和功能包括发起使用植入式设备10的一个或多个测量、以及在植入式设备10与外部监测设备20之间无线地传送数据和命令。微处理器74可进一步被配置成：存储来自植入式设备10的数据；计算或确定各种度量或值，诸如，例如血液动力学状态、或指标、值、脉冲传递时间、位于波形(例如，心电图、阻抗波形、声学信号、压力信号等)内的一个或多个基准点；根据各种确定发出警报或消息等。

可以单独使用存储器78或与植入式设备10的存储器56组合使用存储器78，以存储感测到的数据(例如，阻抗数据、心电图数据、压力信号数据、声学信号数据、光学信号数据等)以及在遥测链路控制操作中所使用的信息。这种遥测链路信息可以包括：用于验证遥测会话是活跃的还是不活跃的条件，用于监测这种条件的时间间期，以及可以在遥测终止操作期间被显示的消息。

为了使人与外部监测装置20交互，外部监测装置20可以包括耦合到微处理器74的用户接口71。用户接口71可以包括触摸屏、键盘、图形用户接口、和/或其组合。进一步地，外部监测装置20可包括显示器76。用户接口71可以允许用户查看和/或操纵显示器76上的数据，并允许用户与植入式医疗设备10交互。外部监测装置20可进一步包括扬声器77，以用于广播用于与用户通信例如关于用户的血液动力学状态的可听音调或消息、警报、警告等。

外部监测装置20可进一步包括通信模块79，用于将数据(例如，通过因特网、通过网络等)传送到中央数据库、或者用于与其他患者管理系统(诸如，本文参考图16所描述的集中式系统)通信。外部监测设备20可进一步包括用于耦合外围设备的接口75，外围设备75可以包括外部监测装备，诸如心电图引线、血压监测器等。

图4中描绘了使用例如图1-3的系统和设备来监测患者的合计血液动力学状态的示例性方法40的流程图。示例性方法40可以包括从患者的组织测量第一信号和从患者的组织测量第二信号(41)。可以从患者的组织在不同位置中测量第一信号和第二信号。更具体地，可以在沿着循环路径距离患者的心脏比测量第一信号和第二信号中的一者的位置更远的另一位置中测量另一个信号，使得信号可以用于确定脉冲传递时间。在一个或多个实施例中，可以在比测量第一信号和第二信号中的一者的位置物理上更远离患者的心脏的另一个位置中测量另一个信号。应当理解的是，植入式设备(多个)可以根据外部监测设备来被发起以执行信号测量，和/或可以被自我发起以执行信号测量(例如，植入式设备(多个)可能不需要根据另一设备来被发起以执行信号测量)本文将关于图5a中所描绘的示例性系统5进一步描述示例性方法40。

图5a中示出了用于监测患者的血液动力学状态的包括单个植入式设备10的示例性系统5。图5a的设备10被示为植入在患者的靠近动脉3的组织2中。设备10包括第一传感器12和第二传感器14，第一传感器12被配置成从靠近动脉3的组织2测量第一信号，第二传感器14被配置成从靠近动脉3的位于沿着循环路径距离患者的心脏比第一传感器12测量第一信号的位置更远的位置的组织2测量第二信号。

第一传感器12和第二传感器14中的每一个可包括一对电极13。该对电极13可用于在靠近动脉3的组织2内监测各种不同类型的信号。例如，电极13可以测量阻抗信号、心电图信号、和/或与生理参数相关联的任何电信号。在其他示例性设备10中，第一传感器和第二传感器12、14可以包括或使用除电极之外的其他感测装置，诸如，光学传感器、压力传感器、声学传感器、加速度计、流量传感器、血液化学传感器、活动传感器、姿势传感器、呼吸传感器等。无论感测模态如何，第一传感器和第二传感器12、14可分别感测并生成第一信号和第二信号，所述第一信号和第二信号包括源自心脏的自然脉冲或源自脉冲发生器的横穿患者的组织、血管结构等的人造脉冲。进一步地，如所示的，第二传感器14在沿着循环路径距离患者的心脏比第一传感器12测量第一电信号的位置更远的位置中测量第二电信号。

示例性方法40可以传输和接收表示使用设备10的第一传感器和第二传感器12、14测得的第一信号和第二信号的数据(42)。更具体地，可以将表示第一信号和第二信号的数据从植入式设备10传输到外部监测设备20。例如，如图5a的示例性系统5所示的，第一信号16和第二信号17已经被传输到外部监测设备20并且现在被显示在外部检测设备20的显示器76上。应当理解的是，在系统5的一般使用期间可以不将第一信号和第二信号14、16显示在外部监测设备20上的显示器76上，并且为了说明的目的在图5-6的示例中示出了将第一信号和第二信号14、16显示在外部监测设备20上的显示器76上。尽管如此，信号16、17可以被显示在外部监测设备20的显示器76上是用户希望这样做的(例如，通过一些用户交互)。

换句话说，在图5a中示出了用于从单个设备测量计时间期的示例性系统和过程。可以从第一传感器12感测第一信号16，并且可以经由远程通信路径将第一信号16的数字表示或与第一信号16的基准点相对应的时间戳发送到外部监测设备20(例如，蜂窝电话)。可以由或从同一设备10上的第二传感器14感测第二信号17，并且可以经由远程通信路径将第二信号17的数字表示或与第二信号17的基准点相对应的时间戳发送到外部监测设备20(例如，蜂窝电话)。可以从两个信号16、17中的基准点之间的时间差和/或两个时间戳/标记之间的时间差导出脉冲传递时间计算。附加地，在一个或多个实施例中，也可以使用单个设备计算(诸如，脉冲传递时间计算)来代替将表示第一信号和第二信号16、17的数据传输到外部监测设备20，并且后续地可以将脉冲传递时间传输到外部监测设备20。

描述了将表示第一信号和第二信号16、17的数据从植入式医疗设备10传输到外部监测设备20，因为至少在一些实施例中，实际信号本身可能不会被传输到外部监测设备20。而是，例如，信号16、17的数字表示可以被传输到外部监测设备。更具体地，可以以特定采样速率或频率对第一信号和第二信号16、17进行采样，并且表示信号16、17的数据点可以是被传送到外部监测装置20的数据。进一步地，例如，与沿着第一信号和第二信号16、17的特定基准点相对应的时间戳可以被传送到外部监测装置20。无论如何，表示第一信号和第二信号16、17的数据使得外部监测装置能够从中确定或计算脉冲传递时间。

在图5-6中描绘了包括使用各种不同的传感器的单个植入式设备10或两个植入式设备10的附加系统配置。应理解的是，图5-6中所描绘的配置不表示或描绘本公开内容考虑到的所有配置。而是，图5-6中所描绘的系统配置仅是几个示例。

图5b的示例性系统5类似于图5a的系统5。例如，图5b的系统5包括具有一对传感器12、14的单个植入式设备10和外部监测设备20。然而，在图5b的该系统5中，第一传感器12是包括用于测量心电图信号的一对电极13的心电图传感器，并且第二传感器14是包括用于测量动脉脉冲波形的光发射器21和光检测器22的光学传感器。如所示的，第二传感器14在沿着循环路径距离患者的心脏比第一传感器12测量心电图信号的位置更远的位置中测量动脉脉冲波形。第一信号16(其是心电图信号)和第二信号17(其是光学地获取的动脉脉冲波形)被显示在外部监测设备20的显示器76上。如图所示的，可以在第一信号16中的r波的峰到第二信号17中的最小值之间测量脉冲传递时间。

图5a-b的系统5可以依赖或使用心脏的原生搏动，该原生脉冲可能太弱而不能在大静脉和小静脉中被检测到。图5c-5d的系统5可以将示例性方法和设备从动脉组织的测量扩展到静脉组织的测量(例如，静脉组织的刚性/顺应性)。静脉测量的添加可以辅助临床医生确定哪些类型的药物干预(诸如，例如利尿剂或硝酸盐)最适合于患者。

由于心脏的原生脉冲可能太弱而无法在静脉组织(以及一些动脉组织)中被感测到，因此图5c的设备10可包括被配置成在组织2的静脉4内生成压力波的脉冲发生器或激活器19(例如，脉冲递送模块50)。时间戳可以与压力波的递送相关联，该压力波可以用作第一信号16。如监测设备20的显示器76中所示的，由第一信号16内的方波表示时间戳。在至少一个实施例中，脉冲发生器19可包括压电晶体，该压电晶体被配置成在静脉组织内生成并递送压力波。在其他的实施例中，脉冲发生器19可被配置成向患者的组织递送脉冲，诸如，例如电脉冲(例如，用于收缩组织以在血管或脉管系统内引起压力脉冲等)、压力脉冲、声学脉冲、超声脉冲等。通常，脉冲发生器19可被描述为被配置成向患者的血管(例如，动脉或静脉)递送、或发起机械或物理脉冲。

图5c的设备10的第一传感器12可包括用于测量第二信号17的一对电极，在该实施例中，第二信号17是阻抗波形。如所示的，传感器12在沿着循环路径距离患者的心脏比脉冲发生器或激活器19递送压力波或脉冲的位置更远的位置中测量第二信号17。可以由监测装置20计算在第一信号16的方波与第二信号17内的表示传播脉冲的基准点之间的脉冲传递时间。请注意，第二信号17中的第一个峰可能是来自激活器的刺激脉冲伪像。

附加地，图5c的系统5还可用于测量诸如图5d中所示的在静脉和动脉组织内的脉冲传递时间。除了图5d的设备5被定位成靠近静脉2和动脉3两者之外，图5d的设备5基本上类似于图5c的设备5。在该实施例中，第二信号17包括传播的动脉脉冲和传播的静脉脉冲。如所示的，传播的动脉脉冲比传播的静脉脉冲更快，并且可以使用相同的信号16、17来计算动脉脉冲传递时间δt1和静脉脉冲传递时间δt2。再次地，如前所述，第二信号17中的第一峰可能是刺激脉冲伪像。

在图6a-6c中描绘了用于监测患者的血液动力学状态的包括两个植入式设备10的示例性系统5。如本文所描述的，植入式设备10中的一个可被定位成(例如，被皮下地植入、被血管旁地植入等)沿着循环路径比另一个植入式设备更接近患者的心脏定位。在至少一个实施例中，植入式设备10中的一个可被定位成比另一个植入式设备物理上更接近患者的心脏。如图6a-6c的示例中所示的，位于图的左侧的植入式设备10被定位成沿着循环路径比位于右侧的植入式设备10更接近患者的心脏。图6a-6c的设备10中的每一个包括一对电极13，该对电极13被配置成测量阻抗波形和/或心电图信号。进一步地，图6a-6c的设备10中的每一个可以无线地可操作地被耦合到至少所述外部监测设备20，以用于在图6a-6c的设备10中的每一个与外部监测设备20之间的数据传送，并且图6a-6c的设备10中的每一个可以无线地可操作地彼此耦合，以用于在图6a-6c的设备10中的每一个之间的数据传送。

在图6a中，由第一设备10的第一传感器12测得的第一信号16是心电图信号，并且由第二设备10的第二传感器14测得的第二信号17是阻抗信号。如所示的，第二传感器14在沿着循环路径距离患者的心脏比第一传感器12测量第一信号16的位置更远的位置中测量第二信号17。如前所述，可以在第一信号16的r波的峰与第二信号17的最小值之间确定脉冲传递时间δt。换句话说，图6a描绘了用于从多个设备10测量计时间期的示例性系统和过程。可以经由远程通信路径将感测到的ecgr波信号和/或对应的时间戳从主要设备10传输或发送到外部监测设备20(例如，蜂窝电话)。可以后续地从远侧辅助设备10感测信号，并且还可以经由远程通信路径将该信号和/或该感测到的信号的对应的时间戳发送到外部监测设备20。可以从信号16、17中的两个基准点之间的时间差和/或与信号16、17中的两个基准点相关的两个时间戳/标记之间的时间差导出脉冲传递时间计算。在至少一个实施例中，两个设备10之间的体内通信也可用于代替远程设备遥测。

在图6b中，第一设备10的第一传感器12可以测量心电图信号、阻抗信号和/或指示压力脉冲的任何其他信号，并且随后第一设备10可以将由第一信号16中的方波表示的与所测得的信号内的基准点相对应的时间戳传输到外部监测设备20。在另一实施例(未描绘)中，第一设备10可以将脉冲(例如，电脉冲、压力脉冲等)传递到血管组织中(例如，到动脉中)，并且后续地将由第一信号16中的方波表示的与该脉冲被传输到血管组织中的时刻相对应的时间戳传输到外部监测设备20。如所示的，由第二设备10的第二传感器14测得的第二信号17是阻抗信号。进一步地，第二传感器14在沿着循环路径距离患者的心脏比第一传感器12测量第一信号16的位置更远的位置中测量第二信号17。如前所述，可以在第一信号16的方波与第二信号17的最小值之间确定脉冲传递时间δt。

换句话说，图6b描绘了用于从多个设备10测量计时间期的示例性系统和过程。可以由主要设备10使用传感器12来感测心脏事件，并且可以经由远程通信路径将该事件的对应的时间戳发送到外部监测设备10(例如，蜂窝电话)。或者，可以在来自主要设备10的感测到的心脏事件之后施用脉冲信号，并且可以经由远程通信路径将该脉冲信号的对应的时间戳发送到外部监测设备10。可以后续地从远侧次级设备10(或多个设备10)感测信号，并且可以经由远侧通信路径将表示第二信号17的数据(例如，第二信号17的数字表示、该信号17的对应的时间戳)发送到外部监测设备10。可以从第一信号16的时间戳(例如，方波)与第二信号17内的基准点或来自第二传感器14的时间戳之间的时间差导出脉冲传递时间计算。

在图6c中，由第一设备10的第一传感器12测得的第一信号16是阻抗信号，并且由第二设备10的第二传感器14测得的第二信号17也是阻抗信号。如所示的，第二传感器14在沿着循环路径距离患者的心脏比第一传感器12测量第一信号16的位置更远的位置中测量第二信号17。可以将每个信号16、17传输或递送到外部监测设备20。如前所述，可以在第一信号16的最小值与第二信号17的最小值之间确定脉冲传递时间δt，如外部监测设备20的显示器76上所描绘的。

因此，示例性方法40可以进一步包括基于表示第一信号和第二信号16、17的数据来确定脉冲传递时间43。在一个或多个实施例中，可以通过测量第一信号16中的选定的基准点与第二信号17中的选定的基准点之间的时间来计算脉冲传递时间。在图7中描绘了包括多个选定的基准点的随时间的示例性动脉波形。

关于图7的可用于脉冲传递时间确定的动脉波形91来描绘了用于标识一个或多个基准点的潜在动脉波形参数，该脉冲传递时间确定可用于评估患者的血液动力学状态。例如，指示与心脏舒张相关联的最小血管扩张的最小值(a)和指示与心脏收缩相关联的最大血管扩张的最大值(b)可以用作基准点。如所示的，最小值(a)之间的时间可以提供心动周期时间(c)。进一步地，例如，指示血管扩张的最大速率的最大斜率(d)和指示血管舒张的最小速率的最小斜率(e)也可以用作基准点。

图7中标识的示例性基准点可用于通过以下方式来确定脉冲传递时间：标识第一信号16上的选定的基准点、标识第二信号17上的选定的基准点、以及计算或确定两个基准点出现之间的时间。例如，如图5a中所示的，用于第一信号和第二信号16、17中的每一个的选定的基准点是最小值。第一信号16的最小值与第二信号17的最小值之间的时间δt可以用作脉冲传递时间。

如本文所描述的，表示第一信号16的数据可以是第一信号16的数字表示或时间戳，并且同样地，表示第二信号17的数据可以是第二信号17的数字表示或时间戳。应当理解的是，时间戳本质上是在波形或信号内出现选定的基准点的时间。因此，植入式设备10可以在时间戳被传输到外部监测设备20的这些示例中执行基准点分析。外部监测设备20可以使用一个或多个时间戳来计算脉冲传递时间。例如，在至少一个实施例中，表示第一信号16的数据可以是时间戳，而表示第二信号17的数据可以是第二信号17的数字表示。因此，在该实施例中，可以在第二信号17中确定基准点，并且可以将基准时间戳(即，基准点出现的时间)与第一信号16的时间戳一起使用以确定脉冲传递时间。进一步地，例如，在至少另一实施例中，表示第一信号16的数据可以是时间戳，并且表示第二信号17的数据可以是时间戳。在该实施例中，两个时间戳之间的时间可以是脉冲传递时间。

在至少另一实施例中，植入式设备10可以通过以下方式来计算脉冲传递时间：将来自设备10自身在该第一信号和第二信号16、17中确定或计算的基准点的时间戳进行比较。在该示例中，植入式设备10可以将脉冲传递时间传输到外部监测设备20。

可以测量(41)并且传输/接收(42)第一信号和第二信号16、17，并且可以在监测时间段的进程内确定(43)脉冲传递时间。通常，将监测时间段选择为对于评估患者的慢性血液动力学健康(与急性测量相反)而言是有用的时间段。如本文将进一步描述的，将基于在监测时间段内确定的脉冲传递时间来生成血液动力学状态值(例如，每日替代血液动力学状态值、每周替代血液动力学状态值、夜晚时间替代血液动力学状态值、白天时间替代血液动力学状态值等)。换句话说，监测时间段可以提供可被描述为在时间段内的合计值的血液动力学状态值，以便能够评估患者的慢性血液动力学健康。

在一个或多个实施例中，监测时间段为约5分钟至约2个月。例如，监测时间段可以大于或等于约5分钟、大于或等于约7分钟、大于或等于约10分钟、大于或等于约12分钟、大于或等于约15分钟、大于或等于约20分钟、大于或等于约25分钟、大于或等于约30分钟、大于或等于约45分钟、大于或等于约1小时、更大大于或等于约2小时、大于或等于约4小时、大于或等于约6小时、大于或等于约8小时、大于或等于约10小时、大于或等于约12小时、大于或等于约14小时、大于或等于约16小时、大于或等于约18小时、大于或等于约20小时、大于或等于约22小时、大于或等于约1天、大于或等于约2天、大于或等于约1周、大于或等于约2周、大于或等于约3周等，和/或小于或等于约17分钟、小于或等于约27分钟、小于或等于约40分钟、小于或等于约50分钟、小于或等于约1.5小时、小于或等于约3小时、小于或等于约5小时、小于或等于约7小时、小于或等于约9小时、小于或等于约11小时、小于或等于约13小时、小于或等于约15小时、小于或等于约17小时、小于或等于约19小时、小于或等于约21小时、小于或等于约23小时、小于或等于约25小时、小于或等于约1.5周、小于或等于约2.5周、小于或等于约3.5周、小于或等于约1个月、小于或等于约2个月等。进一步地，如本文进一步描述的，在一些实施例中，监测时间段可以对应于白天时间和夜晚时间。

可以测量(41)并且传输/接收(42)第一信号和第二信号16、17，并且可以在监测时间段的进程内以周期性方式确定(43)脉冲传递时间，直到如从处理框44到处理框41的箭头所指示的监测时间段期满(44)。换句话说，如果监测时间段尚未期满，则方法40可以循环回到测量(41)第一信号和第二信号16、17，传输/接收(42)，以及确定脉冲传递时间(43)。可以在监测时间段内周期性地发生该测量41，传输/接收42和脉冲传递时间确定43。例如，可以约每5秒至约每60秒发生这些过程41、42、43，并且该时间段可以被称为监测时间段。在一个或多个实施例中，监测时间段可以大于或等于约5秒、大于或等于约10秒、大于或等于约20秒、大于或等于约30秒、大于或等于约60秒、大于或等于约120秒、大于或等于约5分钟、大于或等于约10分钟、大于或等于约20分钟、大于或等于约30分钟等，和/或小于或等于约60分钟、小于或等于约45分钟、小于或等于约35分钟、小于或等于约25分钟、小于或等于约15分钟、小于或等于约8分钟、小于或等于约3分钟、小于或等于约100秒、小于或等于约75秒、小于或等于约45秒、小于或等于约35秒、小于或等于约25秒、小于或等于约15秒等。附加地，应当理解的是，可以不在每次发生测量过程41时发生传输/接收以及脉冲传递时间确定过程42、43，而是，可以在多个监测时间段内周期性地传输/接收(42)来自测量过程41的数据。

如果监测时间段已经期满，则方法40可以进行到确定替代血液动力学状态值(45)(根据在监测时间段期间计算的脉冲传递时间针对该监测时间段)。如本文所描述的，血液动力学状态值可以指示患者的血液动力学健康或状态。进一步地，血液动力学状态值可以被描述为合计值，因为血液动力学状态值表示在监测时间段内的多个脉冲传递时间、或者是从在监测时间段内的多个脉冲传递时间导出的。换句话说，血液动力学状态值表示时间段，即监测时间段，而不是单个时间点。

在将脉冲传递时间转换为替代血液动力学状态值之前，可以对监测时间段的多个脉冲传递时间执行一个或多个过程。例如，可以对多个脉冲传递时间进行平均以提供平均脉冲传递时间值。进一步地，可以对监测时间段的多个脉冲传递时间执行的附加过程可以包括以下各项中一项或多项：生成中值、生成众数(mode)、滤波、生成范围、移除异常值、生成标准偏差等。

图8中描绘了多个曲线图，该多个曲线图示出了如何可将多个脉冲传递时间转换成替代血液动力学状态值以及如何随时间绘制该替代血液动力学状态值。如所示的，对于每一天，绘制多个脉冲传递时间95并且计算平均脉冲传递时间96。由线97绘制的线性回归方程可用于将平均脉冲传递时间转换为替代血液动力学状态值98。进一步地，在一个或多个实施例中，可以关于血压值校准脉冲传递时间(例如，以用于生成用于将脉冲传递时间转换为血液动力学状态值的线性回归方程)，如本文关于图10-12所描述的。如曲线图99中所示的，可以随时间绘制替代血液动力学状态值98，这些替代血液动力学状态值可以用于标识和评估患者的合计血液动力学健康的趋势。

因此，使用图8中所描绘的示例性过程，示例性方法40可以基于表示监测时间段的患者的合计血液动力学状态的多个脉冲传递时间来确定血液动力学状态值45。在一些实施例中，血液动力学状态值可以仅仅是表示监测时间段的所确定的多个脉冲传递时间的平均或其他统计。无论数学运算或转换如何，血液动力学状态值可以表示在监测时间段期间或在监测时间段内测得的多个脉冲传递时间，并且可以至少用于标识多个监测时间段的趋势，该趋势可指示患者的血液动力学健康。在确定血液动力学状态值之后，可以将血液动力学状态值存储(46)在存储器中，并且如循环回到测量过程41的箭头所指示的，方法40可以继续另一监测时间段。

可以由植入式设备10和监测设备20中的一者或两者确定血液动力学状态值。例如，植入式设备10可以根据多个脉冲传递时间确定血液动力学状态值，并随后将血液动力学状态值传送给监测设备20。进一步地，例如，可以将多个脉冲传递时间或其数据传送到监测设备20，并且监测设备20可以确定或计算血液动力学状态值。换句话说，可以由植入式设备10和监测设备20中的一者或两者执行步骤45。仍进一步地，可以由一个或多个设备10根据第一信号数据和第二信号数据确定脉冲传递时间，并随后将脉冲传递时间传送到监测设备20。总之，一个或多个设备10和外部监测设备20中的任何一个可以执行参考方法40所描述的步骤中的任何一个或多个。

附加地，方法40可以可选地被配置成将所确定的血液动力学状态值与基线或另一度量进行比较，并向患者发出警告(47)。例如，方法40可以根据血液动力学状态值的趋势确定患者的血压可能已经增大并且需要医疗关注，并且因此向外部监测设备20发出警告(47)。

进一步地，例如，方法40可以根据血液动力学状态值的趋势确定患者的血压可能已经增大并且需要医疗关注，并且因此可以指令患者(例如，通过设备20上的消息)执行临床动作(例如，服用药物)、访问临床医生、去急诊室等。外部监测设备20可以播放声音、显示警报、和/或振动以向用户指示发生或已经发生警告和/或指令。

进一步地，本文所描述的示例性系统、设备和方法可以可选地包括被配置成向患者提供治疗的装置、或被可操作地耦合到被配置成向患者提供治疗的装置。响应于对血液动力学状态值和/或脉冲传递时间数据(例如，多个脉冲传递时间)的分析或由其触发，可以向患者提供或递送治疗。例如，可以将血液动力学状态值与基线值或另一度量进行比较，并且如果血液动力学状态值满足或超过(例如，大于或等于)基线值或另一度量，则可以发起治疗。进一步地，例如，可以对脉冲传递时间数据执行一个或多个过程(例如，统计过程、数学过程、比较等)以确定是否向患者递送治疗，并且如果基于对脉冲传递时间数据的分析而确定应该递送治疗，则可以将治疗递送给患者。

仍进一步地，应当理解的是，对血液动力学状态值和/或脉冲传递时间数据的分析可以指示一个或多个生理异常，并且递送给患者的治疗可以对应于所指示的生理异常。换句话说，可以根据血液动力学状态值和/或脉冲传递时间数据来确定特定的生理异常或不止一个特定的生理异常，并且响应于这种确定，可以选择治疗来治疗特定的生理异常。例如，可以基于可能导致后续的神经事件和/或心血管事件的血液动力学状态值和/或脉冲传递时间数据来检测出生理异常。响应于这种检测，可以应用治疗来降低神经事件和/或心血管事件发生的可能性(如果不能阻止发生神经事件和/或心血管事件的话)。例如，可以基于血液动力学状态值和/或脉冲传递时间数据来确定或检测晕厥(例如，昏厥)或潜在晕厥，并且可以响应于确定晕厥或潜在晕厥(至少根据例如血液动力学状态值和/或脉冲传递事件数据)而将治疗晕厥的治疗递送给患者。

将理解的是，治疗可包括能够治疗神经事件和/或心血管事件的任何治疗，并且本文所描述的系统、设备和方法可包括能够递送这种治疗的任何装置。例如，治疗可以包括用于使各种心脏组织去极化的电起搏治疗、或对各种神经组织的电刺激(例如，迷走神经刺激)。进一步地，例如，治疗可以包括用于将药物递送到一个或多个身体组织(例如，诸如神经组织、生物组织等)的药物递送治疗。

图9中描绘了随时间绘制的替代血液动力学状态值的另一曲线图。在该描绘中，以多种方式显示了替代血液动力学状态值，以在标识和评估患者的血液动力学健康的趋势时向专业人员提供附加信息。更具体地，随时间绘制了实际替代血液动力学状态值、替代血液动力学状态值的移动平均值、以及替代血液动力学状态值的范围。

图10中示出了在实验测试期间测得的24小时的脉冲传递时间数据与收缩血压的关系图。根据在24小时内获得的数据，对数据拟合线性回归方程，该线性回归方程是y＝0.299-0.0007x，其中r值为0.80。图11中示出了使用根据图10中所描绘的数据的线性回归方程的每日实际收缩压和替代血液动力学状态值的曲线图。如所示的，在26天内替代血液动力学状态值相对紧密地跟踪实际收缩数据。在该示例中，通过测量一天中的每小时10分钟的每次心跳的脉冲传递时间来生成图11中所绘制的每个每日替代血液动力学状态值。从每个10分钟时段中选择三个脉冲传递时间(例如，作为表示10分钟时段)，并随后对来自整个一天的每个10分钟时段的选定的脉冲传递时间进行平均，以生成该天的替代血液动力学状态值。图12中示出了使用根据图10中所描绘的数据的线性回归方程的每周实际收缩压和替代血液动力学状态值的曲线图。在该示例中，通过对一周的每日替代血液动力学状态值进行平均来生成图12中所绘制的每个每周替代血液动力学状态值。如所示的，在九周内替代血液动力学状态值相对紧密地跟踪实际收缩数据。

如本文所描述的，监测时间段可以包括一天中的一部分，诸如，夜晚时间和白天时间。白天时间的血液动力学状态值和夜晚时间的血液动力学状态值可以提供可用于评估患者的血液动力学状态的附加度量或数据。例如，图13中示出了使用例如图1-6的系统和方法确定的示例性白天时间脉冲传递时间数据和夜晚时间脉冲传递时间数据随时间的曲线图。在该示例中，监测时间段包括每个夜晚时间和每个白天时间，并且针对每个夜晚时间和白天时间计算或确定平均脉冲传递时间。通过绘制白天时间平均脉冲传递时间和夜晚时间平均脉冲传递时间，可以看到白天时间的平均脉冲传递时间与夜晚时间的平均脉冲传递时间之间的差异或变化。该白天时间/夜晚时间血压变化(通过白天/夜晚脉冲传递时间来近似)可对于检测可指示患者的血液动力学健康的模式而言是有用的。例如，如该曲线图所示的，白天时间脉冲传递时间与夜晚时间脉冲传递时间之间的差异正在减小，这可能指示总体血压增大、患者血液动力学健康的下降、患者正在服用的药物的变化(例如，类型、剂量等的变化)、不遵守治疗选择(例如，没有服用药物等)、睡眠不佳、睡眠模式的变化、压力、任何其他生理变化等。附加地，如该曲线图所示的，白天时间脉冲传递时间值和夜晚时间脉冲传递时间值都在100天左右下降，这可能向专业人员指示发生了事件，诸如，例如钠摄入增加等。

图14示出了使用例如图1-6的系统和方法确定的“杓型”患者和“非杓型”患者的示例性白天时间脉冲传递时间数据和夜晚时间脉冲传递时间数据随时间的曲线图。例如，如果从脉冲传递时间数据导出的血液动力学状态值从白天时间到夜晚时间没有减少或下降15％，则这种减少的缺乏可能指示更高的心血管疾病风险。

图15示出了使用例如图1-6的系统和方法确定的血液动力学状态值的示例性变化随时间的曲线图。该简化的曲线图可以是如下的示例性界面：其被配置成由患者和/或临床医生用于查看在没有太多杂乱和不必要的数字数据或枝节(complication)的情况下的整体血液动力学健康趋势。如所示的，简化的曲线图显示随时间的升高的替代血液动力学状态值的百分比变化，使得用户可以容易地确定其一般血液动力学健康的增加或减小。

如图18中所示的，通过本文所描述的系统、设备和方法获得的信息可以集成到集中式系统900中，以供远程监测和分析，从而允许更容易地供患者和护理人员使用。如本文所描述的，可以将脉冲传递时间或表示脉冲传递时间的数据从一个或多个植入式设备905传输(例如，无线传输)到外部监测设备906。外部监测设备906可以确定血液动力学状态值，随后可以将血液动力学状态值数据以及脉冲传递时间数据上传到系统900中。随后可以将该数据与来自所有数据源901的信息一起存储，所有数据源901包括登记数据907、随访数据908、设备和注册者跟踪数据909、消费者数据910、和其他数据源911。随后可以将数据传送到数据收集子系统902。该子系统902可以提取、变换数据912并将数据912加载到源仓库913中。可以由数据分布子系统903考虑适当的商业规则915和隐私法916而分布数据子集914的副本。随后可以将该信息传送到数据集市917。随后可以将来自数据集市917的数据传送到数据分析子系统904。数据分析子系统随后针对数据集市中的每一个做出数据推断918，以给出可分析的数据919、920、921。随后可以分析数据919、920、921，包括任何分析应用925，以给出经分析的信息922、923和924。所有的这些都可以利用数据仓库和分析服务部件926来完成。

如关于图8和图10所描述的，多个脉冲传递时间可以与多个血压测量值时间相关或时间同步，并且可以基于多个脉冲传递时间和多个血压测量值来生成关系或函数(诸如，例如线性回归)。这种关系可用于将脉冲传递时间转换为估计的血压，并且反之亦然。

脉冲传递时间与血压之间的关系的变化对于确定患者的血液动力学状态而言也是有用的。例如，如果脉冲传递时间与血压之间的关系改变，则这可能指示总体血压增大、患者血液动力学健康的下降、患者正在服用的药物的变化(例如，类型、剂量等的变化)、不遵守治疗选择(例如，没有服用药物等)、睡眠不佳、睡眠模式的变化、压力、任何其他生理变化等。

在图17中描绘了在第一时间段和第二时间段期间测得的脉冲传递时间数据与收缩血压的关系。换句话说，已经在第一时间段和第二时间段内监测了多个脉冲传递时间和收缩血压值，并且已经绘制了这样的时间和值。如所示的，针对第一时间段和第二时间段中的每一个，在脉冲传递时间与收缩压的数据点之间已经生成/建模并且绘制了关系100、102，或者更具体地，线性回归函数。更具体地，已经针对第一时间段绘制了第一线100，并且针对第二时间段绘制了第二线102。换句话说，已经针对每个时间段在脉冲传递时间和收缩血压值之间生成了脉冲传递时间-血压关系100、102。

如所示的，第二线102与第一线100不同或已经从第一线100改变为第二线2，这可以指示患者的血液动力学状态已经改变(由箭头105所指示的)。本文描述的示例性方法和系统可以被配置成基于从第一时间段到第二时间段(例如，在第一和第二时间段内)的脉冲传递时间-血压关系的变化来确定血液动力学状态是否已经改变。确定脉冲传递时间与血压之间的关系是否已经改变105的一个数值过程可以是将关系的斜率101、103进行相互比较，并且如果斜率101、103的差异超过阈值，则本文所描述的示例性系统、方法和设备可确定已发生显著的血液动力学状态变化。