具体实施方式

本文公开了用于监测患者的流体状态的医疗装置和技术。术语“流体状态”是指身体组织内的流体的相对变化，包括血管内流体和血管外流体。这样，增加的流体状态可以指示高容量状态或水肿，而减少的流体状态可以指示低血容量状态或脱水。在一些情况下，流体状态的变化可以指示患者调节身体中的流体运动的能力的变化，例如，响应于身体姿势的变化。如本文中所使用的，关于患者的流体状态的术语“监测”包括通过确定多个时间点处的组织阻抗度量和心脏电信号幅度以产生流体状态信号来生成流体状态信号数据。流体状态监测还可以包括：将所生成的流体状态信号数据传输到包括显示单元的装置，以用于生成流体状态信号的显示以供医务人员观察。流体状态监测还可以包括：将流体状态信号与一个或多个阈值进行比较，以检测流体状态变化并生成警报和/或调整或递送治疗(通过相同或另一医疗装置接收警报)。

阻抗测量与存在于身体组织中的流体相关，并且通常需要施加到与身体组织接触的电极对的驱动信号，该驱动信号通常具有已知的电流幅度。阻抗驱动电流的施加给系统带来了相对较高的功率负担。取决于为进行流体状态监测而执行的阻抗测量的期望频率，阻抗驱动电流的施加可能会相对较快地耗尽医疗装置(例如电池供电的可植入医疗装置)的有限电源，从而缩短医疗装置用于流体状态监测和/或其他装置功能的功能寿命。

心脏生成电信号，在本文中称为“心脏电信号”，其可以被记录为心电图(ECG)或心内电描记图(EGM)。心脏实际上是电流来源。因此，在心动周期的特定点处的心脏电信号的电压幅度随时间的变化可以用作电压测量，该电压测量至少部分地是对心脏的电流源的响应。心动周期中特定点的电压幅度(例如R波的峰值幅度)的变化可能表示心脏组织以及心脏与记录电极之间的任何组织的阻抗发生变化。与使用医疗装置施加的驱动电流相比，将心脏用作“电流源”可以减少用于监测流体状态监测阻抗变化的功率负担。在以下描述的示例中，将心脏电信号的幅度与使用施加的驱动电流信号获得的阻抗测量值结合使用，以产生流体状态信号来监测患者的流体状态。与仅基于阻抗测量来监测流体状态相比，这种将心脏电信号幅度与阻抗测量值相结合以监测患者的流体状态的方法允许更频繁地执行流体状态监测和/或以更高的功率效率执行流体状态监测。

在本文呈现的各种示例中，流体状态监测由监测装置或配置成既监测流体状态(以及可选地其他生理信号)又递送治疗的装置执行。示例包括被配置成将电刺激脉冲递送到患者心脏的装置，例如起搏器或可植入的心脏复律除颤器(ICD)。然而，应当理解，本文公开的流体状态监测技术可以在其他类型的医疗装置中实施，诸如药物递送装置、包括血泵的心室辅助装置、神经刺激器或其他治疗递送装置。此外，本文提供的示例涉及可植入医疗装置；然而，流体状态监测技术的方面可以在外部装置中实现，所述外部装置可以包括可穿戴装置(例如，GARMIN^TM手表、APPLE^TM手表等)和/或床边监测装置(例如智能电话等)，其可能是电池供电的。可穿戴或床边监测装置通过任何合适的通信方式自动获取从任何可植入和/或外部医疗装置感测到的数据。示例性的通信装置可以包括BLUETOOTH^TM、组织传导通信(TCC)等。另外，可以从医疗装置获取人的姿势变化的一天中的时间(例如，夜间或患者通常睡觉时)。例如，当一个人在晚上表现出静息心率并从平坦位置(180度)移动到较高的位置(例如，将自己支撑在枕头上达30度等)时，可能是由于缓解他或她的肺部充血。在这个人的一天结束并准备入睡时，充血通常会加剧。一个人可能由于各种原因而感到充血。原因之一是患者可能正在经历充血性心力衰竭(CHF)恶化。如果患者长时间(例如数月等)持续充血，则其心脏状况(CHF)可能会恶化。CHF恶化可以引起可植入医疗装置开始监测另一参数和/或增加监测一个或多个参数的频率。

图1是患者监测系统10的概念图，其包括植入患者12体内的可植入流体状态监测器(FSM)14和被配置成与FSM 14无线通信的外部装置40。图2是FSM 14的示意图。FSM 14包括壳体15，所述壳体形成保护FSM 14的内部部件的气密密封。内部部件包括用于心脏电信号感测、生成驱动电流信号并记录所得电压信号以及生成流体状态信号的电路系统。壳体15可以由诸如钛或钛合金等导电材料形成。壳体15的一部分可以用作电极30。在其它示例中，壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。例如，壳体15的不用作电极的部分可以涂覆有诸如聚对二甲苯或聚醚醚酮(PEEK)的绝缘材料，并且壳体15的用作电极30的部分可以不被涂覆。在其他示例中，一个或多个电极可以表面安装在壳体15上。

电极头16可以耦合至具有表面安装的电极28的壳体15，该表面安装的电极与形成为壳体15的一部分的电极30电绝缘。头16可以由电绝缘材料形成，例如密封到壳体15上的模制聚氨酯或硅树脂材料。头16可以包括用于保持电极28的腔或凹部，而使电极28的表面暴露。绝缘的电导体22延伸穿过头16，并且通过延伸到壳体15中的电馈通将电极28电耦合至FSM 14的内部电部件。电极28和30可以限定用于接收由心脏8产生的心脏电信号的感测电极矢量。电极28和30(以及本文所述和附图中所示的其他电极)可以是但不限于钛、铂、铱或它们的合金，并且可以包括低极化涂层，诸如氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑等。

电极28和30可以耦合至由壳体15包围的阻抗感测电路系统，并且用于将驱动电流信号注入到身体组织中以确定阻抗测量。电极28和30可以用作电压记录电极，用于记录响应于驱动电流信号而在电极28和30上产生的电势。记录的电压与组织阻抗成正比，因此与周围组织中的流体含量相关。电压信号可以直接用作阻抗测量，或者可以根据所测量的电压和已知的驱动信号电流幅度来计算阻抗。这样，电极28和30可以用作心脏电信号感测矢量，驱动信号电极以及用于测量对阻抗驱动信号的电压响应的记录电极。在其他示例中，FSM 14可以包括在头16上的一个或多个电极以及在壳体15上的一个或多个电极，以用于总共三个或更多个电极。一对电极可用于递送驱动信号，并且相同或不同的一对电极可用于测量所得的电压信号。可以与驱动信号电极对和/或电压记录电极对相同或不同的第三对电极可用于感测由心脏8产生的心脏电信号。

在图1中示出了外部装置40，其通过通信链路42与FSM 14遥测通信。外部编程器40可以包括处理器52、存储器53、显示单元54、用户接口56和遥测单元58。处理器52控制外部编程器操作并处理从FSM 14接收到的数据和信号。显示单元54(其可以包括图形用户接口)向用户显示数据、可编程选择和设置以及其它信息，以供查看FSM操作、编程操作参数和模式以及查看从FSM 14检索到的流体状态数据。例如，如结合图8进一步描述的，处理器52可以在显示单元54上生成流体状态数据的显示，所述流体状态数据可以是包括数据点的流体状态信号的形式，所述数据点包括在间隔开的时间点处所绘制的阻抗度量和/或校准的心脏信号幅度的组合。

用户接口56可以包括鼠标、触摸屏、键盘等，以使用户能够与外部编程器40交互以发起与FSM 14的遥测会话，以从FSM 14检索流体状态数据和/或向其传输数据。遥测单元58包括收发器和天线，所述收发器和天线被配置成与FSM 14中包括的遥测电路进行双向通信，并且所述遥测单元被配置成与处理器52协同操作，以经由通信链路42发送和接收与FSM功能有关的数据。可以使用诸如Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)之类的射频(RF)链路或其他RF或选定的通信频率带宽在FSM 14与外部装置40之间建立通信链路42。

外部装置40可以体现为用于询问FSM 14的家庭监测器或手持装置，以检索由FSM14累积的流体状态数据。在一些示例中，外部装置40可以自动地询问FSM 14以在计划的、定期的基础上(例如每小时、每天或每周)检索流体状态数据。另外地或可替代地，外部装置40可以被手动触发以从FSM 14询问和检索数据和/或向FSM 14发送命令或操作控制参数。在一些示例中，外部装置40可以耦合至通信系统(例如，蜂窝网络)，用于将数据传输到集中式临床数据库50，医师计算机或其他集中式患者护理系统以提供对患者12的远程监测。在一个示例中，外部装置40可以是可从美国明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力有限公司获得的MYCARELINKTM患者监测器。外部装置40可以是专用的监测装置，或者可以是运行患者监测应用程序的智能手机、平板电脑或个人计算机。

临床医生可以从临床数据库50访问患者的流体状态数据，以查看患者的流体状态状况来管理患者的临床医生状况和治疗。临床医生可以手动访问来自临床数据库50的数据。当可获得来自患者的新的流体状态数据时，和/或当由FSM 14生成的流体状态信号中的变化可以指示需要医疗看护的潜在严重状况(例如，与高血容量或血容量不足有关)时，可以通过警报通知临床医生。FSM 14或外部装置40可以生成警报，以通过外部装置40和集中式数据库50通知患者12和/或临床医生。

外部编程器40可以体现为在医院、诊所或医师办公室中使用的编程器，以从FSM14中检索数据并对FSM 14中的操作参数和算法进行编程以控制流体状态监测和其他功能。可以使用外部装置40将用于根据本文公开的技术获取流体状态数据并生成流体状态信号的控制参数编程到FSM 14中。归因于外部装置40的本文公开的方面可以在编程器中实现，例如，如MEDTRONIC模型2090编程器参考手册,美敦力有限公司,明尼苏达州明尼阿波利斯市,美国,2013中所述，其全部内容通过引用并入本文。

图3是根据另一示例的FSM系统100的概念图。图1和图2的FSM 14可以是没有治疗递送能力的仅监测装置。在其他示例中，本文公开的流体状态监测技术可以在起搏器、植入式心脏复律除颤器(ICD)、药物递送泵、神经刺激器或除监测患者的流体状态(和可选地其他生理信号，诸如心脏信号、患者活动、压力信号等)之外能够递送治疗的其他医疗装置中实现。在图3中，FSM系统100被示出为包括耦合至心血管外导线116的ICD 114。如本文中所使用的，“心血管外导线”是指植入患者心血管系统的心脏和血管外部的导线。心血管外导线可以例如在皮下、肌肉下或胸腔内延伸。ICD 114被示出为与外部装置40进行无线通信，该外部装置可用于检索由ICD 114获取的数据并将编程命令传输到ICD 114，如上面结合图1总体上所述。

ICD 114包括壳体115，所述壳体形成保护ICD 114的内部部件的气密密封。如将在本文中进一步详细描述的，壳体115可以容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、传感器、心脏电信号感测电路系统、电源以及用于感测心脏电信号、进行阻抗测量和生成流体状态信号的其他部件。内部部件还可以包括脉冲生成电路系统和一个或多个处理器，用于检测心律并控制脉冲生成电路系统以递送电刺激脉冲以治疗异常的心律。ICD 114的壳体115可以由诸如钛或钛合金等导电材料形成。壳体115可以用作壳体电极(有时称为罐电极)。壳体115可以与由导线116承载的一个或多个电极结合使用，以感测心脏电信号并测量阻抗。壳体115可以用作有源金属罐电极，以用于递送心律转复/除颤(CV/DF)冲击或其它高压脉冲，包括心脏起搏器脉冲。在其他示例中，壳体115可用于结合基于导线的阴极电极来递送单极心脏起搏脉冲。在其它示例中，ICD 114的壳体115可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。在一些示例中，一个或多个电极设置在壳体115的外部上，用于获取皮下(或肌下)ECG信号的幅度，该幅度可以被校准以与阻抗信号和患者的流体状态相关。壳体115的充当一个或多个电极的一个或多个外部部分可以涂覆有如氮化钛等材料，以减少刺激后极化伪像。

ICD 114包括连接器组件117(也被称为连接器块或头)，所述连接器组件包括电馈通件，所述电馈通件跨过壳体115以在导线116的导线主体118内延伸的导体与包括在ICD114的壳体115内的电子部件之间提供电连接。导线116包括伸长的导线主体118，所述伸长的导线主体具有：近端127，该近端包括被配置成连接到ICD连接器组件117的导线连接器(未示出)；以及远侧部分125，该远侧部分包括一个或多个电极。在图3所示的示例中，导线116的远侧部分125包括除颤电极124和126以及起搏/感测电极128和130。电极124和126(并且在一些示例中，壳体115)在本文中被称为除颤电极，因为它们被单独地或共同地用于递送高压刺激治疗(例如，心律转复或除颤冲击)。电极124和126可以是伸长的线圈电极，并且与起搏和感测电极128和130的表面积相比通常具有相对较高的表面积以用于递送高压冲击治疗脉冲，其可以用于递送脉冲能量低于CV/DF冲击脉冲的心脏起搏脉冲。然而，除了高压刺激治疗之外或作为其替代，电极124和126以及壳体115还可以用于提供起搏功能、感测功能或起搏和感测功能两者。在这个意义上，本文中术语“除颤电极”的使用不应被视为限制仅在CV/DF冲击治疗应用中使用的电极124和126。电极124和126可以在起搏电极向量中使用以递送心血管外起搏脉冲。电极124和126可用于感测矢量中，该感测矢量用于感测心脏电信号以监测患者的流体状态并检测异常的心律，例如室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF)。

电极128和130是相对较小的表面积电极，用于递送相对较低的电压起搏脉冲并用于感测心脏电信号并监测患者的流体状态。电极128和130在本文中被称为起搏/感测电极，因为它们通常被配置用于比除颤电极124和126更低的电压应用中。电极128和130可以用作阴极或阳极，用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号。在一些情况下，电极128和130可以提供仅起搏功能、仅感测功能或两者。

在图3所示的示例中，电极128位于除颤电极124的近侧，并且电极130位于除颤电极124和126之间。在其他示例中，电极128和130可以沿着导线116位于其他位置，其可以包括一个或多个起搏/感测电极。电极128和130被示出为环形电极；但是电极128和130可以包括多种不同类型的电极中的任一种，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等。

导线116从ICD 114的连接器组件117朝向患者12的躯干中心(例如朝向患者12的剑突120向内)在皮下或肌肉下在肋骨132上延伸。在剑突120附近的位置处，导线116弯曲或转弯并在肋骨132上方优越地延伸，基本平行于胸骨122。替代地，导线116的远侧部分125可以在胸骨下位置在例如前纵隔内在胸腔132和胸骨122下方延伸。在一个示例中，导线116的远侧部分125基本上在前纵隔136的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨122的后侧延伸。植入的导线使得远侧部分125基本上在前纵隔136内，可以被称为“胸骨下导线”。

在图3所示的示例中，导线116基本平行于胸骨122。但是，在其他情况下，可以植入导线116，使其在胸骨122下方(在胸骨下位置)居中或在胸骨上方居中，或者从胸骨122的中心横向偏移。在一些情况下，导线116可以横向远离胸骨122成角度，使得导线116的远侧部分125除了或替代在胸骨122上方(或之下)，在肋骨32上方(或内部)延伸。在其它示例中，导线116的远侧部分125可以植入其它心血管外、胸内位置中，包括胸膜腔或围绕心脏8的心包的周界并与其相邻。或者，可以沿其他皮下或肌下路径放置导线16。导线16的路径可以取决于ICD 114的位置，由导线远侧部分25承载的电极的布置和位置和/或其他因素。在公开号为2015/0306375的美国专利申请公开(Marshall等人)和专利号为9,855,414的美国专利(Marshall等人)中总体上公开了可以结合本文描述的流体状态监测技术一起使用的其他植入物位置以及导线和电极布置，上述两个专利文献均通过整体引用并入本文。

导线主体118可以是没有预先形成的弯曲或弯曲的柔性导线主体。在其他示例中，包括一个或多个除颤电极和/或一个或多个起搏和感测电极的心血管外导线可以由具有导线主体118的一个或多个预先形成的曲线或弯曲或蛇形、起伏或曲折形远侧部分的导线主体承载。在公开号为2016/0158567的美国专利申请公开(Marshall等人)中总体上公开了可以用本文描述的技术实现的其他心血管外导线的示例，该专利文献通过整体引用并入本文。然而，本文公开的技术不限于特定的电极布置或导线主体设计。

电导体(未示出)从导线近端127穿过导线116的伸长导线主体118的一个或多个内腔延伸到沿导线主体118的远侧部分125定位的每个电极124、126、128和130。导体经由连接器组件117中的连接(包括穿过壳体115的相关联的电馈通件)将电极124、126、128和130电耦合至ICD 114的电路系统，例如治疗递送电路和/或感测电路。电导体将治疗从ICD 114中的治疗电路递送到除颤电极124和126和/或起搏/感测电极128和130中的一个或多个，并从除颤电极124和126和/或起搏/感测电极128和130中的一个或多个将由患者的心脏8产生的心脏电信号传输到ICD 114中的感测电路。

ICD 114可以经由选自电极124、126、128和130以及壳体115的感测电极矢量来获得与心脏8的电活动相对应的心脏电信号。在一些示例中，ICD 114的壳体115与感测电极矢量中的电极128中的一个或两个结合使用。ICD 114甚至可以使用感测矢量来接收心脏电信号，该感测矢量包括除颤电极124和/或126中的一个或两个，例如，在电极124和126之间或者在电极124或126之一与电极128、130之一组合时和/或壳体15。

ICD 114分析从一个或多个感测矢量接收到的心脏电信号，以监测异常节律，例如心动过缓或心动过速。ICD 114可以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种来分析心率和心脏电信号的形态以监测快速性心律失常。ICD 114响应于检测到异常的心律而生成并递送电刺激治疗。ICD 114可以响应于心动过速检测而递送抗心动过速起搏(ATP)，在某些情况下，可以在CV/DF冲击之前或在高压电容器充电期间递送ATP，以试图避免递送CV/DF冲击。ATP可以使用选自电极124、126、128、130和/或壳体115中任何一个的心血管外起搏电极矢量来递送。

如果未递送ATP或未能成功终止心动过速，或者在检测到心室纤颤时，ICD 114可能会通过除颤电极124和126和/或壳体115中的一个或两个来递送一种或多种CV/DF冲击。ICD 114可以将电极124和126单独地或一起用作阴极(或阳极)并且将壳体115用作阳极(或阴极)来递送CV/DF冲击。

ICD 114可以被配置成具有被配置成确定阻抗的部件的FSM，包括用于生成施加到所选驱动电极对的阻抗驱动信号的电路系统以及用于测量记录电极对两端的电压的感测电路系统。驱动电极对和记录电极对可以是选自可用电极124、126、128、130和壳体115中的任何一个的相同或不同的电极对。ICD 114可另外监测心脏电信号(由患者心脏8产生的)的幅度，以结合阻抗测量结果用于生成流体状态信号。心脏电信号可以由选自可用电极124、126、128和130中的任何一个以及壳体115的传感电极矢量接收。在某些情况下，用于从流体状态监测获取心脏电信号的传感电极矢量可能与用于获取阻抗测量值的记录电极对相同。所接收的心脏信号被传送到处理器，该处理器被配置成确定可以相对于一个或多个阻抗测量值进行校准的心脏信号幅度，并用于生成流体状态信号。

图4是根据另一示例的包括体现为ICD 214的FSM的医疗装置系统200的概念图。ICD 214可以耦合至适于将电极定位在心腔内的静脉医疗导线。虽然图3的系统100被示出为包括心血管外导线，但是应当理解，本文公开的流体状态监测技术可以在与静脉导线耦合的医疗装置中实施，该医疗装置可以将一个或多个电极定位在患者心脏8内。在专利号为6,931,272的美国专利(Burnes)中总体上描述了包括一个或多个静脉导线的医疗装置系统的一个示例，该专利通过整体引用并入本文。其他流体状态监测系统可以包括心外膜导线，其带有一个或多个与心脏8的心包或心外膜表面接触的电极。

在图4的示例中，ICD 214耦合至用于感测心脏电信号和阻抗信号的静脉导线电极，并且可以用于递送电刺激治疗，例如心动过缓起搏、ATP、心脏再同步治疗(CRT)和/或CV/DF冲击。在图4中示出ICD 214植入在右胸肌位置中；然而，应认识到ICD 214可以植入在左胸肌位置中，特别是当ICD 214使用壳体215作为电极包括心律转复和除颤能力时。

ICD 214被示出为用于在心脏8的心房腔202和心室腔204中感测和递送治疗的双腔室装置。如此，ICD 214包括具有两个连接器孔的连接器组件217，所述两个连接器孔用于接收右心房(RA)导线210和右心室(RV)导线220的近侧连接器。在其它示例中，ICD 214可以是单腔室装置(例如仅可连接到RV导线210或RV导线220)，或者ICD 214可以是多腔室装置，其包括第三连接器孔(例如用于接收冠状窦导线以使ICD 214能够感测左心室信号并将电刺激脉冲递送到左心室)。例如，ICD 214可以耦合至多极冠状窦导线，如专利号为9,278,220的美国专利中所总体公开的，该专利通过整体引用并入本文。在一些示例中，根据本文所公开的技术，由冠状窦导线(例如四极冠状窦导线)承载的电极可以用于获取流体状态信号数据。

RA导线210可以承载远侧尖端电极216和与尖端电极216在近侧间隔开的环形电极218，以将起搏脉冲递送到RA 202并获得心房电信号从而通过ICD 214产生心房心脏内电描记图(EGM)信号。RV导线220可以承载起搏电极228和感测电极230，以将RV起搏脉冲递送到RV 204并获得心室电信号，以通过ICD 214产生RV EGM信号。RV导线220还可以承载RV除颤电极224和上腔静脉(SVC)除颤电极226。除颤电极224和226示出为与远侧起搏电极228和感测电极230在近侧间隔开的线圈电极。

壳体215封闭电路系统，如下文进一步描述的，所述电路系统被配置成检测心律失常并使用经静脉导线210和220的电极216、218、224、226、228和230提供电刺激治疗。壳体215可以用作用于单极心脏电信号感测的电极。在一些示例中，壳体215可以包括沿着壳体215和/或头部217的外表面形成的两个或更多个电极，例如电极232，以提供一对皮下组织阻抗感测电极，其也可以用于获取皮下(或肌肉下)ECG信号。

根据本文描述的技术，ICD 214可以通过感测心脏电信号、确定心脏电信号的幅度(例如，R波幅度或P波幅度)以及根据基于阻抗的校准关系来调整心脏电信号幅度而作为FSM来运行。心脏信号幅度与组织阻抗相关，并用于生成流体状态信号。可以根据ICD 214使用壳体215作为电极并结合任何基于导线的电极216、218、224、226、228或230进行的组织阻抗测量来校准心脏信号幅度。ICD 214可以使用组织阻抗测量值和校准的心脏信号幅度的组合来生成流体状态信号。

在各种示例中，可以使用在由导线210或220承载的一对心内膜电极之间选择的双极感测矢量，在壳体215与由其中一个承载的心内电极之间的单极感测矢量之间选择的双极感测矢量来感测用于流体状态监测的心脏电信号。导线210或220，或皮下电极对，包括壳体215和头电极232。由于在身体的各个隔室(例如，血管内，间质和细胞内)中的流体的潜在延迟和分布差异，所以选择用于监测流体状态的不同电极组合可能暴露于不同的隔室阻抗。例如，使用心脏8内的双极电极对感测的阻抗信号或心脏电信号可能对血管外隔室中发生的流体变化不太敏感。使用在壳体215和位于心脏内的基于导线的电极之间的单极电极对感测到的阻抗信号或心脏电信号可以反映两个电极之间的多个腔室流体状态的组合，包括血管内和血管外流体腔室。

由ICD 214(或图1的FSM 14或图3的ICD 114)例如使用基于壳体的电极获取的皮下ECG信号可能对跨室的流体变化敏感，因为ECG信号幅度可能与心脏和皮下电极之间的中间隔室的阻抗相关。然而，使用皮下电极获得的局部皮下阻抗测量结果将反映局部阻抗变化，并且可能对心脏本身内部或心脏与皮下电极之间的介入组织中的流体变化较不敏感。

当一个或多个流体隔室的不同组合对阻抗信号和获取的用于流体状态监测的心脏电信号有贡献时，由于身体流体隔室的不同组合的流体状态，每个信号可以反映出不同的阻抗和/或阻抗变化的延迟。这些差异可以由本文公开的流体状态监测算法解决。例如，可以通过确定和更新心脏信号幅度和阻抗信号之间的校准关系来解决对心脏电信号和阻抗信号有贡献的流体隔室的组合之间的阻抗差异。可以通过在适当的时间间隔上对心脏信号幅度和/或阻抗信号幅度进行时间平均来解决对每个心脏电信号和阻抗信号有贡献的不同流体隔室之间的流体状态变化的延迟。

ICD 214可以能够与外部装置40(图1所示)进行双向无线通信，以从ICD 214检索流体状态数据并编程流体状态监测控制参数和算法(如上面结合图1所述)以及心脏信号感应和治疗递送控制参数。

图5是根据一个示例的图1的FSM 14的框图。虽然主要参考了FSM 14，其可以是没有治疗递送功能的仅监测装置，但是FSM 14中包括的电路系统以及归因于FSM 14的电路系统和部件的功能可以包括在医疗的其他任何示例中上面列出或描述的装置，包括ICD 114(图3)和ICD 214(图4)，它们可以包括如下所述的用于提供心脏电刺激治疗的其他部件。

FSM 14包括控制电路80、存储器82、阻抗感测电路84、心脏电感测电路86、遥测电路88和电源98。在一些示例中，FSM 14可以包括姿势和活动传感器85和/或患者警报生成器96。电源98根据需要向FSM 14的电路系统供电，包括电路80、82、84、85、86、88和96中的每个。电源98可以包括一个或多个能量存储装置，如一个或多个可再充电或不可再充电电池。

图5中所示的功能块表示能够产生归因于本文中的FSM 14的流体状态监测功能的一个或多个分立和/或集成电路部件，并且可以体现为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或其任何组合。将不同特征描绘为电路块旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示必须通过单独的硬件、固件或软件组件来实现这些块。相反，与一个或多个电路相关联的功能可以由单独或集成的硬件、固件和/或软件部件来执行。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性或电非暂时性计算机可读存储介质，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)、闪存或任何其它存储装置。此外，存储器82可以包括存储指令的非暂时性计算机可读介质，所述指令在由一个或多个处理电路执行时使控制电路80或其他感测装置电路执行归因于FSM 14的各种功能。存储指令的非暂时性计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。

心脏电信号感测电路86(在本文中也称为“感测电路”86)耦合至感测电极矢量，以获取心脏电信号，该心脏电信号可以包括：伴随心房去极化的P波，伴随心室心肌去极化的R波(和QRS复合波)和伴随心室心肌复极的T波。在图1的FSM 14的示例中，感测电路86耦合至电极28和30。应当理解，感测电路86可以耦合至被耦合至医疗装置的任何或所有可用电极，医疗装置被配置成执行本文公开的流体状态监测技术。例如，在ICD 114的情况下，感测电路86可以耦合至电极124、126、128和130以及壳体115中的每一个，并且可以包括用于从可用电极中选择感测电极矢量的开关电路系统。开关电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测电路86的部件选择性地耦合至所选电极的任何其它类型的开关装置。在包括多于一个的感测电极矢量的示例中，感测电路86可以是被配置成接收和监测多于一个的心脏电信号的多通道感测电路。

感测电路86可以包括一个或多个滤波器、放大器、模数转换器、整流器、感测放大器、比较器或其他阈值检测器、峰值检测器或其他模拟或数字部件。感测电路86的部件可以被配置成生成多位数字ECG信号，并且可以感测心脏事件，例如，P波和/或R波。例如，感测电路86可以由前置滤波器和放大器电路60经由电极28和30接收心脏电信号。预滤波器和放大器电路可以包括用于去除DC偏移的高通滤波器，例如2.5至5Hz的高通滤波器，或者具有2.5Hz至100Hz的通带以去除DC偏移和高频噪声的宽带滤波器。预滤波器和放大器电路60还可以包括放大器，以放大递送到模数转换器(ADC)62的“原始”心脏电信号。感测电路86可以包括整流器64，以产生可以递送到控制电路80、心脏事件检测器66和/或幅度检测器68的整流的、放大的数字信号。

心脏事件检测器66可包括感测放大器、比较器或其他心脏事件检测电路系统，用于响应于心脏事件阈值幅度被心脏电信号交叉而感测心脏事件，例如R波或P波(在任何适用的消隐期之外)。阈值幅度可以是自动调整阈值。例如，心脏事件检测器66可以包括将输入的经整流的心脏电信号与R波检测阈值进行比较的感测放大器或其他检测电路系统，该R波检测阈值可以是自动调节阈值。当输入信号超过R波检测阈值时，心脏事件检测器66会产生R波感测事件信号(R感测)，可以将其递送到控制电路80。控制电路80可以使用心脏感测到的事件信号来监测患者的心律。

整流器/放大器64可以将数字化的整流心脏电信号递送给幅度检测器68。幅度检测器68确定心脏电信号的基准幅度值，以监测患者的流体状态。幅度检测器68可以是峰值检测器，其识别心动周期期间的最大峰值幅度，例如，整流信号的R波的最大峰值幅度或未整流信号的峰峰值。由心脏事件检测器66产生的所感测的事件信号可以被递送到幅度检测器68，以开始最大峰值幅度搜索。在其他示例中，心脏事件信号可以用作参考时间点，幅度检测器68相对于该参考时间点确定用于监测患者流体状态的心脏信号幅度。

幅度检测器68可以将确定的心脏信号幅度递送给控制电路80(例如，作为多位数字信号)。控制电路80可以使用接收到的心脏信号幅度来生成流体状态信号，如下面更详细地描述的。在其他示例中，控制电路80可以直接从整流器/放大器64(或ADC 62)接收数字化的心脏电信号。控制电路80中包括的信号处理器可以直接从心脏电信号中确定用于生成流体状态信号所需的心脏电信号幅度。

从感测电路86接收的或由控制电路80从感测电路86接收的数字化的心脏电信号确定的R波最大峰值幅度和/或其他心脏信号幅度可以用于监测流体状态。例如，除了或替代R波峰值幅度、P波幅度和/或T波幅度可用于生成流体状态信号点。尽管本文描述的例示性示例涉及心脏电信号幅度，并且在FSM 14中显示了幅度检测器68，但是可以预期，可以从心脏电信号中确定与幅度和阻抗相关的心脏电信号的其他特征，以进行监测流体状态。例如，可以如上面结合的‘272专利(Burnes)中一般地公开的那样确定QRS信号的积分或QRST段的积分。

心脏电信号的幅度的变化以及因此心脏电信号的积分的变化与由于血管内和血管外流体体积的变化而引起的阻抗变化相关。与可能导致浮肿的流体滞留相关的流体增加会降低阻抗，从而导致心脏电信号幅度降低。相反，流体的减少(例如与利尿有关)可能会导致脱水，从而增加阻抗，导致心脏电信号幅度增加。控制电路80被配置成从接收到的心脏电信号幅度检测器68生成流体状态信号点，并将流体状态信号幅度点(或其趋势或斜率)与一个或多个阈值或范围进行比较，以检测患者的流体状态的变化。

可以由控制电路80检测到的流体状态的变化可以是流体状态的增加，表明流体保留在电极28和30与作为电流源的心脏之间的组织体积中。由控制电路80检测到的流体状态的变化可以包括流体状态的降低，指示利尿过度或脱水或贫血的进展。控制电路80可以被配置成当所生成的流体状态信号点保持在由最小阈值和最大阈值限定的预定范围内时，检测正常流体状态(可以针对患者定制)。当流体状态信号点在给定时间段(例如，在一小时，十二小时，一天，一周之内等)内的至少预定时间间隔或预定频率之外(在预定范围之外或在预定范围之外)落在预定范围之外时，可以检测到流体状态的增加和减少。可以通过生成患者或医生警报和/或通过递送或调整由FSM递送的自动治疗(在能够进行自动治疗(诸如ICD 114或ICD 214)时)或另一医疗装置(例如可以是植入式或外部药物泵、ICD或起搏器)来响应对流体状态增加或降低的检测。

FSM 14包括由控制电路80控制的阻抗感测电路84，以生成作为非治疗性驱动信号施加到电极28和30的电流信号。跨电极28和30产生的合成电压信号可以作为阻抗信号递送到控制电路80。在其他示例中，控制电路80可以从阻抗感测电路84接收电压信号，并且基于已知的驱动电流信号将电压信号转换为实际的阻抗信号。控制电路80可以从阻抗信号确定多个阻抗度量，并且从心脏电信号确定多个同时的心脏电信号幅度。控制电路80确定阻抗度量和心脏电信号幅度之间的校准关系。在一些示例中，确定校准关系可以包括确定可以存储在存储器82中的校准公式。控制电路80使用校准公式将心脏电信号幅度转换为流体状态信号点以生成流体状态信号。在其他示例中，确定校准关系可以包括生成校准的心脏电信号幅度的查找表。校准关系可以作为查找表存储在存储器82中，而不是定义校准公式的参数，该参数每次在流体状态监测期间确定心脏电信号幅度时都需要进行额外的计算。在确定流体状态监测期间的心脏电信号幅度之后，控制电路80可以查找与所确定的心脏电信号幅度相对应的校准的心脏电信号幅度。

控制电路80可以将流体状态信号与一个或多个阈值或范围进行比较，以检测流体状态状况。在一些示例中，流体状态信号结合了从阻抗信号确定的阻抗度量和校准的心脏电信号点，其可以在阻抗度量之间的时间点内插。在其他示例中，流体状态信号仅包括校准的心脏电信号点，并且阻抗测量仅被确定用于确定应用于心脏电信号幅度的校准关系。可以使用阻抗测量来周期性地更新校准关系。

FSM 14可以包括姿势和活动传感器85。姿势传感器85可以是多轴加速度计，例如，具有在x、y和z轴上正交布置的三个加速度计元件的三维加速度计。姿势和活动传感器85的每个轴可以由压电元件，微机电系统(MEMS)装置或能够响应于施加在传感器元件上的加速度的变化而产生电信号的其他传感器元件限定，例如，通过将加速度转换为力或位移，然后将其转换为电信号。每个加速度计轴产生的信号的DC分量对应于沿该轴或向量施加的重力。这样，每个轴的DC分量可以用于确定患者的姿势。在专利号为6,044,297的美国专利(Sheldon等人)中总体上公开了可以在FSM中使用的姿势传感器，该专利通过整体引用并入本文。

姿势传感器85的一个或多个轴的输出可以被递送到控制电路80，以用于区分患者姿势以用于监测患者的流体状态。血管内和血管外腔室流体积可能会随着患者身体姿势的变化而变化。这样，由控制电路80生成的流体状态信号的变化可能是由于姿势的变化，并且可能反映或可能不反映流体状态的临床相关变化，而是反映流体分布的变化。控制电路80可以被配置成检测患者姿势的变化并使用针对两个或更多个不同患者姿势的经校准的心脏电信号幅度来生成流体状态信号。例如，当姿势传感器信号指示大体上直立位置(例如，站立或坐着)时，可以使用心脏电信号幅度来生成一个流体状态信号，而当姿势传感器信号指示大体上非直立位置(例如，斜躺或躺卧的姿势)时，可以使用心脏电信号幅度来生成另一种流体状态信号。在其他示例中，可以从姿势传感器信号中识别和检测多个，更具体的身体姿势或姿势类别。其他身体姿势可以包括仰卧、俯卧、右侧卧和左侧卧。可以针对不同的身体姿势建立不同的校准公式或校准的心脏电信号幅度的查找表，以便从在不同的各个身体姿势期间获取的心脏电信号幅度确定流体状态信号点。可以针对每个相应的身体姿势(或相似姿势的组)生成流体状态信号，或者可以使用随时间合并在一起的适当校准的心脏电信号幅度来生成单个流体状态信号。

在一些示例中，控制电路80被配置成在检测到姿势变化之后监测流体状态信号中的趋势。以这种方式，控制电路80可以确定跟随身体姿势变化的流体移位的时间或斜率。在某些情况下，流体量变化的时间可能与疾病有关，并且可能为临床医生提供有用的诊断或预后信息，以管理患者的治疗。伴随姿势变化的流体体积的变化可以在身体区域之间，例如从腿到躯干，和/或在身体隔室之间，例如在血管内和间质隔室之间。

患者警报电路96可以由控制电路80控制，以生成患者可以感测的警报信号，例如可听见的声音、嗡嗡声或振动。警报电路96可以响应于检测到流体状态变化(例如，大于或小于预定阈值或在预定可接受范围之外)来生成患者警报。他/她的医师可以指示患者对警报做出响应，例如，通过联系医师，调整处方药或可以纠正流体状况的其他措施。

遥测电路88包括收发器和天线，用于与另一个装置(例如外部装置40)通信(图1)。在控制电路80的控制下，遥测电路88可以从外部装置40接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送到所述外部装置。遥测电路88可以被控制为将流体状态数据(其可以是使用心脏电信号幅度生成的液体状态信号的形式)传输到外部装置40，以显示给用户，或者经由通信系统进一步传输到集中的患者数据库或医师，以实现对患者的远程监控。遥测电路88可以从外部装置40接收询问命令和编程命令，以供控制电路80用于控制FSM功能。

图6是根据另一示例的FSM 314的框图。FSM 314包括治疗递送能力，并且可以对应于ICD 114或ICD 214。FSM 314包括以上结合图5描述的部件，包括控制电路80、存储器82、阻抗感测电路84、心脏电感测电路86、姿势传感器85、遥测电路88、电源98和警报96，其被配置成根据本文所公开的技术协同操作以监测患者的流体状态。另外，FSM 314包括治疗电路90，其被配置成生成心脏电刺激脉冲，例如心脏起搏脉冲和/或心脏复律/去纤颤脉冲。当FSM 314能够递送心脏电刺激治疗时，控制电路80可以使用从心脏事件检测器66接收到的心脏感测事件信号和/或从心脏电感测电路86接收的数字化心脏电信号来检测异常的心律和/或控制控制传递到患者心脏的电刺激脉冲的时间。

治疗电路90生成电起搏脉冲，所述电起搏脉冲通过从耦合到FSM 314的可用电极324、326、328和330中选择的治疗传递电极向量被传递到患者的心脏。治疗电路90可以包括充电电路92、开关电路93和输出电路94。充电电路92可以包括保持电容器，该保持电容器可以在电压调节器的控制下通过电源98的电池电压信号的倍数被充电至起搏脉冲幅度。可以基于来自控制电路80的控制信号来设置起搏脉冲幅度。开关电路93可以控制何时将充电电路92的保持电容器耦合至输出电路94以用于递送心脏电刺激脉冲。例如，开关电路93可以包括开关，该开关在起搏间隔期满时由从控制电路80接收的计时信号激活，并且对于编程的起搏脉冲宽度保持闭合，以使充电电路92的保持电容器能够放电。预先充电到起搏脉冲电压幅度的保持电容器在输出的电极上经过编程的起搏脉冲持续时间，通过输出电路94的输出电容器在电极向量上放电。在专利号为5,507,782的美国专利(Kieval等人)和专利号为8,532,785的共同指派的美国专利(Crutchfield等人)中(所述两个专利通过整体引用并入本文)总体上公开的起搏电路系统的示例可以在FSM 314中实现，以在控制电路80的控制下将起搏电容器充电至预定起搏脉冲幅度并传送起搏脉冲。

治疗电路90可以能够递送高压治疗，例如，心脏复律/除颤冲击脉冲。在这种情况下，充电电路92可以包括一个或多个高压电容器。当检测到诸如心室颤动之类的可冲击的节律时，根据编程的冲击能量，通过充电电路92将一个或多个HV电容器充电至冲击电压幅度。充电电路92可以在处理器控制的充电电路中包括变压器，该变压器由控制电路80控制，以将高压电容器充电到比用于生成起搏脉冲的电压高得多的电压。一旦检测到来自治疗电路90的反馈信号，控制电路80施加信号以触发高压电容器的放电，该反馈信号表明高压电容器已经达到递送编程的冲击能量所需的冲击电压幅度。以这种方式，控制电路80控制治疗电路90的操作以使用除颤电极(例如，可以对应于图6中的电极324和326和/或ICD 214的壳体115的电极124和126(图3))递送CV/DF冲击。

输出电路94可以包括高压输出电路，例如以H桥的形式，该高压输出电路包括由来自控制电路80的信号控制的多个开关。开关93中包括的用于将充电电路92的一个或多个保持电容器耦合到输出电路94的开关以及H桥或其他电路94中包括的开关可以被实现为可控硅整流器(SCR)、绝缘栅双极晶体管(IGBT)、金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)和/或其他开关电路组件或其组合。

在一些示例中，控制电路80可以检测满足治疗递送标准的流体状态的变化。控制电路80可以控制治疗电路90以生成心脏电刺激脉冲，以将电刺激治疗递送到患者的心脏(或神经)以补救流体状态变化。例如，如果基于减小的、校准的心脏电信号幅度检测到增加的流体，则可以调整或递送起搏治疗以增加心输出量和/或改善心腔之间的同步性(例如，通过增加起搏率或递送心脏重新同步治疗)。

图7是根据一个示例的由FSM执行的方法的流程图400。在下面的描述中，主要参考图1和图5的FSM 14，但是流程图400的方法可以由例如FSM 14(图1)、ICD 114(图3)或ICD214(图4)执行。在框402处，控制电路80控制阻抗感测电路84以将驱动电流信号施加到选定的流体状态监测电极矢量。在FSM 14的示例中，流体状态监测电极矢量在电极28和30之间。当有两个以上的电极可用时，可以选择流体状态监测电极矢量以获得与组织和相关的流体隔室的期望体积相对应的阻抗信号。例如，在ICD 114的情况下，流体状态监测电极向量可以包括由导线116承载的两个电极或由导线116和壳体115承载的一个电极。在流体状态监测电极矢量上产生的电压信号从阻抗感测电路84递送到控制电路80。在一个示例中，电压信号，例如峰-峰电压幅度，可以被记录为阻抗的测量值。在其他示例中，可以将电压信号施加到流体状态监测电极，并且可以将所得电流记录为阻抗的测量值。在其他示例中，从流体状态监测电极矢量记录的电压或电流信号可被转换为阻抗测量(或纯电阻测量)。可以针对单个频率驱动电流信号(例如8KHz或其他选定频率或两个或多个频率)确定阻抗测量值。

在框402处，可以使用多种技术来获得阻抗信号。在专利号为6,978,171的美国专利(Goetz等人)、专利号为7,986,994的美国专利(Stadler等人)、专利号为8,972,005的美国专利(Rasmussen等人)、专利号为8,428,717的美国专利(Wang等人)以及专利号为9,197,173的美国专利(Denison等人)中总体上公开了在框402处可用于获得阻抗信号的技术的各种示例，所有这些专利通过整体引用并入本文。获取与组织的体积的阻抗相关的感应电流或电压信号的特定方法可以在实施例之间变化。在图7的方法和本文呈现的其他流程图中使用的获得阻抗信号的特定方法将部分取决于可用于生成驱动电流(或电压)信号和记录所得电压(或电流)信号的FSM的特定电路系统。应当认识到，在一些示例中，流体状态监测电极矢量可以包括驱动电极对和与驱动电极对不同的记录电极对。

在记录阻抗信号之前、期间和/或之后，在框404，控制电路80(或感测电路86)可以确定在一个或多个心动周期中以及在一个或多个呼吸周期中的一个或多个时间点由感测电路86接收到的心脏电信号的幅度。在一个示例中，针对多个心脏周期确定最大峰值R波幅度，该多个心脏周期可以是连续的或可以不连续的，并且可以将平均值、中位数或修整后的平均值或中位数确定为心脏电信号幅度测量值。替代地，在框404处确定的一个或多个心脏信号幅度可以被单独使用，而不是被组合成平均值或由中值幅度表示。

可以在两个或更多个呼吸周期上采集阻抗信号和心脏电信号幅度，以减少由于呼吸引起的信号变化。例如，由于呼吸引起的皮下ECG信号幅度的调制可能非常大。由于呼吸而引起的阻抗信号变化可能相对较小，并且可能取决于用于获得阻抗信号的电极位置。由于呼吸引起的阻抗和心脏电信号幅度的调制可能会根据电极位置、患者解剖结构、呼吸量和其他因素而有所不同。这样，可以在两个或更多个呼吸周期上获取心脏电信号幅度和/或阻抗信号幅度，并且将其平均以分别在框402和404处获得相应的阻抗信号幅度数据点和心脏电信号幅度数据点。例如，峰值R波幅度和阻抗信号幅度可以在至少两个呼吸周期或另一预定数量的呼吸周期或预定时间间隔(例如，至少五秒)上平均。在一些示例中，在预期包括至少两个呼吸周期的预定时间段内对心脏电信号幅度进行采样。例如，在框406处，可以在10至12秒的时间间隔内针对每个心动周期获取R波幅度，并且将其平均以获得在校准过程中使用的R波幅度。

在某些情况下，阻抗和/或心脏电信号可能会受到噪声或伪像的影响。控制电路80可以被配置成基于信号能量、信号峰值的数量或其他噪声检测标准来检测电信号中的噪声。如果检测到噪声，则控制电路80可以等待直到没有检测到噪声以收集阻抗信号和心脏电信号幅度。在一些示例中，患者的身体活动可能导致阻抗和心脏电信号的变化或噪声。控制电路80可以监测来自姿势和活动传感器85的信号以检测患者活动。可以从姿势和活动传感器信号确定基于活动传感器信号的阈值穿越次数或另一活动度量的活动计数。控制电路80可以在低活动或休息期间(如基于患者活动度量所确定的)，分别在框402和404处获取阻抗信号幅度和心脏电信号幅度以用于流体状态监测。

在框404处获取心脏信号幅度时，控制电路80可被配置成检测早搏或异位搏动以拒绝包括早搏性心室收缩或其他异常搏动的心动周期。心室过早收缩的检测可以基于从感测电路86接收的R波感测的事件信号和/或控制电路80执行的心脏信号波形形态分析之间的时间间隔。如果患者有大量的早搏，则可以确定早搏的幅度并与正常窦性R波幅度分开存储。

在框406处，控制电路80基于阻抗信号幅度来校准心脏信号幅度。控制电路80可以基于采样的心脏信号幅度(例如，R波峰值幅度和阻抗信号幅度)来确定校准公式或校准查询表。校准公式或查询表可用于调整心脏信号幅度以匹配阻抗信号幅度(在可接受的公差范围内)。例如，可以确定至少两个阻抗度量和两个同时获取的心脏信号幅度，以确定用于调整心脏电信号幅度的校准公式。该调整可能需要一个或多个操作，例如将心脏信号幅度乘以系数和/或将正或负常数添加到心脏信号幅度或心脏信号幅度与系数的乘积。在其他示例中，可以确定多个阻抗度量和相应的心脏信号幅度，以生成在阻抗度量的期望范围内的校准的心脏电信号幅度的查找表。

控制电路80可以被配置成将校准公式确定为数学函数，该数学公式提供在框402处确定的阻抗测量值与在框404处确定的心脏信号幅度之间的最佳拟合关系。可以使用至少两个阻抗测量值和相应的心脏信号幅度来确定用于在流体状态监测期间调整心脏信号幅度的线性校准公式。校准公式可以是线性函数，例如，包括与心脏信号幅度和系数的乘积相加或相减的偏移量(常数)。偏移量可能为非零值，但在某些情况下可能为零。该系数可以大于或小于一，但是在某些示例中，该系数可以是一，具体取决于特定系统和患者相关因素。偏移量和系数可以在患者之间以及随时间变化，例如，随着患者体重增加或减轻、电极移位或发生其他变化。

可以想到，可以将非线性函数确定为多个阻抗测量值和同时获取的心脏电信号幅度之间的最佳拟合关系。可以使用三个或更多个阻抗测量值和相应的心脏信号幅度来确定非线性校准公式。最佳拟合关系的确定可以分阶段执行以减少可植入的FSM所需的处理负担。例如，控制电路80可以确定用于实时患者监测的最佳线性拟合。控制电路80可以执行后处理以确定阻抗和心脏信号幅度数据的最佳非线性拟合，并基于非线性校准公式从获取的心脏信号幅度数据(和阻抗数据)中生成流体状态信号。在一些示例中，由控制电路80获取的流体状态数据可以被传输到外部装置(例如图1所示的外部装置40)，用于非线性校准公式的后处理确定。外部装置40或中央数据库50的处理器可以执行后处理以确定阻抗和心脏信号幅度数据的最佳非线性拟合，并生成包括根据非线性校准模型调整的心脏信号幅度的流体状态信号，以显示给临床医生。

在一些示例中，可以使用外部装置40建立校准关系并将其编程到FSM中，或者可以在制造FSM时将校准关系存储在存储器82中。可以基于给定的FSM的经验、临床数据和流体状态监测电极矢量来建立校准关系。在其他示例中，校准关系在部署后由控制电路80确定以监测患者的流体状态并存储在存储器82中。初始或起始校准关系可以(例如基于经验临床数据)存储在存储器82中，并且校准关系(作为公式或查找表存储)可以作为随着时间推移从给定的患者和一定范围的流体状况中获取的阻抗和心脏电信号幅度数据进行调整和更新。

当在固有心动周期中获取心脏信号幅度时，控制电路80可以被配置成确定心脏信号幅度与阻抗测量之间的一种校准或关系。当在起搏的心动周期中获取心脏信号幅度时，控制电路80可以确定心脏信号幅度与阻抗测量之间的第二不同校准或关系。由于R波在起搏期间与内在节律期间可以具有不同的幅度，因此控制电路80可以确定两个不同的校准，以调整在感测和起搏期间获取的心脏信号幅度。在FSM 14的示例中，其被示为不具有治疗递送能力的仅监测装置，控制电路80可以被配置成基于起搏脉冲的检测或心脏电信号的形态来区分起搏的心动周期和固有的心动周期。在能够递送心脏起搏的FSM的情况下(例如图6的FSM 314)，控制电路80基于何时治疗电路90递送起搏脉冲以及何时感测电路86将感测到的R波信号递送至控制电路80来区分起搏的心动周期和固有心动周期。

如果患者具有与正常窦性R波幅度分开存储的大量过早搏动幅度，则可以确定两个不同的校准关系。可以基于过早搏动幅度与阻抗度量之间的关系来确定一个校准关系，并且可以基于正常窦性R波幅度与阻抗度量之间的关系来确定另一校准关系。

校准过程可以包括确定预定的最小数量的阻抗度量和相应的心脏信号幅度。随着用于建立校准关系的阻抗度量和心脏信号幅度的数量增加，在校准的心脏信号幅度值与实际阻抗(以及因此的流体状态)之间的相关性中的置信度会增加。

在一些示例中，可以在框402处获取两个或更多个阻抗测量值，以及在框404处获取对应的心脏信号幅度，直到阻抗测量值的范围满足预定的最小范围。随着用于建立校准关系的阻抗测量范围的增加，在校准的心脏信号幅度值与实际阻抗之间的相关性中的置信度可能会增加。

在框408处，在建立校准关系之后，控制电路80根据流体状态监测协议获取心脏电信号幅度。在一些示例中，R波峰值幅度是在逐拍的基础上采样的。可以(例如在3、5、8、12或其他选定数量的R波峰值幅度上)确定R波峰值幅度的运行平均值。如上所述，可以在一个或多个呼吸周期上对R波幅度求平均，以解决由于呼吸引起的心脏电信号幅度的调制。可以将平均R波峰值幅度确定为经调整以获得流体状态度量的心脏信号幅度。

流体状态监测方案可涉及每小时一次、每四小时一次、每八小时一次、每12小时一次、每天一次或其他预定的周期性监测时间表获取心脏信号幅度。可以根据监测协议从单个心动周期确定心脏信号幅度，或者可以从预定数量的心动周期或在预定数量的呼吸周期或预定时间间隔内发生的可变数量的心动周期取平均值来求出心脏信号幅度。

在框410处，使用在框406处确定的校准将每个心脏信号幅度(其可以是平均值)转换为流体状态度量。在框410处，校准的心脏信号幅度成为流体状态信号的采样点。FSM 14可以由外部装置询问和/或被编程为在指定的时间，例如每天一次或多或少地发送流体状态信号。如果如框412所确定的，是时候发送流体状态信号，则在框414将流体状态数据发送到外部装置，例如，外部装置40(图1)。所传输的数据包括一个或多个校准的心脏信号幅度作为流体状态度量，其可以随着时间的流逝而组装以生成流体状态信号。流体状态度量和相应的生成的流体状态信号可以包括从阻抗测量生成的一个或多个点，例如，包括用于校准心脏信号幅度的一个或多个第一和/或最后一个阻抗测量以及在测量期间获得的任何其他阻抗测量在框408处开始流体状态监测。

如果不是时候发送数据，则在方框416，控制电路80可以确定是否是时候获取阻抗测量值。当根据流体状态监测协议获取心脏信号幅度时，可以定期获取阻抗度量，例如以比心脏信号幅度更不频繁的时间表获取。可以获取阻抗度量以验证或更新心脏信号幅度的校准。如果不是时候进行阻抗测量(方框416的“否”分支)，则根据先前确定的用于生成流体状态信号的校准继续采集和调整心脏信号幅度。如果到了进行阻抗测量的时间，则控制电路80在框418处控制阻抗感测电路84以获取阻抗信号，并从该阻抗信号确定验证阻抗度量。验证阻抗度量可以是在一个或多个心动周期，一个或多个呼吸周期或预定时间间隔(例如10秒)内从阻抗信号确定的平均幅度。

在框420处，控制电路80可在框420处将验证阻抗度量与一个或多个最近或同时获取的经校准的心脏信号幅度进行比较，以确定是否需要重新校准。例如，如果校准的心脏信号幅度和验证阻抗度量在彼此的预定阈值差之内，则不执行重新校准。校准的心脏信号幅度与验证阻抗度量之间的匹配表明，先前确定的校准关系仍然有效。可以响应于验证阻抗度量大于与一个或多个校准的心脏信号幅度的阈值差而重新确定校准关系(返回框402)。

在其他示例中，每次获得阻抗度量时，控制电路80可以返回到框406以重新确定同时获取的心脏信号幅度和阻抗度量的校准关系。阻抗度量可以每天一次或更少地获得，例如，如果需要的话，用于重新校准心脏信号幅度。

另外地或可替代地，可以在框420处确定校准的心脏信号幅度之间的差。心脏信号幅度的较大变化可能表示流体状态发生变化，但可能是由于患者姿势或其他状况的变化引起的。如果在框420处检测到两个校准的心脏信号幅度之间的阈值差或斜率，则可以通过返回到框402以获取所需数量的阻抗和心脏信号幅度数据点来更新校准关系，其可以包括最近获取的心脏信号幅度和阻抗指标。在重新校准之后，根据流体状态监测协议继续获取心脏电信号幅度，并且在方框410中使用更新的校准关系生成流体状态信号。

图8是根据一个示例的可由FSM生成的流体状态信号450的示意图。控制电路80可以控制阻抗感测电路84以在校准间隔452期间获得阻抗度量454。在校准间隔452期间，控制电路80还获取心脏电信号幅度456。在一示例中，确定多个阻抗度量454，并且同时或至少在同一校准间隔452内确定多个心脏电信号幅度456。在所示的示例中，示出了三个阻抗度量454和三个心脏电信号幅度456，但是应当理解，可以在校准间隔452期间确定少于三个或多于三个的阻抗和心脏电信号幅度数据点以供在确定校准关系时使用。校准间隔452可以是一分钟、几分钟、一小时、几小时、一天或其他预定时间间隔的一部分，在该时间间隔期间获取阻抗和心脏电信号幅度数据以建立校准关系。校准间隔452可以是固定的时间间隔。在其他示例中，校准间隔452是可变的时间间隔，其被延长直到获取阻抗的期望范围和/或最小数量的数据点。

每个阻抗度量454可以表示从由控制电路80从阻抗感测电路84接收的阻抗信号(例如，电压信号)确定的平均幅度。可通过在预定时间间隔(例如10秒)，预定次数的心动周期或预定次数的呼吸周期中对阻抗信号进行采样来确定平均幅度。心脏电信号幅度456可各自表示从单个心动周期确定的R波或峰-峰R波(或另一其他基准点)的峰值幅度。在其他示例中，每个心脏电信号幅度456可以表示预定数量的R波幅度的平均值或中位数或预定数量的R波幅度的运行平均值。例如，在校准间隔452期间的每个心脏电信号幅度456可以是针对在确定了相应阻抗度量454的相同时间间隔内或在两次连续阻抗测量之间的时间间隔内发生的每个心动周期确定的逐搏的峰值R波幅度的平均值。在其他示例中，每个心脏电信号幅度456是在每个阻抗测量454之前和之后确定的预定数量的R波峰值幅度的平均值。在又一个示例中，每个心脏电信号幅度456是在固定时间间隔内确定的可变数量的R波峰值幅度的平均值。

在校准间隔452期间，可以以规则的时间间隔确定阻抗度量454和心脏电信号幅度456。例如，如果校准间隔452被安排为24小时，则可以每小时确定一次阻抗度量454和心脏电信号幅度456。较短或较长的校准间隔可以与较高或较低频率的阻抗和心脏电信号幅度采集一起使用。可以想到各种方法来在校准时间间隔452上获取阻抗度量454和相应的心脏电信号幅度456，以用于确定阻抗度量454的幅度与心脏电信号幅度456之间的关系。

已经认识到，可以在两个或更多个校准时间间隔上获取阻抗和心脏电信号幅度数据以建立校准关系。例如，如果阻抗测量值454的幅度的范围(和/或心脏信号幅度456)小于一个校准时间间隔452内的最小期望范围，则可以在第二校准时间间隔获取数据，或者可以扩展校准时间间隔452以获取更多的数据点。在两个或多个校准时间间隔内获得的阻抗度量和心脏电信号幅度可以组合在一起，以确定校准关系并提高校准关系的置信度。

在一些示例中，控制电路80可以基于从姿势和活动传感器85接收的信号来监测患者的姿势和/或活动，以在稳定的患者姿势和活动的时段期间促进校准数据获取。如果检测到姿势和/或活动的变化，则可以重新启动或延迟校准时间间隔452。当来自多个校准时间间隔的校准数据被组合以确定校准关系时，控制电路80可以验证每个校准间隔与共同的患者姿势和患者活动水平，例如静止患者活动水平相关联。

控制电路80可以确定在阻抗间隔454和在校准间隔452期间获取的心脏电信号幅度456之间的数学关系，以建立校准关系。校准关系可以包括线性公式或非线性公式。在其他示例中，校准关系被建立为查找表。在校准间隔452之后，控制电路80通过获取心脏电信号幅度458(空心正方形)来监测流体状态。每个心脏信号幅度可以表示根据监测协议从单个心脏周期获取的幅度，或者表示在预定数量的心脏或呼吸周期或固定时间间隔内确定的多个心脏信号幅度的平均值或中值，其可以包括可变数量的心动周期。根据校准关系来调节每个心脏电信号幅度458，以生成流体状态度量460(实心正方形)。可以根据监测协议以预定的时间间隔来确定流体状态度量460。例如，可以在每10至20个心动周期上确定平均峰值R波幅度，并根据校准关系将其转换为流体状态度量。在各种示例中，可以每分钟一次、每五分钟一次、每小时一次或每X小时一次确定流体状态度量。

周期性地确定阻抗度量462以检查心脏电信号幅度的校准和/或改善线性或非线性最佳拟合校准公式或更新校准查找表。在图8所示的示例中，通过调节最近的心脏电信号幅度466确定的流体状态度量464与阻抗度量462良好相关。只要流体状态量度464在相应阻抗量度462的可接受范围内，例如±10％，就可以认为校准关系有效。如果流体状态量度464不同于阻抗量度462，则基于预定的可接受范围，控制电路80可以开始新的校准间隔452以收集附加的阻抗量度和心脏电信号幅度以改善或重新建立校准关系。如下所述，可以响应于检测到患者身体姿势的变化来执行阻抗度量462，以验证校准关系仍然有效，并且如果不是，则重新确定新患者姿势的阻抗测量值和心脏电信号幅度之间的关系。

流体状态度量460可以用于生成流体状态信号450，该流体状态信号可以被传输到外部装置以显示给临床医生。在一些示例中，可以执行由校准的流体状态度量定义的点之间的插值以生成如图所示的连续流体状态信号450。在其他示例中，流体状态信号450可以包括没有内插的校准的流体状态度量点。可以包括流体状态度量点460和阻抗测量值454和/或462两者的流体状态信号450可以被发送到外部装置以显示给临床医生。在一些示例中，在校准间隔452期间确定的未校准的心脏电信号幅度456和/或未校准的心脏电信号幅度458也可以在与外部装置的遥测会话期间作为流体状态数据被发送。

在图的示例中，如图8所示，流体状态信号450随着测量体积中存在的流体的减少而增加(随着阻抗和心脏信号幅度的增加)。流体状态信号450随着测量体积中流体的增加而减少(随着阻抗的减小和心脏信号幅度的减小)。在其他示例中，控制电路80可以反转流体状态信号450，使得随着测量体积中的流体增加，流体状态信号450也增加，以向临床医生提供流体状态的更直观的表示。

如图8的示例所示，随时间获取的流体状态度量可以包括相对不频繁地确定的阻抗度量462，例如每小时一次或每天一次，其中校准的心脏电信号幅度相对频繁地确定，诸如每分钟几次、每分钟一次、几次每小时或每小时。以此方式，可以通过降低用于监测流体状态的所需阻抗测量的频率，以相对较高的频率，能量有效的方式来监测患者的流体状态。

图9是根据另一示例的由FSM 14(或314)执行的方法的流程图500。在框501，控制电路80可以基于来自姿势和活动传感器85的信号来确定患者的身体姿势。在一些示例中，使用从三维加速度计的每个轴接收的矢量信号的组合来确定身体姿势。该姿势可以被确定为直立位置(例如，站立或坐着)或非直立位置(例如，躺卧或倾斜)。在方框502，控制电路80基于阻抗度量建立用于调节心脏信号幅度的校准关系，并将校准参数存储在存储器82中以用于检测到的患者身体姿势。

在框504处，控制电路80例如根据上述示例中的任何一个，根据流体状态监测协议获取心脏电信号幅度。在方框506处，控制电路80根据在方框502处建立的校准关系，实时地获取或在后处理中调整心脏电信号幅度。可以使用随时间获取的校准的心脏电信号幅度为检测到的姿势生成并存储流体状态信号。

在方框508，控制电路80监测姿势传感器信号以检测患者身体姿势的变化。可以响应于从姿势和活动传感器85中包括的多轴加速度计接收的一个或多个单个矢量信号的阈值变化或者三个矢量信号的组合中的阈值变化，来检测患者身体姿势的变化。例如，控制电路80可以使用姿势和活动传感器信号来至少区分直立位置(例如，站立或坐着)和基本水平或倾斜的位置。在框508处的患者身体姿势监测被示出为在框504和506之后按顺序执行，然而，应当理解，姿势监测可以与获取心脏电信号幅度同时发生。可以基于将姿势传感器信号与为检测姿势变化而建立的预定标准进行比较来在方框508处检测患者身体姿势的变化。

在一些示例中，姿势变化的类型可以被确定为“主要”姿势变化或“次要”姿势变化。“主要”姿势变化可以被定义为导致身体重心的主要变化的姿势变化，例如，从直立位置到水平位置。当将位置从直立姿势更改为躺卧姿势时，重心沿其对齐的身体平面或轴从竖直(例如矢状或正向平面)更改为水平(例如横向平面)作为主要的姿势变化。姿势变化不会导致重心发生主要变化，例如从站立到坐姿或从俯卧到仰卧，可能被认为是“次要”姿势变化。重心对齐的身体平面或轴在次要的姿势变化中不会显着变化。例如，主要的姿势变化可能是从直立(站立或坐着)位置到躺卧位置，反之亦然。较小的姿势变化是从一个躺卧位置改变到另一个或从一个直立位置改变到另一个。

如果在框508处检测到姿势变化，则控制电路80可以在框518处确定是否需要重新校准。在一个示例中，在每次姿势变化检测之后执行重新校准。在其他示例中，在每个主要姿势变化检测之后执行重新校准，并且在次要姿势变化检测之后可以执行或可以不执行重新校准。在其他示例中，当检测到主要或次要姿势变化时，在框518处应用其他准则以确定是否需要重新校准。在框518处应用的其他标准可以包括检测在姿势变化之前和之后确定的心脏电信号幅度的阈值改变。在其他示例中，可以响应于检测到姿势变化来确定阻抗度量，并将其与最近的先前的阻抗度量和/或最新的经校准的心脏电信号幅度进行比较。如果在姿势变化之后确定的阻抗度量大于与先前的阻抗度量(在姿势变化之前)和/或从校准的心脏电信号幅度(在姿势变化之后确定)的阈值差，则控制电路80可以确定需要重新校准。否则，不需要重新校准。

重新校准可以包括存储新的校准关系，或者更新对应于新检测到的姿势的先前存储的校准关系。当检测到回到第一身体姿势的变化时，可以继续存储在检测患者身体姿势的变化之前建立的先前确定的校准关系以供使用。当检测到变回第一身体姿势时，可以更新或重新建立第一校准关系。以这种方式，校准关系可以存储在用于多个患者身体姿势的存储器82中，以供控制电路80在检测到各个患者身体姿势时用于调节心脏电信号幅度。

在一个示例中，控制电路80被配置成在框508检测姿势变化，并在框518执行重新校准。在另一示例中，控制电路80被配置成在框508处检测姿势变化并且确定姿势变化是主要姿势变化还是次要姿势变化。控制电路80响应于确定姿势变化是主要姿势变化而在框518处执行重新校准。响应于确定姿势变化是次要姿势变化，控制电路80基于阻抗信号和/或心脏电信号确定是否满足其他重新校准标准。响应于检测到次要的姿势变化并且满足其他重新校准标准，控制电路80在框518处重新确定或更新校准关系。如上所述，确定满足其他重新校准标准可以包括：检测在次要姿势变化之后确定的阻抗度量与姿势变化之前确定的阻抗度量之间的阈值阻抗改变；确定次要姿势变化后的阻抗度量与次要姿势变化后确定的一个或多个校准心脏电信号幅度之间的阈值差；和/或检测在检测到较小的姿势变化之前和之后确定的心脏电信号幅度的阈值变化(已校准或未校准)。

在框510处，基于至少一个新的阻抗测量值和一个或多个心脏电信号幅度来更新校准关系。在姿势变化之后可以获取至少两个或更多个阻抗测量值和多个心脏电信号幅度以更新校准关系。与心脏信号幅度相比，姿势变化对阻抗的影响可能较小。因此，在一些示例中，如果需要，可以将响应于检测到的姿势变化而获得的阻抗度量与在检测到的姿势变化之前获得的一个或多个阻抗度量以及在姿势变化之前获得的多个心脏电信号幅度结合使用，以用于校准在姿势改变之前获取的心脏电信号幅度。例如，如果在获得用于校准姿势变化之前获取的心脏电信号幅度的所需数量的阻抗测量值之前检测到姿势变化，则可以将在姿势改变之后立即获得的阻抗度量与在姿势改变之前获得的一个或多个阻抗度量结合使用以校准心脏电信号幅度。

在框510处执行的校准可以包括生成校准参数(例如，斜率和/或偏移)相对于姿势的查找表。每个姿势的斜率和/或偏移可以从心脏电信号幅度对给定姿势的阻抗度量的线性拟合确定。每次患者恢复给定姿势时(例如，当从姿势和活动传感器信号中检测到给定姿势发生变化时)，可以更新线性拟合以包括更多的校准数据点。每当添加更多校准数据点(心脏电信号幅度与阻抗度量数据点)时，可以更新校准参数。校准参数可以基于最大数量的数据点，以避免每次获取校准数据点时过多的处理负担。一旦达到最大数量的数据点，除非满足其他重新校准标准(例如，检测阻抗指标和/或心脏电信号幅度的阈值变化)，否则不必更新校准关系。

在其他示例中，如果在没有更新给定姿势的校准关系的情况下经过了预定的最大时间间隔，则可以在检测到给定姿势时更新校准关系。例如，最大时间间隔可以是一周或一个月，以说明逐渐变化的情况，例如患者体重增加、电极移位或可能影响校准关系的其他情况。

从进行姿势变化检测的时间起获取的心脏电信号幅度根据更新的(或新建立的特定姿势的)校准关系进行调整。控制电路80在框504处继续获取心脏电信号幅度，并在框506处存储所得的流体状态度量。可以在框506处针对当前检测到的姿势来更新流体状态信号。如以上结合图7所述，FSM 14(或FSM 314)可以接收询问命令，或者可以在框512处达到用于传输流体状态数据的编程时间。自上一次数据传输以来获取的流体状态数据可以在框514处被传输到外部装置。

除了监测姿势变化之外，控制电路80可以被配置成在流体状态监测期间在框520处周期性地确定阻抗测量，并且用于更新校准关系，无论是否已经检测到姿势变化。与心脏电信号幅度监测相比，可以很少确定阻抗度量，以节省电源98的电池寿命。如果是时候周期性地确定阻抗了，则在框520处，控制电路80从阻抗感测电路信号中确定阻抗度量。阻抗度量可用于在框508处生成流体状态信号和/或使用上述任何方法在框518处验证校准关系仍然有效。

在一些示例中，通过调整在不同姿势期间获取的心脏电信号幅度的校准，针对所有姿势生成单个流体状态信号。当流体状态数据被发送到外部装置时，控制电路80可以发送针对所有身体姿势生成的单个流体状态信号。在其他示例中，针对根据针对每个姿势确定的校准关系而检测到的每个患者身体姿势，生成流体状态信号。当流体状态数据被发送到外部装置时，用于多个流体状态信号的数据可以被发送，使得可以针对所检测到的每种姿势显示一个流体状态信号。在一些示例中，针对第一类型的患者身体姿势生成一个流体状态信号，并且针对第二类型的患者身体姿势生成第二流体状态信号。每种类型的身体姿势都可以包括多个姿势，这些姿势表示相对于重力的次要姿势变化，例如，所有非竖直躺卧位置或所有竖直躺卧位置，或代表主要姿势变化的仅第一组患者身体姿势和第二组身体姿势。例如，如果将直立姿势(例如，站立和坐着)与非直立姿势(例如，倾斜或躺卧)区分开，则可以生成两个流体状态信号。

图10是根据另一示例的可由FSM执行的方法的流程图600。在框602处，控制电路80通过获取心脏电信号幅度并根据心脏信号幅度与阻抗度量之间的关系来校准心脏信号幅度来生成流体状态信号。可以确定患者身体姿势，以便将流体状态信号和心脏电信号幅度的相应校准存储在存储器中，以用于相应的患者身体姿势。

在框604，控制电路80监测来自姿势和活动传感器85的信号，以检测患者身体姿势的变化。如上所述，控制电路80可以确定患者身体姿势的变化是否是对应于患者重心的主要变化的主要姿势变化。当检测到身体姿势的主要变化时，在框606，控制电路80开始为新姿势生成流体状态信号。可以为组合的所有直立姿势生成一个流体状态信号，并且可以为组合的所有非直立(例如，躺卧)姿势生成另一个流体状态信号。每当检测到相应的主要姿势时，这些流体状态信号可以附加新数据。在姿势变化检测之后生成流体状态信号可以包括基于如上所述的阻抗测量来确定新的校准关系。在其他示例中，控制电路80可以针对新检测到的姿势检索存储在存储器82中的先前建立的校准关系。

在方框608处，控制电路80可以监测流体状态信号的变化的时间响应。随着患者身体姿势的变化，可能发生流体从一个身体区域转移到另一个身体区域和/或可能发生组织间和血管内腔室之间的流体转移。姿势变化后流体移位的时间响应可能会提供与患者调节流体分布的能力有关的诊断或预后信息。在框608确定的流体移位的时间响应可以包括确定从检测到的姿势变化的时间到流体状态信号达到稳定状态的时间间隔，该时间间隔增加到最大或减小到最小。可替代地，时间响应可以被确定为在检测到的姿势变化之后的一个或多个时间间隔内的流体状态信号的斜率。在其他示例中，例如，时间响应可以包括确定流体状态信号增加到最大并返回到姿势变化之前的水平的时间间隔，或者减少到最小值并返回到姿势变化之前的水平的时间。

时间响应可能会持续数分钟或数小时，并且在某些情况下，姿势变化可能会在流体转换达到稳定状态之前再次发生。在这种情况下，在框608处，可以将流体移位的斜率确定为时间响应。如果姿势可以在确定时间响应之前再次改变，例如在确定流体状态信号斜率的最小时间间隔之前，则该姿势变化的时间响应可能不确定。在一些示例中，当患者从直立位置改变为躺卧位置或反之亦然时，可能发生最明显的流体移位。这样，在一些示例中，当患者上床睡觉而从直立位置过渡到躺卧位置和/或当患者早上起床而从躺卧位置过渡到直立位置时，流体移位的时间响应可以确定为每天至少一次或两次。期望新检测到的与从直立到睡觉时躺卧或从躺卧到起床时直立相关联的姿势将维持相对较长的时间(例如一小时或更长)，从而允许有足够的时间来观察与姿势引起的流体移位相关的流体状态信号的变化。

时间响应数据可以在框610处被发送到外部装置，并且可以以图形或表格的方式呈现。在一些示例中，流体状态信号数据和流体移位响应时间两者都被传输到外部装置，以生成向临床医生显示的流体状态数据显示。可以对在直立姿势期间获得的流体状态信号数据进行分组，以生成直立的流体状态信号和对直立姿势的变化的时间响应。在非直立姿势(例如，所有躺卧姿势)期间获得的流体状态信号数据可以被分组以生成非直立流体状态信号和对非直立姿势的变化的时间响应。

图11是在一些示例中可以由FSM 14或314执行的方法的流程图700。在方框702，如上所述生成并更新流体状态信号。在框704处，可以将流体状态信号的幅度，斜率或其他特征与用于检测流体状态状况的标准进行比较。例如，可以将幅度或斜率与一个或多个阈值进行比较，以检测一种或多种流体状态状况。取决于临床应用，可以检测一种或多种流体状态状况，例如由于心力衰竭引起的流体滞留，由于贫血、过度利尿、肺水肿、脱水和创伤引起的流体滞留。例如，控制电路80可基于流体状态信号的幅度阈值交叉，检测到阈值斜率和/或检测到斜率中的阈值变化来检测流体状态的变化。响应于检测到流体状态的变化，在框708，控制电路80可以控制遥测电路以将流体状态数据或警报信号发送到外部装置。附加地或替代地，当FSM包括治疗递送能力时，例如，图6的FSM 314，控制电路80可以响应于检测到流体状态的变化而控制治疗电路90以递送或调整治疗。治疗的递送或调整可以包括：开启或关闭起搏治疗或切换起搏模式；调整心室起搏率；调整房室起搏间隔；或调整心脏再同步治疗起搏脉冲的计时。

在一些示例中，结合本文呈现的流程图和示意图描述的技术可以由医疗装置系统执行，其中所公开技术的一些方面由一个或多个可植入医疗装置(例如，FSM 14、ICD 114和/或ICD214)执行，而其他方面由另一可植入医疗装置和/或外部装置(例如，外部装置40)执行。例如，FSM 14、ICD 114或ICD 214可以根据在此公开的技术通过在期望的时间间隔和/或在期望的阻抗度量范围上确定阻抗度量和心脏信号幅度来生成流体状态信号数据，以使得能够确定校准关系。在框702处更新流体状态信号可以包括将心脏信号幅度和阻抗度量(其可以称为“原始流体状态信号数据”)传输到另一医疗装置，例如从FSM 14传输到外部装置40，用于确定校准关系并通过外部装置40生成和更新流体状态信号。外部装置40可以通过从原始流体状态信号数据确定校准关系并根据该校准关系调整心脏信号幅度来生成/更新流体状态信号。在框704处，外部装置40可以在框704处将更新的流体状态信号与一个或多个阈值进行比较，以在框706处检测流体状态的变化。

在框708，响应于检测到流体状态的变化，外部装置40可以生成警报和/或确定适当的治疗调整。例如，外部装置40的处理器52(图1)可以响应于检测到流体状态和控制遥测单元58的变化来选择治疗调整命令，以将治疗调整命令发送至治疗递送装置，例如，发送至ICD 114或ICD 214。所述治疗递送装置被配置成接收所述治疗调节命令并且根据所述治疗调节命令将所述治疗递送给所述患者，例如，通过开始、停止或调节起搏治疗或其他心脏电刺激治疗。在一些示例中，原始流体状态信号数据可以从FSM 14直接传输到治疗递送装置，例如ICD 114或ICD 214，并且治疗递送装置的控制电路可以被配置成生成流体状态信号，将信号与一个或多个阈值进行比较，并生成警报和/或确定治疗调整并将经调整的治疗递送给患者。

应当理解的是，根据示例，本文所描述的任何方法的某些动作或事件可以以不同的顺序执行、可以添加、合并或完全排除(例如，并不是所有描述的动作和事件对于方法技术来说都是必要的)。此外，在某些示例中，动作或事件可以例如通过多线程处理、中断处理或多个处理器同时地而不是按顺序执行。另外，出于清晰的目的，虽然本公开的某些方面被描述为由单个电路或单元来执行，但是应当理解，本公开的技术可以由与例如医疗装置相关联的单元或电路的组合来执行。

在一个或多个示例中，所描述的功能可以以硬件、软件、固件或其任意组合实施。如果以软件实施，则可以将功能以一个或多个指令或代码的形式存储在计算机可读介质上并且可以由基于硬件的处理单元执行功能。计算机可读介质可以包括计算机可读存储介质，其对应于有形介质，诸如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存或可以用于存储指令或数据结构形式的所需程序代码并且可以由计算机访问的任何其他介质)。

指令可以由一个或多个处理器执行，如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)或其它等效的集成或离散逻辑电路系统。因此，本文所使用的术语“处理器”可以指代任何前述结构或适于实施本文所描述的技术的任何其它结构。同样，所述技术可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全实施。

例示性实施例

尽管本公开不限于此，但是将通过讨论以下提供的一些示例性实施例来获得对本申请的公开的各个方面的理解。

各种例示性实施例涉及房室同步起搏。

在例示性实施例1中，公开了一种医疗装置。所述医疗装置包括：

感测电路，所述感测电路被配置成经由耦合至所述医疗装置的电极接收心脏电信号；

阻抗感测电路，所述阻抗感测电路被配置成将驱动信号施加到耦合至所述医疗装置的电极并感测所得阻抗信号；

遥测电路，所述遥测电路被配置成将流体状态数据传输到另一医疗装置；和

控制电路，所述控制电路耦合至所述感测电路、所述阻抗感测电路和所述遥测电路，所述控制电路被配置成：

从所述阻抗信号确定多个阻抗度量；

从所述心脏电信号确定第一多个幅度；

确定所述多个阻抗度量与所述第一多个幅度之间的第一校准关系；

从所述心脏电信号确定第二多个幅度；以及

通过根据确定的所述第一校准关系调整所述第二多个幅度来生成流体状态信号数据。

在例示性实施例2中，所述装置还包括电源，所述电源耦合至所述控制电路和所述阻抗感测电路，用于生成所述驱动信号，其中，与仅使用所述阻抗信号获取流体状态信号数据的可植入医疗装置相比，通过使用所述第一校准关系来节省电源寿命。

在例示性实施例3中，根据实施例2所述的装置，其中，所述电源是电池。

在例示性实施例4中，根据实施例1至3中任一项所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成控制所述遥测电路以将所述流体状态信号数据传输到另一医疗装置，以生成所述流体状态信号数据的显示。

在例示性实施例5中，根据实施例1至4中任一项所述的装置，其中，所述控制电路被配置成通过确定所述心脏电信号的R波幅度来确定所述第一多个幅度中的每个和所述第二多个幅度中的每个。

在例示性实施例6中，根据实施例1至5中任一项所述的装置，其中，所述控制电路被配置成通过在多个心动周期中的每一个心动周期期间确定所述心脏电信号的心脏事件幅度来确定所述第一多个幅度中的每一个幅度。

在例示性实施例7中，根据实施例1至6所述的装置，其中，确定所述第一校准关系包括：确定用于调整所述第二多个幅度中的每个的系数或常数中的至少一个。

在例示性实施例8中，根据实施例1至7中任一项所述的装置，其中，确定所述第一校准关系包括：生成校准的心脏电信号幅度的查找表。

在例示性实施例9中。根据实施例1至8所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成通过以下操作来确定所述校准关系：

在校准时间间隔内确定所述多个阻抗度量；

在所述校准时间间隔内确定所述第一多个心脏电信号幅度；

确定所述多个阻抗度量的范围；

响应于所述多个阻抗度量的范围小于最小范围而延长所述校准时间间隔；以及

使用在延长的校准时间间隔内确定的所述多个阻抗度量和所述多个心脏电信号幅度来确定所述校准关系。

在例示性实施例10中，根据实施例1至9中任一项所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成通过以下操作来生成流体状态信号：

从所述阻抗信号并相隔一时间间隔确定至少两个阻抗度量；

在所述时间间隔期间确定所述心脏电信号的所述第二多个幅度；以及

生成流体状态信号，所述流体状态信号包括所述两个阻抗度量中的至少一个以及经调整的所述心脏电信号的所述第二多个幅度。

在例示性实施例11中，根据实施例1至10中任一项所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成：

在从所述心脏电信号确定所述第二多个幅度之后，从所述阻抗信号确定验证阻抗度量；

确定及时与所述验证阻抗度量相对应的所述心脏电信号的验证幅度；

根据所述第一校准关系调整所述心脏电的验证幅度；

将经调整的验证幅度与所述验证阻抗度量进行比较；以及

响应于所述经调整的验证幅度大于与所述验证阻抗度量的阈值差，重新确定所述第一校准关系。

在例示性实施例12中，根据实施例1至11中任一项所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成：

检测经调整的第二多个幅度的阈值变化；以及

响应于检测到所述阈值变化，重新确定所述第一校准关系。

在例示性实施例13中，根据实施例1至12中任一项所述的装置，还包括姿势传感器，所述姿势传感器被配置成产生与患者身体姿势相关并且耦合至所述控制电路的信号；

其中，所述控制电路还被配置成：

从所述姿势传感器信号中检测患者身体姿势的变化，所述患者身体姿势的变化是从与所述第一校准关系对应的第一患者身体姿势到与所述第一患者身体姿势不同的第二患者身体姿势；

确定所述阻抗信号与所述心脏电信号之间的第二校准关系，所述第二校准关系对应于所述第二患者身体姿势；

在检测到的患者身体姿势变化之后确定所述心脏电信号的第三多个幅度；以及

通过根据所述第二校准关系调整所述第三多个幅度来生成所述流体状态信号数据。

在例示性实施例14中，根据实施例13所述的装置，其中，所述控制电路被配置成使用在所述检测到的患者身体姿势变化之后从所述阻抗信号确定的至少一个阻抗度量和在所述检测到的患者身体姿势变化之前从所述阻抗信号确定的阻抗度量来确定所述第一校准关系。

在例示性实施例15中，根据实施例13至14所述的装置，其中，所述控制电路确定所述第一校准关系和所述第二校准关系包括：生成查找表，所述查找表包括与所述第一患者身体姿势相对应的第一校准参数和与所述第二患者身体姿势相对应的第二校准参数。

在例示性实施例16中，根据实施例13至15中任一项所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成：

生成第一流体状态信号，所述第一流体状态信号包括与所述第一患者身体姿势相对应的所述经调整的第二多个幅度；以及

生成第二流体状态信号，所述第二流体状态信号包括与所述第二患者身体姿势相对应的所述经调整的第三多个心脏电信号幅度。

在例示性实施例17中，根据实施例13至16中任一项所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成通过以下操作生成所述流体状态信号数据：

每次检测到所述第一患者身体姿势时，更新所述第一校准关系；

根据所述第一校准关系调整在检测所述第一患者身体姿势时获取的心脏电信号幅度；

每次检测到所述第二患者身体姿势时，更新所述第二校准关系；

根据所述第二校准关系调整在检测所述第二患者身体姿势时获取的心脏电信号幅度；

通过附加根据所述第一校准关系调整的所述心脏电信号幅度来生成第一流体状态信号；

通过附加根据所述第二校准关系调整的所述心脏电信号幅度来生成第二流体状态信号；

其中，所述第一患者身体姿势包括多个直立的患者身体姿势，而所述第二患者身体姿势包括多个非直立的患者身体姿势。

在例示性实施例18中，根据实施例1至12中任一项所述的装置，还包括姿势传感器，所述姿势传感器被配置成产生与患者身体姿势相关并且耦合至所述控制电路的信号；

其中，所述控制电路还被配置成：

从所述姿势传感器信号检测患者身体姿势的变化；

确定患者身体姿势的变化是所述患者的重心的主要变化；以及

响应于患者身体姿势的变化是主要变化，确定从所述阻抗信号确定的第二多个阻抗度量与所述心脏电信号的第三多个幅度之间的第二校准关系。

在例示性实施例19中，根据实施例1至12中任一项所述的装置，还包括姿势传感器，所述姿势传感器被配置成产生与患者身体姿势相关并且耦合至所述控制电路的信号；

其中，所述控制电路还被配置成：

从所述姿势传感器信号检测患者身体姿势的变化；

确定患者身体姿势的变化是所述患者的重心的主要变化还是所述患者的重心的次要变化中的一种；

响应于患者身体姿势的变化为主要变化，确定所述阻抗信号与所述心脏电信号之间的第二校准关系；

响应于患者身体姿势的变化是次要变化，基于所述阻抗信号和所述心脏电信号中的至少一个来确定何时满足重新校准标准；以及

响应于满足所述重新校准标准，确定所述阻抗信号与所述心脏电信号之间的第二校准关系。

在例示性实施例20中，根据实施例1至12中任一项所述的装置，还包括姿势传感器，所述姿势传感器被配置成产生与患者身体姿势相关并且耦合至所述控制电路的信号；

其中，所述控制电路还被配置成：

从所述姿势传感器信号检测患者身体姿势的变化；

在检测到姿势变化后，从所述心脏电信号生成流体状态信号数据；以及

确定在检测到患者身体姿势的变化之后生成的所述流体状态信号数据的变化的时间响应。

在例示性实施例21中，根据实施例20所述的装置，其中，所述控制电路被配置成通过检测患者身体姿势在直立位置与非直立位置之间的变化来检测患者身体姿势的变化。

在例示性实施例22中，根据实施例1至21中任一项所述的装置，还包括治疗电路，所述治疗电路耦合至所述控制电路并且被配置成递送治疗：

其中，所述控制电路还被配置成：

将所述流体状态信号数据与用于检测流体状态状况的标准进行比较；以及

响应于满足用于检测流体状态状况的标准，控制所述治疗电路以调整治疗的递送。

在例示性实施例23中，根据实施例1至22中任一项所述的装置，其中，所述控制电路还被配置成：

将所述流体状态信号数据与用于检测流体状态状况的标准进行比较；以及

响应于满足用于检测流体状态状况的标准，生成警报。

在例示性实施例24中，一种由可植入医疗装置执行的方法，所述方法包括：

从由施加到耦合至所述医疗装置的电极的驱动信号产生的阻抗信号确定多个阻抗度量；

从由感测电路经由耦合至所述医疗装置的电极接收到的心脏电信号确定第一多个幅度；

确定所述多个阻抗度量与所述第一多个幅度之间的第一校准关系；

从所述心脏电信号确定第二多个幅度；

通过根据确定的第一校准关系调整所述第二多个幅度来生成流体状态信号数据；以及

将所述流体状态信号数据传输到另一医疗装置以生成所述流体状态信号数据的显示。

在例示性实施例25中，根据实施例24所述的方法，还包括：从耦合至所述控制电路和所述阻抗感测电路的电源生成所述驱动信号，其中，与仅使用所述阻抗信号获取流体状态信号数据的可植入医疗装置相比，通过使用所述第一校准关系来节省电源寿命。

在例示性实施例26中，根据实施例24至25中任一项所述的方法，其中，确定所述第一多个幅度和所述第二多个幅度中的每一个包括：确定所述心脏电信号的R波幅度。

在例示性实施例27中，根据实施例24-26中任一项所述的方法，其中，确定所述第一多个幅度中的每一个幅度包括：确定在多个心动周期中的每个心动周期期间的所述心脏电信号的心脏事件幅度。

在例示性实施例28中，根据实施例24至27中任一项所述的方法，其中，确定所述第一校准关系包括：确定用于调整所述第二多个幅度中的每个幅度的系数或常数中的至少一个。

在例示性实施例29中，根据实施例24至28中任一项所述的方法，其中，确定所述第一校准关系包括：生成校准的心脏电信号幅度的查找表。

在例示性实施例30中，根据实施例24至29中任一项所述的方法，其中，确定所述校准关系包括：

在校准时间间隔内确定所述多个阻抗度量；

确定在所述校准时间间隔内的所述第一多个心脏电信号幅度；

确定所述多个阻抗度量的范围；

响应于所述多个阻抗度量的范围小于最小范围而延长所述校准时间间隔；以及

使用在延长的校准时间间隔内确定的所述多个阻抗度量和所述多个心脏电信号幅度来确定所述校准关系。

在例示性实施例31中，根据实施例24至30中任一项所述的方法，还包括通过以下操作生成流体状态信号：

从所述阻抗信号并相隔一时间间隔确定至少两个阻抗度量；

在所述时间间隔期间确定所述心脏电信号的所述第二多个幅度；以及

生成流体状态信号，所述流体状态信号包括所述两个阻抗度量中的至少一个以及经调整的所述心脏电信号的所述第二多个幅度。

在例示性实施例32中，根据实施例24至31中任一项所述的方法，还包括：

在从所述心脏电信号确定所述第二多个幅度之后，从所述阻抗信号确定验证阻抗度量；

确定及时与所述验证阻抗度量相对应的所述心脏电信号的验证幅度；

根据所述第一校准关系调整所述心脏电的验证幅度；

将经调整的验证幅度与所述验证阻抗度量进行比较；以及

响应于所述经调整的验证幅度大于与所述验证阻抗度量的阈值差，重新确定所述第一校准关系。

在例示性实施例33中，根据实施例24至32中任一项所述的方法，还包括：

检测经调整的第二多个幅度的阈值变化；以及

响应于检测到所述阈值变化，重新确定所述第一校准关系。

在例示性实施例34中，根据实施例24至33中任一项所述的方法，还包括：

从所述姿势传感器信号中检测患者身体姿势的变化，所述患者身体姿势的变化是从与所述第一校准关系对应的第一患者身体姿势到与所述第一患者身体姿势不同的第二患者身体姿势；以及

确定所述阻抗信号与所述心脏电信号之间的第二校准关系，所述第二校准关系对应于所述第二患者身体姿势；

在检测到的患者身体姿势变化之后确定所述心脏电信号的第三多个幅度；

通过根据所述第二校准关系调整所述第三多个幅度来生成所述流体状态信号数据。

在例示性实施例35中，根据实施例34所述的方法，其中，所述控制电路被配置成使用在所述检测到的患者身体姿势变化之后从所述阻抗信号确定的至少一个阻抗度量和在所述检测到的患者身体姿势变化之前从所述阻抗信号确定的阻抗度量来确定所述第一校准关系。

在例示性实施例36中，根据实施例34至35中任一项所述的方法，其中，确定所述第一校准关系和所述第二校准关系包括：生成查找表，所述查找表包括与所述第一患者身体姿势相对应的第一校准参数和与所述第二患者身体姿势相对应的第二校准参数。

在例示性实施例37中，根据实施例34至36中任一项所述的方法，还包括：

生成第一流体状态信号，所述第一流体状态信号包括与所述第一患者身体姿势相对应的所述经调整的第二多个幅度；以及

生成第二流体状态信号，所述第二流体状态信号包括与所述第二患者身体姿势相对应的所述经调整的第三多个心脏电信号幅度。

在例示性实施例38中，根据实施例34至37中任一项所述的方法，其中，生成所述流体状态信号数据包括：

每次检测到所述第一患者身体姿势时，更新所述第一校准关系；

根据所述第一校准关系调整在检测所述第一患者身体姿势时获取的心脏电信号幅度；

每次检测到所述第二患者身体姿势时，更新所述第二校准关系；

根据所述第二校准关系调整在检测所述第二患者身体姿势时获取的心脏电信号幅度；

通过附加根据所述第一校准关系调整的所述心脏电信号幅度来生成第一流体状态信号；

通过附加根据所述第二校准关系调整的所述心脏电信号幅度来生成第二流体状态信号；

其中，所述第一患者身体姿势包括多个直立的患者身体姿势，而所述第二患者身体姿势包括多个非直立的患者身体姿势。

在例示性实施例39中，根据实施例24至33中任一项所述的方法，还包括：

从姿势传感器信号检测患者身体姿势的变化；

确定患者身体姿势的变化是所述患者的重心的主要变化；以及

响应于患者身体姿势的变化是主要变化，确定从所述阻抗信号确定的第二多个阻抗度量与所述心脏电信号的第三多个幅度之间的第二校准关系。

在例示性实施例40中，根据实施例24至33中任一项所述的方法，还包括：

从姿势传感器信号检测患者身体姿势的变化；

确定患者身体姿势的变化是所述患者的重心的主要变化还是所述患者的重心的次要变化中的一种；

响应于患者身体姿势的变化为主要变化，确定所述阻抗信号与所述心脏电信号之间的第二校准关系；

响应于患者身体姿势的变化是次要变化，基于所述阻抗信号和所述心脏电信号中的至少一个来确定何时满足重新校准标准；以及

响应于满足所述重新校准标准，确定所述阻抗信号与所述心脏电信号之间的第二校准关系。

在例示性实施例41中，根据实施例24至33中任一项所述的方法，还包括：

从所述姿势传感器信号检测患者身体姿势的变化；

在检测到姿势变化后，从所述心脏电信号生成流体状态信号数据；以及

确定在检测到患者身体姿势的变化之后生成的所述流体状态信号数据的变化的时间响应。

在例示性实施例42中，根据实施例41所述的方法，其中，检测患者身体姿势的变化包括：检测患者身体姿势在直立位置与非直立位置之间的变化。

在例示性实施例43中，根据实施例24至42中任一项所述的方法，还包括：

将所述流体状态信号数据与用于检测流体状态状况的标准进行比较；以及

响应于满足用于检测流体状态状况的标准，控制所述治疗电路以调整治疗的递送。

在例示性实施例44中，根据实施例24至43中任一项所述的方法，还包括：

将所述流体状态信号数据与用于检测流体状态状况的标准进行比较；以及

响应于满足用于检测流体状态状况的标准，生成警报。

在例示性实施例45中，一种存储指令集的非暂时性计算机可读介质，所述指令集在由医疗装置的控制电路执行时使所述医疗装置执行以下操作：

从由施加到耦合至所述医疗装置的电极的驱动信号产生的阻抗信号确定多个阻抗度量；

从由感测电路经由耦合至所述医疗装置的电极接收到的心脏电信号确定第一多个幅度；

确定所述多个阻抗度量与所述第一多个幅度之间的校准关系；

从所述心脏电信号确定第二多个幅度；

通过根据确定的所述第一校准关系调整所述第二多个幅度来生成流体状态信号数据；以及

将所述流体状态信号数据传输到另一个医疗装置以显示所述流体状态信号数据。

在例示性实施例46中，一种可植入医疗装置系统，包括：

外部装置，所述外部装置包括显示单元和遥测单元；

可植入医疗装置，所述可植入医疗装置包括：

壳体；

至少一个基于壳体的电极；

感测电路，所述感测电路被配置成经由电极对接收心脏电信号，所述电极对包括至少一个由耦合至所述医疗装置的医疗导线承载的电极和所述基于壳体的电极；

阻抗感测电路，所述阻抗感测电路被配置成将驱动信号施加到所述至少一个基于壳体的电极并感测所得的阻抗信号；

遥测电路，所述遥测电路被配置成将流体状态数据传输到所述外部医疗装置；和

控制电路，所述控制电路耦合至所述感测电路、所述阻抗感测电路和所述遥测电路，所述控制电路被配置成：

在间隔的时间点从所述阻抗信号确定多个阻抗度量；

在间隔的时间点从所述心脏电信号确定第一多个幅度；

确定所述多个阻抗度量的至少一部分与所述第一多个幅度之间的校准关系；

以间隔的时间间隔从所述心脏电信号确定第二多个幅度；

通过根据确定的所述校准关系调整所述第二多个幅度来生成流体状态信号数据；以及

控制所述遥测电路将所述流体状态信号数据传输到所述外部装置；

其中，所述外部装置被配置成从所述流体状态信号数据生成流体状态信号的显示，所述流体状态信号包括：在对应的第一时间点绘制的所述多个阻抗度量中的至少第一阻抗度量；在对应的第二时间点绘制的所述多个阻抗度量的第二阻抗度量；以及根据确定的所述第一校准关系调整的所述第二多个幅度，其中每个在介于所述第一时间点和所述第二时间点之间的相应时间点绘制。

在例示性实施例47中，一种医疗装置，包括：

遥测电路，所述遥测电路被配置成从另一医疗装置接收流体状态数据，所述流体状态数据包括多个心脏电信号幅度和多个阻抗度量；和

控制电路，所述控制电路耦合至所述遥测电路并且被配置成：

确定所述多个阻抗度量与所述多个心脏信号幅度之间的校准关系；

根据确定的所述校准关系调整所述多个心脏电信号幅度；以及

生成包括经调整的心脏电信号幅度的流体状态信号；

将所述流体状态信号与至少一个阈值进行比较；

基于所述比较确定治疗调整命令；以及

将所述治疗调整命令传输到治疗递送装置，以根据所述治疗调整命令将治疗递送给患者。

因此，在前面的描述中已经参考具体示例提出了用于监测患者的流体状态的医疗装置。应当理解的是，本文所公开的各个方面可以以不同的组合而非附图中呈现的具体组合而组合。应当理解的是，在不脱离本公开和所附权利要求的范围的情况下，可以对参考示例进行各种修改。