用于心力衰竭监视的舒张期心内膜加速度的制作方法

本申请要求于2016年8月11日提交的根据美国临时专利申请序列号62/373,461的35u.s.c.§119(e)的优先权权益，其全部内容通过引用并入本文。

该文献大体涉及医疗装置，并且更具体地，涉及用于监视患有心力衰竭的患者的系统和方法。

背景技术：

充血性心力衰竭(chf)是美国的主要死亡原因。当心脏无法充分供应足够的血液以维持健康的生理状态时，就会发生chf。chf可以通过药物治疗或通过诸如用于提供心脏起搏治疗(包括再同步治疗(crt))的可植入医疗装置(imd)来治疗，以校正心室内或心室之间的心脏不同步。

一些imd可用于监视chf患者并检测导致心力衰竭恶化的事件。频率患者监视可以帮助减少心力衰竭住院治疗。发生未来心力衰竭事件、诸如心力衰竭失代偿的风险较高的患者的识别可能有助于确保及时治疗，从而改善预后和患者效果(outcome)。识别并安全地管理具有未来心力衰竭事件风险的患者可以避免不必要的医疗干预并降低医疗成本。

一些imd可以长期刺激可兴奋的组织或器官、诸如心脏，以帮助恢复或改善患有chf的患者的心脏性能，或者治疗异常的心律。这种流动式医疗装置可以具有可以定位在心脏内或心脏表面上的电极。电极可以诸如经由引线电耦接到电子单元、诸如脉冲发生器，并且可以用于向心脏递送电刺激。

技术实现要素：

诸如可植入医疗装置、皮下医疗装置、可穿戴医疗装置或其他外部医疗装置的流动式医疗装置(amd)可用于监视心力衰竭(hf)患者、检测心力衰竭恶化、或递送治疗以恢复或改善心脏功能。amd可以包括植入的引线、诸如经静脉引线，其包括用于心脏感测或用于治疗递送的电极。某些装置故障可能与引线完整性降低有关。在一些患者中，可植入引线、诸如经静脉植入的引线可能会导致感染或其他并发症。

amd可以包括可以感测心脏的电活动或机械活动，或指示心脏功能的其他生理变量的生理传感器。在感测到的生理信号当中，心音信号可以提供关于心脏的收缩和舒张功能的信息。心音与患者心脏活动和血液通过心脏的流动的机械振动相关联。每个心动周期都会重现心音，并根据与振动相关联的活动进行分离和分类。心音信号可以包括心动周期内的一个或多个分量，包括第一(s1)、第二(s2)、第三(s3)或第四(s4)心音。s1与在二尖瓣张紧期间由心脏产生的振动声音相关联。s2标志着心脏舒张的开始。s3与心脏舒张期间左心室的充盈压有关。s4与心房收缩相关联，以诸如克服异常僵硬的心室。

监视诸如s3的心音可用于评估hf状态。心力衰竭患者可能在肺部有液体积聚，可能导致心室充盈压升高。当hf状态恶化时，心脏的舒张功能恶化。这可能伴随着比正常s3更响亮。用于心脏监视和心力衰竭恶化的检测的基于心音的系统可能需要心音分量的可靠和准确检测，诸如用于评估心脏的舒张功能的s3。本发明人已经认识到需要可以有效地监视心脏功能并准确地检测心力衰竭恶化的系统和方法，同时可以避免或减轻与可植入引线相关联的潜在不利影响。

除其他外，本文献讨论了用于监视患有心脏病的患者的患者管理系统。该系统可以包括用于感测心外膜或心内膜加速度(ea)信号的加速度计传感器。加速度计可以包括在无引线医疗装置(lmd)或基于引线的医疗装置中，或者定位在电耦接到基于引线的医疗装置的引线上。该系统可以另外地包括经由诸如无线通信信道的通信网络与加速度计传感器通信的配套(companion)装置。配套装置可以感测诸如心音信号的心脏信号，并且使用从无引线或基于引线的医疗装置发送的心脏信号和ea信号来生成心脏的舒张功能的指示符。该系统可以向用户或过程提供舒张功能指示符，或者基于舒张功能指示符检测心力衰竭恶化。如本文描述的，使用ea信号感测ea信号和心脏舒张功能的评估可用于改善包括或耦接到用于感测ea信号的传感器的医疗装置的操作或编程。

示例1是可以包括加速度计传感器的系统，该加速度计传感器被配置为感测来自心脏的一部分的心外膜或心内膜加速度(ea)信号，该ea信号指示一个或多个心音分量。该系统可以可选地包括处理器电路，该处理器电路被配置为使用感测到的ea信号生成舒张功能指示符(df)。在其他示例中，系统可以可选地包括经由无线通信链路通信地耦接到配套装置的第一通信电路。第一通信电路可以被配置为从配套装置接收用于感测ea信号的感测命令，并将感测到的ea信号发送到配套装置。

在示例2中，示例1的主题可选地包括无引线医疗装置，其中加速度计传感器可以被配置为附接到并且基本上符合(conform)无引线医疗装置的表面。

在示例3中，示例2的主题可选地包括无引线医疗装置，该无引线医疗装置可以包括用于将无引线医疗装置定位在左心室、右心室、左心房或右心房之一的心内膜或心外膜表面上的锚定机构。

在示例4中，示例1-3中的任何一个或多个的主题可选地包括治疗电路，该治疗电路被配置为响应于来自配套装置的治疗命令而向患者生成治疗。

在示例5中，示例1的主题可选地包括：第一通信电路，其被配置为接收感测命令，该感测命令可以包括开始和终止ea信号的感测的时间，或者用于感测ea信号的电极。

在示例6中，示例1-5中的任何一个或多个的主题可选地包括配套装置，该配套装置可以包括：生理传感器电路，其被配置为感测来自心脏的心脏信号；第二通信电路，其被配置为经由无线通信链路从加速度计传感器接收感测到的ea信号；以及处理器电路，其被配置为使用心脏信号和感测到的ea信号生成舒张功能指示符(dfi)；以及输出单元，其被配置为向用户或过程提供dfi。

在示例7中，示例6的主题可选地包括可包括可植入心脏装置的配套装置。

在示例8中，示例6-7中的任何一个或多个的主题可选地包括配套装置的处理器电路，其可以被配置为使用dfi来检测心力衰竭恶化。

在示例9中，示例6-8中的任何一个或多个的主题可选地包括生理传感器电路，该生理传感器电路可以包括用于感测hs信号的心音(hs)传感器；并且处理器电路被配置为使用感测到的ea信号和感测到的hs信号生成dfi。

在示例10中，示例6-9中的任何一个或多个的主题可选地包括处理器电路，该处理器电路可以被配置为确定在心脏感测或心脏起搏期间是否感测到ea信号，并且在心脏感测期间使用ea信号的至少一部分生成dfi。

在示例11中，示例9的主题可选地包括生理传感器电路，其可以包括：用于感测心脏激活的心脏激活传感器；并且处理器电路被配置为使用hs信号和心脏激活的计时来生成dfi。

在示例12中，示例11的主题可选地包括配套器(mater)装置的处理器电路，其可被配置为使用心脏激活的计时来确定第一(s1)、第二(s2)、第三(s3)或第四(s4)心音中的一个或多个的hs检测窗，并检测相应hs检测窗内的一个或多个心音；并使用检测到的一个或多个心音生成dfi。

在示例13中，示例1-12中的任何一个或多个的主题可选地包括第一无引线医疗装置，其被配置为定位在心脏的左心室(lv)的心内膜或心外膜表面上以感测lv激活，以及第二无引线医疗装置，其被配置为定位在心脏的右心室(rv)的心内膜或心外膜表面上以感测rv激活。配套装置的处理器电路可以被配置为使用感测到的lv激活和感测到的rv激活之间的时间关系来生成dfi。

在示例14中，示例1-13中的任何一个或多个的主题可选地包括：第一无引线医疗装置，其被配置为定位在心脏的心房的心内膜或心外膜表面上；以及第二无引线医疗装置，其被配置为定位在心脏的心室的心内膜或心外膜表面上。第一无引线医疗装置可以包括用于感测心房ea信号的加速度计传感器。第二无引线医疗装置可以包括用于感测心室ea信号的加速度计传感器。配套装置的处理器电路可以被配置为使用感测到的心房ea信号和感测到的心室ea信号之间的强度关系来生成dfi。

在示例15中，示例14的主题可选地包括dfi，其可以包括心房ea信号的强度与心室ea信号的强度的比率。

示例16是操作定位在心脏的心内膜或心外膜表面处的医疗装置的方法。该方法可以包括以下步骤：在医疗装置和配套装置之间建立无线通信链路；响应于来自配套装置的感测命令，感测来自心脏的心外膜或心内膜加速度(ea)信号，该ea信号指示一个或多个心音分量；经由无线通信链路将感测到的ea信号发送到配套装置；并使用感测到的ea信号在配套装置处生成舒张功能指示符(dfi)。

在示例17中，示例16的主题可选地包括经由配套装置感测心音(hs)信号。可以使用ea信号和hs信号两者生成dfi。

在示例18中，示例17的主题可选地包括响应于感测命令经由医疗装置感测心脏激活，并且使用心脏激活的计时来确定用于第一(s1)、第二(s2)、第三(s3)或第四(s4)心音中的一个或多个的检测的hs检测窗。经由配套装置感测hs信号可以包括检测相应hs检测窗内的一个或多个心音，并且可以使用检测到的一个或多个心音来生成dfi。

在示例19中，示例16的主题可选地包括：经由定位于心脏的lv的心内膜或心外膜表面上的第一无引线医疗装置感测左心室(lv)激活；经由定位于心脏的rv的心内膜或心外膜表面上的第二无引线医疗装置感测右心室(rv)激活；并且确定感测到的lv激活和感测到的rv激活之间的时间关系。可以使用时间关系来生成dfi。

在示例20中，示例16的主题可选地包括：经由第一无引线医疗装置感测心房ea信号，所述第一无引线医疗装置被配置为定位在心脏的心房的心内膜或心外膜表面上；经由第二无引线医疗装置感测心室ea信号，所述第二无引线医疗装置被配置成定位在心脏的心室的心内膜或心外膜表面上；并且确定心房ea信号强度与心室ea信号强度的强度比。可以使用强度比来生成dfi。

在示例21中，示例16的主题可选地包括经由无线通信链路从配套装置接收治疗命令，并且响应于治疗命令经由医疗装置生成并向患者递送治疗。

本发明内容概述了本申请的一些教导，并非旨在是对本主题的排他性或穷举性的治疗。关于本主题的进一步细节可在详细说明和所附权利要求中找到。通过阅读和理解以下详细描述并查看形成其一部分的附图(其每个都不应被视为具有限制意义)，本发明的其他方面对于本领域技术人员将是显而易见的。本发明的范围由所附权利要求及其合法等同物限定。

附图说明

在附图的图形中借由示例示出了各种实施例。这些实施例是说明性的，并非旨在是本主题的穷举或排他性实施例。

图1总体上示出了患者管理系统的示例以及患者管理系统可以在其中操作的环境的部分。

图2总体上示出了用于监视心脏功能(诸如心力衰竭的进展)的心脏功能监视系统的示例。

图3总体上示出了用于监视心脏功能(诸如心力衰竭的进展)的联网系统的示例。

图4总体上示出了用于使用lmd和配套装置监视心脏功能(诸如心力衰竭的进展)的方法的示例。

图5总体上示出了用于监视心脏同步的方法的示例。

图6总体上示出了用于监视心室充盈功能的方法的示例，包括早期至晚期心室充盈速度比的超声心动图度量。

具体实施方式

本文公开了用于监视患有心脏病、诸如心力衰竭的患者的系统、装置和方法。该系统可以包括用于感测心外膜或心内膜加速度(epicardialorendocardialacceleration(ea))信号的加速度计传感器，以及感测诸如心音信号的心脏信号的配套装置。加速度计可以包括在无引线或基于引线的医疗装置中。无引线或基于引线的医疗装置可以经由无线通信链路通信地耦接到配套装置。配套装置可使用心脏信号和ea信号确定舒张功能指示符，并基于舒张功能指示符检测心力衰竭恶化。

图1总体上示出了患者管理系统100的示例以及患者管理系统100可以在其中操作的环境的部分。患者管理系统100可以包括与患者身体102相关联的流动式系统105、外部系统125、以及提供流动式系统105和外部系统125之间的通信的遥测链路115。

流动式系统105可以包括流动式医疗装置(ambulatorymedicaldevice(amd))110和诸如引线系统108的治疗递送系统。amd110可以包括可植入装置，其可以植入身体102内并且经由引线系统108耦接到心脏101。可植入装置的示例可以包括但不限于起搏器、起搏器/除颤器、心脏再同步治疗(crt)装置、心脏重塑控制治疗(rct)装置、神经调节器、药物递送装置、生物治疗装置、诸如心脏监视器或循环记录器的诊断装置、或患者监视器及其他。amd110可以可替选地或另外地包括皮下植入装置(诸如皮下icd或皮下诊断装置)、可穿戴医疗装置、或其他外部监视或治疗医疗装置(诸如床边监视器)。

引线系统108可包括一个或多个经静脉、皮下或非侵入性放置的引线或导管。每个引线或导管可包括一个或多个电极。可以基于患者需要和amd110的能力来确定引线系统108和相关联的电极的布置和使用。引线系统108和相关联的电极可以递送治疗以治疗心脏或肺部疾病。治疗可以包括起搏、心脏复律、除颤、神经调节、药物治疗或生物治疗、及其他类型的治疗。在示例中，引线系统108上的电极可以定位在心脏的至少一部分(诸如右心房(ra)、右心室(rv)、左心房(la)、左心室(lv)、或心脏部分之间或附近的任何组织)的内部或表面上。在示例中，引线系统108和相关联的电极可以皮下植入或可穿戴在患者身体上。引线系统108上的相关联的电极可以定位在患者的胸部或腹部处，以感测指示心脏或肺部活动的固有生理信号、或对靶组织的诊断或治疗刺激的生理反应。

amd110可以容纳用于诸如通过使用生理传感器或与引线系统108相关联的电极来感测生理信号的电子电路。生理信号的示例可以包括以下中的一个或多个：心电图、心内电图、心律失常、心率、心率变异性、胸内阻抗、心内阻抗、动脉压、肺动脉压、左心房压、rv压、lv冠状动脉压、冠状动脉血温、血氧饱和度、一个或多个心音、心内加速度、体力活动或劳力等级、对活动的生理反应、姿势、呼吸速率、潮气量、呼吸音、体重或体温。amd110可以基于感测到的生理信号发起或调整治疗。

患者管理系统100可包括用于监视心脏功能的心脏监视器160。心脏监视器160可以分析诊断数据，诸如由流动式系统105获取的用于患者监视、风险分层以及指示心脏病(诸如心力衰竭)的存在、发作、终止、改善或恶化的事件的检测的诊断数据。借由非限制性示例并且如图1中示出的，心脏监视器160可以基本上包括在amd110中。可替选地，心脏监视器160可以基本上包括在外部系统125中，或者分布在流动式系统105和外部系统125之间。

患者管理系统100可以包括无引线医疗装置(lmd)170。lmd可以包括装置主体，以及定位在装置主体的外表面上的一个或多个电极。与其中感测电极或刺激电极基本上远离装置主体并经由引线导线连接到装置主体的系绳装置(tethereddevice)不同，lmd不需要在电极和装置主体之间延伸的引线、导线或系绳。lmd可包括用于将lmd定位在左心室、右心室、左心房或右心房之一的心内膜表面上的锚定或固定机构。锚定或固定机构的示例可包括一个或多个销、u形钉、螺纹、螺钉、螺旋或尖齿、及其他固定结构。在一些示例中，lmd可以另外地或可替选地被配置为牢固地定位在心脏的一部分的心外膜表面上。在示例中，lmd可以经静脉递送并定位在心脏上的血管(诸如冠状静脉)内，其中lmd上的一个或多个电极可以直接或间接地与心脏的心外膜表面接触。

lmd170的装置主体可以容纳耦接到一个或多个电极以感测心脏电活动的电路。lmd170可以另外地包括一个或多个生理传感器，其被配置为感测一个或多个生理信号。传感器的示例可以包括加速度计、血压传感器、心音传感器、血氧传感器、温度传感器、流量传感器、压力传感器、化学传感器或可配置为测量患者的一个或多个生理参数的任何其他合适的传感器。在示例中，lmd170可以包括加速度计传感器，其被配置为感测来自心脏的一部分的心外膜或心内膜加速度(ea)信号。ea信号或心内膜加速度峰值(peakendocardialacceleration(pea))信号可以指示在心脏(或诸如右心室或左心室的部分)收缩或松弛时生成的力，并且因此可以提供心脏收缩或舒张功能的信息。ea信号可以与一个或多个心音分量(诸如s1、s2、s3或s4心音)相关。lmd170可以包括使能lmd170与诸如amd110的配套装置之间的通信的电路。通过建立的通信链路，lmd170可以执行各种功能，包括例如从amd110接收用于感测ea信号的感测命令，或将感测到的ea信号发送到amd110。下面讨论lmd170的示例和与配套装置的通信，诸如参考图2。

lmd170还可包括治疗电路，其被配置为向患者生成治疗，诸如用于刺激目标心脏组织、神经组织或lmd的电极与其接触或对其产生效果的其他组织的电刺激治疗。在示例中，lmd170可以从心脏的心外膜表面上或心腔内的区域递送心脏起搏治疗。这种lmd的示例可以包括在maile等人的共同转让的美国专利申请公开us2016/0051823中公开的无引线心脏起搏器(lcp)，该美国专利申请公开题为“leadlesscardiacpacemakerhavingasensorwithalowerpowermode”，其全部内容通过引用并入本文。

外部系统125可以用于对amd110进行编程。外部系统125可以包括可从远程位置访问流动式系统105并监视患者状态和/或调整治疗的患者管理系统或编程器。借由非限制性示例，外部系统125可以包括amd110附近的外部装置120、相对远离amd110的位置的远程装置124、以及链接外部装置120和远程装置124的电信网络122。遥测链路115可以是感应遥测链路、电容遥测链路或射频(rf)遥测链路。遥测链路115可以提供从amd110到外部系统125的数据传输。这可以包括例如发送由amd110获取的实时生理数据、提取由amd110获取并存储在amd110中的生理数据、提取amd110中记录的患者历史数据(诸如指示心律失常发生、失代偿发生和治疗递送的数据)、并提取指示amd110的操作状态(例如，电池状态和引线阻抗)的数据。遥测链路115还可以提供从外部系统125到amd110的数据传输。这可以包括例如对amd110进行编程以执行一个或多个功能，包括获取生理数据、执行自我诊断测试(诸如针对装置操作状态)、建立与lmd170的通信、分析生理数据或递送治疗及其他。在一些示例中，外部系统125可以用于对lmd170进行编程，诸如经由一个或多个电极对心脏活动感测或治疗递送进行编程，或者经由包括在lmd170中的生理传感器感测生理信号。患者管理系统100可以可选地包括与外部系统125分离的另一外部系统(未示出)，其专用于对lmd170进行编程。

尽管这里关于患者管理系统100的讨论集中在诸如lmd170的无引线医疗装置上，但这意味着仅借由示例而非限制。在本发明人的考虑范围内，并且在本文献的范围内，可以使用基于引线的医疗装置。在示例中，加速度计可以包括在基于引线的医疗装置中，或者定位在电耦接到基于引线的医疗装置的引线上，以感测来自心脏的一部分的ea信号。基于引线的医疗装置可以从amd110接收用于感测ea信号的感测命令，将感测到的ea信号发送到amd110，或者生成并向患者递送治疗。

可以使用硬件、软件或硬件和软件的任何组合来实施amd110或外部系统125的部分。amd110或外部系统125的部分可以使用可以被构造或配置为执行一个或多个特定功能的专用电路来实施，或者可以使用可以被编程或以其他方式配置为执行一个或多个特定功能的通用电路来实施。这种通用电路可以包括微处理器或其一部分、微控制器或其一部分、或可编程逻辑电路或其一部分。例如，除其他外，“比较器”可以包括电子电路比较器，其可以被构造为执行两个信号之间的比较的特定功能，或者比较器可以被实施为通用电路的一部分，其可以由指示通用电路的一部分执行两个信号之间的比较的代码驱动。

图2总体上示出了用于监视心脏功能(诸如心力衰竭或其他心脏病的进展)的心脏功能监视系统200的示例。心脏监视系统200可基于心脏监视提供诊断决策、推荐治疗或递送治疗。心脏监视系统200可以分布式地实施在amd110和lmd170之间，或者在amd110、lmd170和外部系统125当中。心脏监视系统200可以包括无引线医疗装置(lmd)210、配套装置220和输出单元230中的一个或多个。

可以是lmd170的实施例的lmd210可以包括加速度计传感器电路212、心脏激活传感器电路213和第一通信电路214。加速度计传感器电路212可以耦接到加速度计传感器，诸如双轴或三轴加速度计传感器。加速度计的示例可包括使用微机电系统(mems)技术制造的电容加速度计或柔性压电晶体(例如，石英)加速度计。加速度计传感器可以封装在lmd170的装置主体内。在示例中，加速度计可以被定尺寸、成形或以其他方式配置成附接到lmd170的表面并且基本上符合lmd170的表面，诸如至少部分地包裹沿着lmd170的装置主体的轮廓。

加速度计传感器电路212可以被配置为感测来自心脏的一部分(诸如在左心室、右心室、左心房或右心房之一的心内膜或心外膜表面上)的心外膜或心内膜加速度(ea)信号。加速度计传感器电路212可以包括一个或多个子电路，以对感测到的ea信号进行放大、数字化、滤波或执行其他信号调节操作。ea信号可以指示可以从心音图检测到的一个或多个心音分量。例如，在心动周期内，ea信号可以包括第一(ea1)、第二(ea2)、第三(ea3)或第四(ea4)加速度分量中的一个或多个，分别对应于s1、s2、s3和s4心音。ea1可以反映房室瓣闭合和半月瓣打开以及心室收缩后生成的力。ea2对应于半月瓣闭合生成的力，并且与心室收缩的末端相关联。ea3可以在快速充盈期间反映心室壁的振动力。ea4可能与心室舒张期间的心房收缩有关。如同s3和s4心音，ea3或ea4分量的存在和加重(accentuation)可能是心力衰竭的指示。

心脏激活传感器电路213可以耦接到与lmd170相关联的一个或多个电极以感测心脏激活，诸如心脏的至少一部分的电去极化。在示例中，心脏激活传感器电路213可以感测固有心电图并且生成与p波、q波、r波、qrs波群或t波相关联的时间或形态特征。在示例中，心脏激活传感器电路213可以诸如在心脏刺激期间感测诱发的心电图，并且生成诱发的心脏激活的时间和强度。

第一通信电路214可以经由无线通信链路205通信地耦接到配套装置220。无线通信链路205的示例可以包括射频信号、电感耦合、电容耦合、光信号、声信号、传导通信信号或适合通信的任何其他信号。第一通信电路214可以通过包括在配套装置220中的第二通信电路224与配套装置220通信，以实现一个或多个期望的功能。例如，第一通信电路214可以将诸如感测到的信号、数据、消息或指令的信息传送到配套装置220，或者从配套装置220接收感测命令以发起感测ea信号的会话。感测命令可以包括开始和终止ea信号感测的时间、电极选择或感测矢量配置、采样速率或采样间隔、以及用于信号感测的其他指令。第一通信电路214可以诸如在从配套装置220接收到请求命令时，经由无线通信链路205将感测到的ea信号发送到配套装置220。在一些示例中，第一通信电路214可以经由无线通信链路205与外部系统125或与外部系统125分离的另一外部系统传送诸如感测到的信号、数据、消息或指令的信息。

lmd210可以可选地包括治疗电路216，其可以生成治疗并向患者递送治疗。治疗可以包括递送至心脏组织、神经组织或lmd的电极与其接触或对其产生效果的其他靶组织的电刺激治疗，或包括将药物递送至组织或器官的药物治疗。在示例中，电刺激治疗可以包括来自心腔内部区域或心脏的心外膜表面上的心脏起搏治疗。治疗电路216可以响应于经由无线通信链路205从配套装置220发送的治疗命令来生成并递送治疗。

如先前关于图1所讨论的，对诸如lmd210的无引线医疗装置的讨论意味着仅借由示例而非限制。在一些示例中，基于引线的医疗装置可以可替选地用于替换心脏监视系统200中的lmd210。

配套装置220可包括流动式医疗装置，诸如可植入的、可穿戴的或便携式医疗装置，诸如图1中的amd110。配套装置220可包括生理传感器电路222、第二通信电路224、处理器电路226和控制电路228。通过第二通信电路224，配套装置220可以经由无线通信链路205从lmd210接收所传送的信号、数据或消息，并执行诸如检测心脏病的进展、生成医学诊断决策、递送治疗、存储或输出接收到的数据或经处理的信息、或执行任何其他合适的功能的各种功能。

生理传感器电路222可以包括用于感测生理信号的感测放大器。当心脏经历诸如窦性心律的固有节律时，或者当心脏经历刺激时，可以执行信号感测。生理信号可以包括心电信号，诸如：诸如通过使用非侵入性附着于身体表面的电极感测到的心电图(ecg)、诸如通过使用皮下放置的电极感测到的皮下ecg、或诸如通过使用一个或多个引线(诸如引线系统108)上的电极或amd110的罐壳体感测到的心内电图(egm)。生理信号可包括指示心脏机械活动的信号，诸如作为对固有心律或心脏刺激的反应的心房或心室的收缩。指示心脏机械活动的信号的示例可以包括由于循环性心脏收缩导致的心音信号或心脏或胸部阻抗信号变化。在示例中，生理传感器电路222可以耦接到呼吸传感器以感测呼吸信号并检测一个或多个呼吸参数，诸如潮气量、呼吸速率、分钟通气量、呼吸声、或计算为呼吸速率测量结果与潮气量测量结果的比率的快速浅呼吸指数(rsbi)中的一个或多个。生理传感器电路222可以另外地或可替选地经由传感器感测血液动力学信号，所述传感器直接或间接地测量心腔中的或血管中的血流的动力。血液动力学信号的示例包括动脉压、肺动脉压、左心房压、rv压、lv冠状动脉压；胸阻抗或心阻抗；血温；血氧饱和度；中心静脉ph值或血液或身体中的其他组织或器官中的氧气或二氧化碳水平及其他。

生理传感器电路222可以耦接到一个或多个生理传感器以感测生理信号。在示例中，生理传感器电路222可以耦接到心音传感器以感测包括诸如第一(s1)、第二(s2)、第三(s3)或第四(s4)心音的hs分量中的一个或多个的心音信号。心音传感器可以采用加速度计、声学传感器、麦克风、基于压电的传感器或其他振动或声学传感器的形式。hs传感器可以包括在诸如amd110的流动式系统的至少一部分中，或者可以包括在耦接到流动式医疗装置的引线、诸如引线系统108中。生理传感器电路222可以预处理感测到的hs信号，包括放大、数字化、滤波或其他信号调节操作。在示例中，生理传感器电路222可以包括带通滤波器，其适于将接收到的hs信号滤波到大约5到90hz之间或大约9到90hz之间的频率范围。在示例中，生理传感器电路222可以包括双阶或更高阶微分器，其被配置为计算接收到的hs信号的双阶或更高阶微分。

生理传感器电路222可以计算诸如多个心动周期的多个生理周期内或者在诸如一分钟、十分钟、一小时、一天等的指定时间段内的hs信号的总体均值。生理传感器电路222可以生成相应的时间窗，用于从总体平均的hs信号中检测一个或多个hs分量。可以参考诸如从心内egm中的心脏感测事件、表面ecg或皮下ecg检测到的q波、r波或qrs波群的生理事件来确定时间窗。

如图2中示出的，生理传感器电路222可以耦接到第二通信电路224，并且使用从lmd210接收到的至少一些信息来感测生理信号。在示例中，生理传感器电路222可以接收心脏激活，诸如由lmd210的心脏激活传感器电路213生成的局部心脏去极化、q波、r波或qrs波群的计时。生理传感器电路222可以基于心脏激活的计时信息确定用于检测hs分量的相应时间窗。借由非限制性示例，s1检测窗可以在r波(或局部心室去极化)之后的50毫秒(msec)处开始并且具有300毫秒的持续时间。s2检测窗可以在检测到的r波(或局部心室去极化)或s1心音之后的指定偏移处开始。可以使用诸如r波计时或s2心音的计时的至少一个心脏信号特征来确定s3检测窗。s3检测窗可以具有指定的持续时间，并且可以在检测到的s2之后的指定偏移量处开始。在示例中，偏移量可以是125毫秒，并且s3窗口持续时间可以是125毫秒。偏移量或s3窗口持续时间可以是诸如心率的生理变量的函数。例如，偏移量可以与心率成反比，使得s3检测窗可以以更高的心率在s2之后的较小偏移量处开始。

在示例中，lmd210可以定位在心脏的心室(诸如右心室或左心室)的心内膜表面处。至少由于其与心室处的心肌组织的紧密接触，lmd210上的感测电极可能对心脏去极化敏感。因此，由lmd210感测到的心脏激活的计时可以比如从诸如皮下ecg或表面ecg的其他心脏信号确定出的计时更准确。配套装置220的生理传感器电路222可以与由lmd210的心脏激活传感器电路213感测到的心脏激活同步地检测hs信号。生理传感器电路222可以基于诸如由lmd210提供的心室激活的计时信息，使用相应的时间窗来检测hs分量。

生理传感器电路222可以从相应hs检测窗内的hs信号的至少一部分检测hs分量(诸如s1、s2、s3或s4心音)。例如，可以计算s3检测窗内的hs信号能量并将其与s3能量阈值进行比较，并且响应于hs信号能量超过s3能量阈值来检测s3分量。在示例中，生理传感器电路222可以通过跟踪先前检测到的hs特征的时间位置来自适应地检测hs分量。例如，可以通过自适应地跟踪历史检测到的s3心音的计时来检测s3心音。动态编程算法可以用于检测和跟踪s3检测窗内的s3心音，诸如在题为“heartsoundtrackingsystemandmethod”的共同转让的patangay等人的美国专利号7,853,327中公开的，其全部内容通过引用并入本文。

处理器电路226可以处理感测到的生理信号以生成指示心脏的舒张功能的舒张功能指示符(dfi)。在示例中，舒张功能指示符可以包括心脏腔室(诸如左心室(lv)、右心室(rv)、左心房(la)、右心房(ra)、或心房或心室中的一个或多个的分量或部分)的刚度的指示。在其他示例中，dfi可以包括心房或心室中的一个或多个的至少一部分的收缩性的测量。在某些示例中，dfi可以包括在心动周期的充盈部分期间的心脏的收缩性、刚度或一个或多个其他充盈特性的测量结果、绝对测量结果或相对于一个或多个其他测量结果(诸如在舒张期充盈期间或者在对应于第三心音(s3)的时段期间)。在其他示例中，dfi可以包括在心动周期的一个或多个其他部分期间心脏的收缩性、刚度或一个或多个其他充盈特性的测量结果。处理器电路226可以实施为微处理器电路的一部分，其可以是专用处理器，诸如数字信号处理器、专用集成电路(asic)、微处理器或用于处理包括身体活动信息的信息的其他类型的处理器。可替选地，微处理器电路可以是通用处理器，其可以接收并实施执行本文描述的功能、方法或技术的指令集。

处理器电路226可以包括包含一个或多个其他电路或子电路的电路组，其可以单独地或组合地执行本文描述的功能、方法或技术。在示例中，电路组的硬件可以不可变地设计以执行特定操作(例如，硬连线)。在示例中，电路组的硬件可以包括可变连接的物理组件(例如，执行单元、晶体管、简单电路等)，其包括物理上被修改(例如，磁力地、电力地、不变的聚集粒子的可移动放置等)以编码特定操作的指令的计算机可读介质。在连接物理组件时，硬件组成的基础电气性质例如从绝缘体变为导体，或反之亦然。该指令使能嵌入式硬件(例如，执行单元或加载机构)能够经由可变连接在硬件中创建电路组的成员，以在操作时执行特定操作的部分。因此，当装置操作时，计算机可读介质通信地耦接到电路组成员的其他组件。在示例中，物理组件中的任一个可以用在多于一个电路组的多于一个的成员中。例如，在操作中，执行单元可以在一个时间点处在第一电路组的第一电路中使用并且在不同的时间处由第一电路组中的第二电路重用或者由第二电路组中的第三电路重用。

处理器电路226可以耦接到生理传感器电路222以使用从生理传感器电路222生成的hs分量来生成dfi。在示例中，可以使用至少s3心音(诸如s3强度(例如，s3的幅度、或s3信号功率的峰值)、或在指定的时间段内s3强度的趋势)来生成dfi。诸如s3强度超过阈值或s3强度以增加率的增加趋势超过阈值指示出的更响亮的s3可指示舒张功能的恶化。处理器电路226可以使用dfi检测心力衰竭恶化，诸如当s3强度或s3趋势满足相应的条件时。

处理器电路226可以可替选地使用从lmd210的加速度计传感器电路212生成的ea信号(包括一个或多个ea分量，诸如ea1、ea2、ea3或ea4)来生成dfi。如前面讨论的，ea3表示快速充盈期间心室壁的振动力，并且对应于s3心音。诸如由ea3强度超过阈值或ea3强度的增加率超过速率阈值指示出的更响亮的ea3可指示舒张功能恶化。处理器电路226可以使用dfi检测心力衰竭恶化，诸如当ea3强度或ea3趋势满足相应的条件时。

如图2中示出的，处理器电路226可以耦接到生理传感器电路222和第二通信电路224两者，并且使用心音和ea信号两者或从lmd210接收到的各种ea分量生成dfi，在下文中称为协作dfi。可以使用ea3强度和s3强度的组合、或ea3强度趋势和s3强度趋势的组合来计算协作dfi。组合的示例可以是线性或非线性组合，或如本领域公知的其他数据融合方法。

在示例中，处理器电路226可以确定在心脏被刺激时(即，在心脏起搏会话中)或者在心脏未被刺激时(即，在心脏感测会话中)是否感测到ea信号。该确定可以基于由治疗电路216和心脏激活传感器电路213生成的信息。如果lmd210经由治疗电路216向心脏递送心脏起搏并且心脏激活传感器电路213检测到对应的诱发电响应，则在心脏起搏期间感测到的ea信号可以被识别为“起搏的ea”信号。如果没有递送心脏起搏或者没有检测到诱发的电响应，则在心脏感测期间感测ea信号，并且可以将其识别为“感测到的ea”信号。关于ea信号的表征(作为感测到的ea或起搏的ea信号)的信息可以经由无线通信链路205发送到配套装置220。处理器电路226可以使用ea信号的表征来确定确证dfi。在示例中，处理器电路226可以在不使用起搏的ea信号的情况下，仅使用感测到的ea来生成dfi。如在心脏刺激期间感测到的起搏的ea信号可能易受干扰并且包括不期望的起搏伪像。从起搏的ea信号中获取的测量结果(诸如ea3强度或ea3的趋势)可能不足以充分表示在快速充盈期间具有足够的保真度的心室壁的振动力。当心脏被刺激时，处理器电路226可以替代地使用在生理传感器电路222处感测到的心音信号。处理器电路226可以在没有心脏刺激的情况下使用来自感测到的ea信号的ea3强度(或其趋势)生成确证dfi，并且切换到s3强度(或其趋势)以在递送心脏起搏时生成确证dfi。

控制电路228可以控制生理传感器电路222和处理器电路226的操作，以及这些组件之间的数据和指令流。控制电路228还可以控制lmd210和配套装置220之间的通信，诸如发送到lmd210的数据和指令(例如，感测或治疗指令)，或者从lmd210接收到的数据(例如，ea信号和ea分量、心脏激活或正在递送的治疗的指示)。在示例中，作为在处理器电路226处将感测到的ea与起搏的ea区分开来的替选方案，控制电路228可以生成请求命令以仅接收感测到的ea信号或从其提取的一个或多个ea分量，并且不从lmd210接收起搏的ea信号。

输出单元230可以将dfi提供给用户或过程。在示例中，输出单元230的至少一部分可以在外部系统125中实施。输出单元230可以可选地与诸如s3信号、ea信号或心力衰竭恶化(whf)的检测的其他信息一起生成人类可感知的dfi的呈现。输出单元230可以包括用于显示信息的显示器。信息可以以表格、图表、示意图或任何其他类型的文本、表格或图形呈现格式呈现，以显示给系统用户。输出信息的呈现可以包括音频或其他媒体格式，以警告系统用户检测到的生理事件。在一些示例中，配套装置220可基于dfi或检测到的whf确定治疗参数或调整现有治疗参数。治疗参数的示例可包括用于递送电刺激、脉冲幅度、脉冲宽度、刺激频率、刺激持续时间或占空比及其他的电极或刺激矢量。配套装置220可以根据确定出的治疗参数对lmd210进行编程以递送治疗。

图3总体上示出了用于监视心脏功能(诸如心力衰竭或其他心脏疾病的进展)的联网系统300的示例。联网系统300可以包括配套装置320和多个无引线医疗装置(lmd)，诸如310a-310n。可以是图2中的配套装置220的实施例的配套装置320可以经由无线通信链路205与lmd通信。lmd310a-310n可以定位在心脏的心内膜或心外膜表面上的相应位置处。在示例中，一些lmd可以定位在不同的心腔(诸如左心房、左心室、右心房或右心室)处。在示例中，一些lmd可以定位在同一心腔的不同心外膜或心内膜位置处。

lmd310a-310n每个可以是lmd210的实施例，其包括用于感测ea信号和一个或多个ea分量的相应加速度计传感器电路。配套装置320可分别从lmd310a-n中的一些或全部接收ea信号或ea分量，并使用来自lmd的ea信号生成舒张功能指示符(dfi)。可以使用由lmd中的至少一些生成的ea3分量的组合来确定dfi。在示例中，配套装置320可以使用来自lmd中的至少一些的ea3分量与由生理传感器电路222感测到的s3心音一起生成协作dfi。

在示例中，配套装置320可以进一步使用关于心脏同步的信息来生成协作dfi。心脏同步性指示心脏的不同部分中的心脏激活的时间关系。心脏同步可包括心房和心室之间的房室(av)同步、左心室和右心室之间的心室间同步、或者在同一心室(例如左心室(lv)或右心室(rv))的两个位置之间的心室内同步。心力衰竭患者可能呈现不同步或心脏同步性受损。在示例中，第一lmd310a可以定位在心脏的lv的心内膜或心外膜表面上以感测lv激活，并且第二lmd310b可以定位在心脏的rv的心内膜或心外膜表面上以感测rv激活。配套装置320可以经由通信链路205分别从lmd310a和310b接收lv激活和rv激活的计时，并且确定lv激活和rv激活之间的计时关系，诸如相同心动周期内的lv-rv延迟。配套装置320可以使用lv-rv延迟(代替心音或ea信号或者除了心音或ea信号之外)来生成dfi、或者检测心力衰竭恶化。

在示例中，第一lmd310a可以定位在心脏的心房的心内膜或心外膜表面上，并且第二lmd310b可以定位在心脏的心室的心内膜或心外膜表面上。lmd310a可以包括用于感测心房ea(aea)信号的加速度计传感器。lmd310b可以包括用于感测心室ea信号的加速度计传感器。配套装置320可以经由通信链路205分别从lmd310a和310b接收心房ea和心室ea(vea)信号，并确定感测到的aea和vea信号之间的强度关系。在示例中，强度关系可以通过aea信号的ea3分量的强度(由aea3表示)与vea信号的ea3分量的强度(由vea3表示)的比率来表征。aea3分量指示在心脏舒张期间在心房处生成的力，而vea3分量指示在心脏舒张期间在心室处生成的力。强度比(aea3/vea3)可以与早期至晚期心室充盈速度比(e/a比)相关，其通常从超声心动图获得。e/a比的异常可能表明舒张期功能障碍，其中左心室在心脏舒张期期间不能正常地充盈血液。配套装置320可以使用强度比(aea3/vea3)(代替ea3信号强度、ea3趋势或心音或者除了其之外)来生成dfi或检测心力衰竭恶化。

在图2中的心脏功能监视系统200或图3中的联网系统300中，用于感测ea信号的加速度计传感器在lmd210或lmd310a-n内。这意味着仅借由示例而非限制。在示例中，lmd210或lmd310中的至少一些可以定位在诸如引线系统108的引线上，并且经由引线(代替无线通信链路205)与配套装置220或320通信。在示例中，至少加速度计传感器可以定位在耦接到配套装置220或320的引线上，诸如耦接到amd110的引线系统108，以感测ea信号。加速度计传感器电路212、心脏激活传感器电路213或治疗电路216中的一个或多个可以包括在配套装置220或320中。感测到的ea信号可以经由引线传输到配套装置。配套装置220可以使用感测到的ea信号或者另外由生理传感器电路222感测到的心脏信号来生成舒张功能指示符，如先前参考图2和图3所讨论的。

图4总体上示出了用于监视心脏功能(诸如心力衰竭或其他心脏疾病的进展)的方法400的示例。方法400可以在包括流动式医疗装置(amd)和与amd无线通信的无引线医疗装置的系统(诸如图2中的心脏功能监视系统200或其改造(modification))中实施和操作。

方法400在410处通过在无引线医疗装置(lmd)和配套装置之间建立通信链路(诸如如图2和图3中示出的lmd210和配套装置220之间的无线通信链路205)而开始。无线通信可以包括射频(rf)信号、电感耦合、电容耦合、光信号、声信号、传导通信信号或适于通信的任何其他信号。在420处，可以经由lmd感测心外膜或心内膜加速度(ea)信号。ea信号可以指示在心脏(或诸如右心室或左心室的特定部分)收缩时生成的峰值力，并且因此可以提供心脏功能的有用信息。ea信号的感测可以是间歇的，诸如仅在由配套装置处生成并通过无线通信链路发送的感测命令中指定的时段期间。感测命令可以包括开始和终止ea信号感测到的时间、电极选择和感测矢量配置、采样速率或采样间隔及其他指令。同样在420处，可以从感测到的ea信号中提取一个或多个ea分量，诸如第一(ea1)、第二(ea2)、第三(ea3)和第四(ea4)分量，其分别对应于s1、s2、s3和s4心音。

在430处，可以经由通信链路将感测到的ea信号或ea分量中的一个或多个发送到配套装置。可以响应于来自配套装置的请求命令来发起传输。该请求可以指定要发送的一个或多个ea分量。在示例中，可以请求ea3并将其发送到配套装置以用于监视心力衰竭进展。如前面讨论的，ea3可以在快速充盈期间反映心室壁的振动力并且对应于s3心音。更响亮的ea3可以指示舒张功能的恶化，并且因此可以用于检测心力衰竭恶化。在一些示例中，请求命令可以指定诸如在特定条件下感测到的用于选择性传输到配套装置的特定ea信号。在示例中，仅当心脏未被刺激时感测到的ea信号(或从中提取的一个或多个ea分量)(称为感测到的ea信号)被选择为发送到配套装置；当心脏被刺激时感测到的ea信号(称为起搏的ea信号)不被发送到配套装置。在一些示例中，无论起搏条件如何，ea信号都可以与关于ea信号(作为感测到的或起搏的ea)的表征的信息一起发送到配套装置，并且配套装置可以选择ea信号的一部分、诸如在没有刺激的情况下仅感测到的ea信号，以用于心脏功能监视。

除了ea信号之外的信息可以另外被发送到配套装置，如请求命令中所指定的。在示例中，可以诸如经由心脏激活传感器电路213由lmd感测心脏激活(诸如心脏的至少一部分的电去极化)。心脏激活的示例可以包括在心脏的一部分中的固有心脏去极化，或对心脏刺激的诱发的反应。可以将关于心脏激活的计时和强度的信息(诸如，ecg上的t波、p波、q波、r波、qrs波群或局部心脏去极化)发送到配套装置。

在440处，可以诸如经由配套装置生成指示心脏舒张功能的舒张功能指示符(dfi)。可以使用从lmd感测到的ea信号、一个或多个生理信号(诸如从配套装置感测到的hs信号)或至少ea分量和至少hs分量的组合中的一个或多个来确定dfi。在示例中，可以使用ea3的强度或ea3强度的趋势来计算dfi。ea3强度超过阈值或ea3强度以增加率的增加趋势超过阈值可以指示舒张功能恶化。在另一示例中，可以使用配套装置处的心音传感器来感测hs信号。可以放大和过滤感测到的hs信号，并且可以在相应的时间窗内检测诸如s1、s2、s3或s4心音的一个或多个hs分量。在示例中，可以参考诸如从表面ecg、皮下ecg或心内egm中的心脏感测事件检测到的q波、r波或qrs波群的生理事件来确定时间窗。在示例中，可以使用由lmd感测到的心脏激活的计时信息来确定时间窗。可以使用s3的强度(诸如s3信号功率的幅度或峰值，或者在指定的时间段内s3强度的趋势)来计算dfi。诸如由s3强度超过阈值或s3强度以增加率的增加趋势超过阈值指示出的更响亮的s3可指示舒张功能的恶化。在另一示例中，可以使用ea3和s3心音两者(诸如ea3强度和s3强度的线性或非线性组合，或ea3强度趋势和s3强度趋势的线性或非线性组合)来计算dfi。

在450处，dfi可以由若干过程使用。在452处，dfi可以诸如经由图2的输出单元230呈现给用户。dfi的人类可感知的呈现(可选地与诸如感测到的s3信号、感测到的ea信号或心力衰竭恶化(whf)的检测的其他信息一起)可以以各种格式显示在用户界面中，包括表格、图表、示意图或任何其他类型的文本、表格或图形表示格式。另外地或可替选地，在454处，可以基于dfi检测心力衰竭恶化(whf)。在示例中，如果ea3强度、ea3的趋势、s3强度或s3强度的趋势超过相应阈值或落入相应区域内(指示出舒张功能显着恶化)，则检测到whf。在另一示例中，如果基于s3和ea3的确证dfi满足指定条件，则检测到whf。另外地或可替选地，在456处，可以基于dfi或hf的恶化的检测来向患者推荐或递送治疗。治疗可以包括递送至心脏组织、神经组织或lmd的电极与其接触或对其产生效果的其他靶组织的电刺激治疗，或包括将药物递送至组织或器官的药物治疗。在示例中，电刺激治疗可以包括来自心腔内部区域或心脏的心外膜表面上的心脏起搏治疗。在示例中，响应于dfi满足指定条件，可以从配套装置生成治疗命令，其命令lmd在指定时间递送心脏起搏。在一些示例中，配套装置可基于dfi或检测到的whf确定治疗参数或调整现有治疗参数，并根据确定出的治疗参数对lmd进行编程以递送治疗。

尽管这里关于方法400的讨论集中在一个lmd上，但这意味着仅借由示例而非限制。在本发明人的考虑范围内，并且在本文献的范围内，方法400可以包括使用多于一个lmd、诸如图3中示出的lmd网络的方法，以协作地监视患者的舒张功能，包括生成dfi、检测whf、向用户呈现dfi、向患者推荐或递送治疗、以及其他动作。在示例中，方法400的步骤410-430中的一个或多个可以类似地分别由两个或更多个lmd实施和执行，并且在440处可以使用来自lmd中的两个或更多个的ea信号，或者可选地与诸如由配套装置感测到的心音一起生成dfi。

图5总体上示出了用于监视心脏同步的方法500的示例，诸如左心室和右心室之间的心室间同步。心力衰竭患者可能呈现不同步或心脏同步受损。心脏不同步的检测可能有助于评估心力衰竭恶化。方法500可以用于生成舒张功能指示符、和/或检测心力衰竭恶化，代替如上面参考图4在方法400中所讨论的由lmd感测到的ea信号或者除了其之外。例如，方法500可以由如图2中示出的心脏功能监视系统200或其改造实施和执行。

在512处，可以诸如通过使用第一lmd310a在心脏的lv的心内膜或心外膜表面处感测左心室(lv)激活。可以使用lmd310a的外表面上的电极来感测lv激活，并且lv激活可以包括在固有节律(诸如窦性心律)期间或当心脏经历电刺激时的lv去极化。在514处，可以将关于lv激活的信息(包括lv激活的计时)发送到配套装置。类似地，在522处，可以诸如通过使用第二lmd310b在心脏的rv的心内膜或心外膜表面处感测右心室(rv)激活。rv激活可以包括当心脏经历固有节律或电刺激时通过使用lmd310b的外表面上的电极感测到的lv去极化。在524处，可以将关于rv激活的信息(包括rv激活的计时)发送到配套装置。

在530处，可确定lv激活与感测到的rv激活之间的时间关系，诸如相同心动周期内的lv-rv延迟。可以使用lv-rv延迟在540处生成dfi。在示例中，可以使用lv-rv延迟和ea3强度或ea3强度的趋势、或s3强度或s3强度的趋势中的一个或多个的组合来生成dfi。然后，所得到的dfi可以用于形成心力衰竭恶化的检测决策，或者如图4中的步骤450处示出的一个或多个过程。

图6总体上示出了用于监视心室充盈功能的方法600的示例，诸如早期至晚期心室充盈速度比(e/a比)的超声心动图度量。e/a比的异常可能表明舒张期功能障碍，其中左心室在心脏舒张期期间不能正常地充盈血液。心室充盈功能的检测、诸如指示e/a比或与e/a比相关的度量可用于评估心力衰竭恶化。方法600可以用于生成指示e/a比的量，并且用于检测心力衰竭恶化，代替如上面在方法400中所讨论的ea信号或者如上面在方法500中讨论的诸如lv-rv延迟的心脏同步或者除了其之外。在示例中，方法600可以由如图2中示出的心脏功能监视系统200或其改造实施和执行。

在612处，可以诸如通过使用与第一lmd310a相关联的加速度计传感器在心房(诸如左心房或右心房)的心内膜或心外膜表面处感测心房ea信号。在614处，可以将心房ea信号(aea)或从aea信号提取的一个或多个分量发送到配套装置。类似地，在622处，可以诸如通过使用与第二lmd310b相关联的加速度计传感器在左心室或右心室的心内膜或心外膜表面处感测心室ea信号。在624处，可以将心室ea信号(vea)或从vea信号提取的一个或多个分量发送到配套装置。

在630处，可以确定感测到的aea和vea信号之间或者指定的aea分量与指定的vea分量之间的强度关系。在示例中，强度关系可以通过aea信号的ea3分量的强度(由aea3表示)与vea信号的e3分量的强度、vea强度(由vea3表示)的比率来表征。aea3和vea3分量分别表示在心脏舒张期间在心房和心室处生成的力。强度比(aea3/vea3)可与早期至晚期心室充盈速度比(e/a比)相关。

可以诸如通过使用强度比aea3/vea3在640处生成dfi。在示例中，可以使用强度比aea3/vea3和如上面在方法400中所讨论的ea3强度或ea3强度的趋势、或s3强度或s3强度的趋势、或如上面在方法500中所讨论的诸如lv-rv延迟的心脏同步中的一个或多个的组合来生成dfi。然后，所得到的dfi可用于形成心力衰竭恶化的检测决策，或者如图4中的步骤450处示出的一个或多个过程。

上面的详细描述包括对附图的参考，其形成详细描述的一部分。附图借由图示示出了可以实践本公开的具体实施例。这些实施例在本文中也称为“示例”。这些示例可以包括除了示出或描述的那些之外的元件。然而，本发明人还考虑了仅提供示出或描述的那些元件的示例。此外，本发明人还考虑使用相对于特定示例(或其一个或多个方面)或相对于本文示出或描述的其他示例(或其一个或多个方面)示出或描述的那些元件(或其一个或多个方面)的任何组合或排列的示例。

如果本文献与通过引用并入的任何文献之间的用法不一致，则以本文献中的用法为准。

在本文献中，术语“一”或“一个”在专利文献中是常见的，以包括一个或多于一个，独立于“至少一个”或“一个或多个”的任何其他实例或用法。在本文献中，术语“或”用于表示非排他性的或，使得“a或b”包括“a但不是b”、“b但不是a”和“a和b”，除非另有说明。在本文献中，术语“包括”和“其中”用作相应术语“包含”和“在其中”的简明英语等同物。此外，在以下权利要求中，术语“包括”和“包含”是开放式的，即包括除了在权利要求中的这一术语之后列出的那些之外的元件的系统、装置、物品、组合物、配方或过程仍被认为落入该权利要求的范围内。此外，在以下权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标记，并不旨在对其对象施加数字要求。

本文描述的方法示例可以至少部分地是机器或计算机实施的。一些示例可以包括编码有指令的计算机可读介质或机器可读介质，所述指令可操作以配置电子装置执行如上面的示例中描述的方法。这种方法的实施可以包括代码，诸如微代码、汇编语言代码或更高级语言代码等。此类代码可包括用于执行各种方法的计算机可读指令。代码可以形成计算机程序产品的一部分。此外，在示例中，代码可以有形地存储在一个或多个易失性、非暂时性或非易失性有形计算机可读介质上，诸如在执行期间或在其他时间。这些有形计算机可读介质的示例可以包括但不限于硬盘、可移动磁盘、可移动光盘(例如，光盘和数字视频盘)、磁带、存储卡或棒、随机存取存储器(ram)和只读存储器(rom)等。

以上描述旨在是说明性的而非限制性的。例如，上面描述的示例(或其一个或多个方面)可以彼此组合使用。在阅读以上描述之后，诸如由本领域普通技术人员可以使用其他实施例。提供摘要以符合37c.f.r.§1.72(b)，以允许读者快速确定技术公开的本质。提交时应理解，它不会用于解释或限制权利要求的范围或含义。而且，在以上具体实施方式中，可以将各种特征组合在一起以简化本公开。这不应被解释为意图未要求的公开特征对于任何权利要求是必不可少的。相反，发明主题可以在于少于特定公开实施例的所有特征。因此，以下权利要求作为示例或实施例在此被并入到具体实施方式中，其中每个权利要求自身作为单独的实施例，并且可以预期这些实施例可以以各种组合或排列彼此组合。应该参考所附权利要求以及这些权利要求所赋予的等同物的全部范围一起来确定本公开的范围。