用于测量生理参数的植入式医疗系统的制作方法

1.本发明涉及配置成执行生理参数的测量的植入式医疗系统。


背景技术：

2.心阻抗图(impedance cardiography)是一种用于测量生理参数(具体来说是血流动力学参数)的已知技术。
3.心阻抗图可被用于使用耦合到表面电极的外部设备进行非侵入式测量。
4.在植入式医疗系统的情形中，已知心阻抗测量是通过提供电流并测量同一导线的两个电极之间的电压来进行的。现有技术文献us2019/011268a涉及同一皮下导线的两个电极之间的此类局部阻抗测量。文献us 2019/011268a提出了基于从电信号中识别出的心脏事件来检测心节律的问题，更准确而言是心律失常。
5.然而，已知心律问题(诸如与影响心脏正常功能的心跳节律异常变化相对应的心律失常)可以与心功能不全区分开，心功能不全是指心脏缺乏泵送足够量血液以确保充足血液在全身流动的能力。
6.心功能不全可能只影响心脏的一部分或全部。心功能不全是慢性和渐进的变化，它通常缓慢，可能会发生数年。
7.已经证明，us 2019/011268a中描述的用于标识心律问题的心脏事件检测不适用于监测心功能不全(也称为心力衰竭)。事实上，文献us2019/0111268a中提出的阻抗测量与同一导线的两个电极之间的局部测量有关，这使得它对肺活动和邻近器官中的血液循环不太敏感。然而，与肺活动和邻近器官中的血液循环相关的呼吸和血流动力学信息也是有助于诊断和监测心功能不全的信息。


技术实现要素：

8.因此，本发明的目标是改进并优化心功能不全的诊断和监测。
9.本发明的目标是借助用于测量至少一个生理参数的植入式医疗系统来达成的，该植入式医疗系统包括：由两个电极形成的至少一个偶极子发射器，其连接到发生器并被配置成发射电信号；由两个电极形成的至少一个偶极子接收器，每一电极与所述偶极子发射器的电极不同，所述偶极子接收器被配置成捕获借助所述偶极子发射器发射的电信号；以及分析模块，包括至少一个放大器、包络检测器以及模数转换器和用于处理借助所述偶极子接收器捕获的电信号的处理装置；以及检测装置，其被配置成产生心电图或电图；所述分析模块还被配置成将经处理的电信号与所述心电图或电图相组合以从中确定代表射血前时段的参数。
10.事实是，该系统具有至少四个电极，使得偶极子发射器与偶极子接收器不同，这意味着可以获得更完整的阻抗测量，从而更能代表周围介质，尤其是比在同一导线的仅两个电极之间的测量更加完整、更能代表周围介质。事实上，本系统可以通过分析接收到和经处理电信号来借助这两个偶极子恢复生理机械信息，该经处理电信号的振幅已因变于偶极子
发射器和偶极子接收器之间传播介质的电特性而被调制。
11.因此，通过将心电图或电图纳入考虑，可以从偶极子发射器和偶极子接收器之间的电压衰减中提取代表射血前时段的参数。代表射血前时段的参数的确定提供了适用于诊断和监测心功能不全的指标。
12.本发明还可借助以下实施例被进一步改进。
13.根据一个实施例，所述分析模块可被配置成从经处理电信号提取因变于时间的与所述偶极子发射器和所述偶极子接收器之间的电压降成比例的体积变化和/或压力变化。
14.心脏和肺体积变化的确定可以有利地被用于从同一经处理电信号中恢复血流动力学和呼吸信息。心脏体积变化的确定可以被用来标识主动脉瓣的打开。
15.根据一个实施例，射血前时段的确定可包括检测由检测装置捕获的qrs复合波的r波或q波。
16.q波或r波的起始时间是能够确定射血前时段所必需的参数。
17.考虑心电图，q波的起始时间可以从qrs复合波的r波中标识出，因为r波比q波更占优势(r峰具有比q峰更大的振幅)并且因此比q波更容易检测。
18.r波本身的检测也可用作射血前时段的起始时间的指标，并且因此可被用于降低该系统的标识q波所必需的分析模块的复杂度。r波的检测可以从心电图或电图执行。
19.根据一个实施例，分析模块可能够还通过将代表射血前时段的参数纳入考虑来监测代表治疗效果的参数。
20.因此，本系统的分析模块能够评估血流动力学参数，诸如射血分数或射血量，它们是可被用于评估心脏性能的参数。因而，本系统更好地适合监测心功能不全和处方治疗。
21.根据一个实施例，偶极子接收器的两个电极可被配置成同时捕获所发射的电信号和心电图或电图。
22.因而，相同的电极可以既充当检测电极又充当偶极子接收器。因而，偶极子接收器具有双重功能，这意味着可以通过减少所需的电极的数量来优化该系统。
23.根据一个实施例，分析模块的激活可通过检测由检测装置捕获的pqrst复合波的至少一个峰值来触发。
24.因而，可以通过限制激活该系统的分析模块的时段来降低该系统的能耗。有利地，分析模块可例如在可从检测到pqrst复合波的至少一个峰值开始的时窗期间被激活。
25.根据一个实施例，该系统可包括能够从代表心脏声音的声学信号中检测心脏的机械活动的装置，并且其中所述分析模块可被配置成将所述声学信号与所述经处理电信号相比较。
26.声学信号可被用来揭示心脏瓣膜的机械活动。对各种类型的信号的分析可被用来更好地表征它们并突出显示在监测心功能不全方面有用的信息。
27.为此，该系统被配置以检测和捕捉心脏的声学活动。与由此捕获的声学活动相关的信息可被使用来关联由该系统的分析模块捕获的经处理电信号。
28.根据一个实施例，该系统可包括设置有偶极子发射器的第一植入式医疗设备，以及与第一植入式医疗设备不同且设置有偶极子接收器的第二植入式医疗设备。
29.因此，获得更完整并从而更能代表周围介质的阻抗测量是可能的，尤其是比在同一导线的仅两个电极之间的测量更完整、更能代表周围介质。事实上，偶极子通过电流耦合
在一起，并且电场从偶极子发射器到偶极子接收器来传播通过人体。随后，偶极子接收器接收到的电信号被调幅。通过解调接收到的信号，恢复可以从中定义代表射血前时段的参数的至少一个生理参数是可能的。
30.根据一个实施例，第一植入式医疗设备或第二植入式医疗设备中的一者可以是皮下植入式心脏复律除颤器或事件记录器；并且第一植入式医疗设备或第二植入式医疗设备中的另一者可以是植入式心内膜设备。
31.因此，偶极子发射器所发射的电场传播通过一通道，该通道可以恢复血流动力学和呼吸信息。因此，本发明的用于测量至少一个生理参数的植入式医疗系统被配置以使用现有的植入式医疗设备，即除了确定代表射血前时段的参数之外还具有补充功能(诸如除颤功能)的设备。
32.根据一个实施例，植入式心内膜设备可以是无导线心脏起搏器。
33.无导线心脏起搏器可被用于使植入过程的侵入性小于带导线的植入式设备。因此，无导线心脏起搏器可被用于避免与传统心脏起搏器中使用的经静脉导线和皮下脉冲发生器相关的并发症。
附图说明
34.下面将通过优选实施例，特别是参照附图，对本发明及其优点进行更详细的说明，其中：
35.图1表示根据本发明的植入式医疗系统的示意图；
36.图2表示根据本发明的偶极子发射器和偶极子接收器之间的电信号传播的示意图；
37.图3表示根据本发明的植入式医疗系统集成到皮下植入式设备；
38.图4表示根据本发明的植入式医疗系统集成到多设备系统；
39.图5表示由根据本发明的集成到图4的多设备系统的植入式医疗系统所获得的心电图和经处理电信号；
40.图6示出了根据本发明的集成到图4的多设备系统的植入式医疗系统获得的经处理电信号与表示左心室和主动脉中的压力变化的图之间的相关；
41.图7示出了根据本发明的集成到图4的多设备系统的植入式医疗系统获得的经处理电信号与表示左心室的体积变化的图之间的相关；
42.图8表示由根据本发明的集成到图3的皮下植入式设备的植入式医疗系统所获得的心电图、心音图和电信号。
具体实施方式
43.现在将通过示例使用有利实施例并且参考附图来更详细地描述本发明。所描述的实施例只是可能的配置，并且应当记住，如上所述的各个特征可以彼此独立地提供，或者在实现本发明时可被完全省略。
44.图1解说了根据本发明的植入式医疗系统10。另外，图1的下部解说了电信号v0到v4。
45.根据本发明的植入式医疗系统10包括偶极子发射器12和偶极子接收器14。偶极子
发射器12由一对电极e1、e2形成。偶极子接收器14由一对电极e3、e4形成。电极e1、e2不同于电极e3、e4。
46.偶极子发射器12的两个电极e1、e2连接到发生器16，发生器16被配置成生成频率为所定义的频率f0的电输入信号v0。应注意，频率f0必须足够高，而不通过干扰患者的正常心脏活动来刺激患者的心脏。具体而言，所定义的频率f0大于1khz；特别地，它可以超过10khz。发生器16可以是电压或电流发生器。
47.植入式医疗系统10还包括分析模块18。分析模块18包括放大器20，具体来说是低噪声带通放大器，其可被用于放大频率为f0的信号v1。
48.放大器20可以包括模拟滤波器。
49.在一变型中，放大器20可以包括多个低噪声放大器。在这一变型中，对低噪声放大器之一的选择是因变于影响电信号衰减的偶极子发射器12和偶极子接收器14的相互位置来作出的。以这种方式，系统10的能耗可以通过仅激活为测量提供足够的电信号检测所需的低噪声放大器来优化，即该放大器满足一定的预定义信噪比。
50.在另一变型中，放大器20可以是可变增益放大器和/或可编程增益放大器。
51.分析模块18还包括包络检测器22和模数转换器24，它们被配置来用于处理借助偶极子接收器14捕获的电信号。
52.分析模块18另外包括处理装置25。处理装置25是处理器25。处理器25可以包括数字滤波装置，以对电信号v4进行数字处理。在一变型中，数字滤波装置被布置在模数转换器24和处理器25之间。
53.处理器25连接到被配置成产生心电图或电图的检测装置26。
54.在其中检测装置26是皮下设备，诸如植入式皮下除颤器或植入式循环记录器的一个实施例中，检测装置26被配置成产生心电图，具体来说是皮下心电图。因而，检测装置26能够检测pqrst复合波，具体来说是p、q和r波。
55.在其中检测装置26是植入式心内膜设备，诸如胶囊形式的植入式无导线心脏起搏器的另一实施例中，检测装置26被配置成产生电图。因而，检测装置26能够检测右心室的去极化的局部测量中的r波。分析模块18的激活可由来自检测装置26的信号触发，具体来说是通过检测r波来触发，以优化分析模块18的有源组件的工作持续时间并因而降低系统10的所需能耗。
56.为了进一步降低系统10的能耗，可以仅在预定时窗期间以规则区间执行表示射血前时段的参数的测量。为了节省能源，测量区间的频率也可以降低。
57.偶极子接收器14的两个电极e3、e4可被配置成同时捕获电信号。
58.在一变型中，偶极子接收器14的两个电极e3、e4被配置成同时捕获所发射的电信号和心电图。
59.分析模块18的处理器25还被配置成将经处理电信号与心电图相组合以从中确定代表射血前时段的参数。
60.植入式医疗系统10的操作在下文通过使用图1中解说的电信号v0到v4来更详细地解释。图1解说了具有固定振幅的电输入信号v0。在一变型中，电输入信号v0可具有可变振幅以改进信噪比。
61.在另一变型中，电输入信号v0的振幅可根据来自偶极子接收器14的反馈来调整，
在这一变型中，偶极子接收器14被进一步配置成经由与第三方设备(例如，外部设备)的遥测来传输。
62.偶极子接收器14捕获与v0不同的电信号v1，因为在施加电信号v0之后电场已经传播通过其阻抗非零的体(也称为通道)，例如人体组织。
63.电信号v1随后借助放大器20被放大，从而得到经放大电信号v2。电信号v2的包络(由信号v3表示)是借助包络检测器22来确定的，具体来说是通过对电信号v2的振幅解调。电信号v3的包络随后由模数转换器24按获得数字信号v4(n)的方式采样，其中n表示样本数。
64.数字信号v4可借助处理器25来被处理并被进一步进行数字滤波以将从经处理电信号恢复的呼吸信息与血流动力学信息区分开。
65.应注意，滤波器的截止频率可因变于要确定的每一生理参数的特性来被调整。作为示例，具有在范围f
c
＝0.5hz到5hz中(尤其是f
c
＝1hz)的截止频率f
c
的低通滤波器被用来分离呼吸信号，而具有f
c1
＝1hz且f
c2
＝30hz的带通滤波器被用来从经处理电信号v4中分隔血流动力学信号。
66.根据经处理电信号，分析模块18被配置成从中提取因变于时间的体积变化和/或压力变化，该变化与偶极子发射器12和偶极子接收器14之间的电压降低成比例。
67.图2图解说明了根据本发明的植入式医疗系统10的电信号v0从由电极对e1、e2形成的偶极子发射器12直到由电极对e3、e4形成的偶极子接收器14的传播。
68.将不再详细描述已经用于图1的描述的具有相同附图标记的元件，应该对其上面的描述作出参考。
69.在该设备的植入状态下并通过施加信号v0，偶极子发射器12被用于产生传播通过人体组织到达偶极子接收器14的电场e。偶极子接收器14检测依赖于电场e的电势差，如图2中由电信号v1所解说的。检测到的电信号v1主要取决于四个因素，即：传播通道的长度“d”，即偶极子发射器12和偶极子接收器14之间的距离；偶极子12、14相对于彼此的取向“α”；偶极子12、14的电极间距离“d
e1”和“d
e2”，即电极e1、e2之间的距离以及电极e3、e4之间的距离；以及传播介质的电特性。
70.如可在图2中看到的，电极e3、e4形成偶极子接收器，其取向与由电极e3、e4'形成的偶极子接收器不同。图2中的角α解说了偶极子e3、e4和e3、e4'之间的取向差异。当植入式医疗系统10被植入人体中，尤其是在心脏中或心脏附近时，偶极子接收器14的电信号v1被调幅。这是由于如下事实：呼吸改变了环境的特性，尤其是肺中存在的氧气量，这导致电信号在其沿传播通道传输期间的衰减发生变化，并从而导致电信号v1的振幅发生变化。
71.根据第二实施例，图3表示根据本发明的植入式医疗系统10集成到植入式设备100中，在这一情形中是植入式皮下除颤器。在一变型中，设备100是事件记录器，例如植入式循环记录器。
72.如图3所示的植入式皮下设备100包括壳体102，三个电极104、106、108以及除颤电极110。植入式皮下设备100的壳体102可包括遥测模块(未示出)。
73.植入式皮下设备100适于集成根据本发明的植入式医疗系统10，因为它至少包括偶极子发射器和偶极子接收器，其中每一偶极子的电极彼此不同。下表1列出了可被用在植入式皮下设备100中以操作根据本发明的系统10的偶极子发射器和偶极子接收器的配置。
74.[表1]
[0075]
#偶极子发射器偶极子接收器1104-106108-1022104-108106-1023110-106108-1024110-108106-1025104-102106-1086104-102110-1067104-102110-1088110-102106-1089110-102104-10610110-102104-10811108-102104-10612106-102104-10813108-102110-10614106-102110-10815106-108104-10216110-106104-10217108-102104-10218106-108110-10219104-106110-10220104-108110-102
[0076]
如表1中所示，电极之一可由设备100的壳体102构成。可使用任何电极组合，包括除颤电极110。
[0077]
植入式皮下设备100还可包括由表1中所列电极中的至少一对电极形成的检测装置，所述检测装置被配置成产生可从中检测pqrst复合波的皮下心电图。因而，具体来说，r波和q波是可从pqrst复合波中识别出的。
[0078]
因而，根据本发明的系统10可以借助现有设备来实现。此外，业者可以有利地选择最适合于要捕获的生理参数的偶极子发射器和偶极子接收器的配置。
[0079]
在一变型中，系统10包括集成到植入式皮下设备100的加速度计，它可被用来检测心脏的机械活动。心脏的机械活动可以与被捕获的电信号相比较以确立诸信号之间的相关。
[0080]
根据第三实施例，图4表示根据本发明的植入式医疗系统10集成到多设备系统100、200中。图4中所示的多设备系统100、200包括根据第二实施例的植入式皮下设备100和心内膜设备，诸如心脏起搏器，具体来说是无导线起搏器200。
[0081]
将不再详细描述已经用于图3的描述的具有相同附图标记的元件；应该对其上面的描述作出参考。
[0082]
在一变型中，可以使用事件记录器或植入式循环记录器来代替植入式皮下设备100。这一类型的事件记录器或植入式循环记录器可包括由所述记录器的至少一对电极形成的检测装置，并且该检测装置被配置成产生可以从中检测pqrst复合波的皮下心电图。因
而，具体来说，r波和q波是可以从pqrst复合波中标识出的。
[0083]
无导线起搏器200包括设置在起搏器200一端的尖端电极202、第一环形电极204和第二环形电极206。电极202、204或202、206或204、206可形成偶极子接收器或偶极子发射器。无导线起搏器200可包括遥测模块(未示出)。
[0084]
无导线起搏器200还可包括检测装置，所述检测装置由包括电极202、204、206中的两个的一对电极形成并且被配置成产生可从中检测r波的电图。
[0085]
植入式皮下设备100和无导线心脏起搏器200各自包括可充当偶极子接收器和偶极子发射器的电极。因而，植入式皮下设备100和无导线心脏起搏器200两者都可充当本发明的植入式系统10中的发射器或接收器。
[0086]
如图4所示，植入式皮下设备100和无导线心脏起搏器200的植入被适配用于经胸测量，并且可被用于检测除植入无导线心脏起搏器200的心脏腔室之外的心脏腔室的体积变化。
[0087]
作为示例，通过使用植入式皮下设备100作为发射器，以及使用植入在右心室中的无导线心脏起搏器200作为接收器，给定心房的机械活动改变了右心室中存在的血量和无导线心脏起搏器200的取向，可以通过无导线心脏起搏器200恢复与心房收缩(“心房强力收缩(atrial kick)”)相关的信息。心房收缩相关的信息可由无导线心脏起搏器使用以使刺激适应心房的正常活动。
[0088]
另外，由于系统10具有至少四个电极，使得偶极子发射器与偶极子接收器不同，因此获得如下阻抗测量是可能的：该测量比在同一导线仅两个电极之间的测量更完整，并且因而更能代表周围介质。
[0089]
此外，两个设备100、200被配置以集成偶极子发射器和偶极子接收器：因此，设备100、200中的每一者可以充当发射器且也可充当接收器，这取决于业者的需求。因而，选择尤其是在植入了设备100、200的患者的一生中最灵敏和/或最节能的偶极子的结构是可能的。此选择可使用遥测模块来实时执行。
[0090]
在一变型中，本发明的植入式医疗系统可集成到多设备系统中，所述多设备系统包括植入式皮下设备(诸如设备100)和两个无导线起搏器，每一个都是起搏器200类型(一个用于植入右心室，且另一个用于植入右心房)，植入式皮下设备和无导线起搏器中的每一者包括至少一个偶极子发射器和/或接收器电极。这一类型的系统适用于经胸测量，并且可被用于检测在右心室和右心房中观察到的体积变化。因而，这一类型的系统可被用于提供更详尽的经胸测量视图。此外，两个无导线起搏器之一被适配成在右心房中刺激心脏。在这一变型的替换方案中，两个无导线起搏器之一被提供用于植入左心室，而不是右心房。一个起搏器植入左心室且另一个植入右心室的事实使得要执行心室间再同步。
[0091]
在另一变型中，本发明的植入式医疗系统可集成到多设备系统中，所述多设备系统包括植入式皮下设备(诸如设备100)和三个无导线起搏器，每一个都是起搏器200类型(一个用于植入右心室，另一个在右心房且又一个在左心室)，植入式皮下设备和无导线起搏器中的每一者包括至少一个偶极子发射器和/或接收器电极。这一类型的系统构成了称为“三腔”系统(右心室、右心房和左心室)的植入式心脏再同步治疗(crt)系统，它不仅适用于诊断，而且适用于治疗心功能不全(也称为心力衰竭)。事实上，植入式心脏再同步系统需要无导线起搏器来刺激左心室，以同步心室内和心室间收缩。
[0092]
图5解说了心电图30和经处理电信号32。如可在图4中看到的，心电图30由装置16捕获，而电信号32由集成到多设备系统100、200中的系统10的分析模块18捕获和处理。
[0093]
将不再详细描述已经用于图1到4的描述的具有相同附图标记的元件；应该对其上面的描述作出参考。
[0094]
分析模块18(具体来说是处理器25)被配置成将经处理电信号32与心电图30相组合以从中确定代表射血前时段的参数。
[0095]
在血流动力学中，射血前时段与在收缩期射血之前的等容收缩相对应。它依存于交感神经系统并且反映心肌收缩性。
[0096]
射血前时段被定义为qrs复合波(即q波或r波)的开始与主动脉瓣的打开之间的持续时间。
[0097]
由图5中的附图标记30所示的心电图可被用于从pqrst复合波的r峰标识q波的波峰。实际上，r峰比q波波峰更容易检测，因为r峰具有比q峰更大的振幅。
[0098]
因而，q峰的标识(在图5中由附图标记t1来示出)可被用来确定射血前时段的开始。
[0099]
在一变型中，r波的检测被原样地用作射血前时段的开始时间的指标，这意味着可以降低系统10的用于标识q波所必需的分析模块18的复杂度。
[0100]
在另一变型中，r波的检测是从电图中执行的。
[0101]
主动脉瓣的打开是借助已由系统10的分析模块18处理的经处理电信号32来确定的。经处理电信号32已借助系统10的模数转换器24被数字化并被数字滤波，以将电信号中包含的呼吸信息与血流动力学信息区分开。0.5hz至30hz的带通滤波器被用来恢复血流动力学信息，而低通滤波器(优选地具有在0.5hz和5hz范围内的截止频率f
c
，尤其是f
c
＝1hz)被用来恢复呼吸信息。带通滤波器的0.5hz至30hz的频率范围既可被用于通过切断0.5hz以下的频率来滤除呼吸伪像，并且也可被用于滤除高频噪声，即频率超过30hz的噪声。
[0102]
在一变型中，当频率调整是必要时，借助处理器25来调整带通滤波器和低通滤波器的频率值。
[0103]
本领域技术人员将理解，呼吸信息与肺体积的变化相关，从而造成电场传播的改变，该进而电场传播改变由偶极子接收器检测到。
[0104]
如图5所解说的，已经示出，t2所指示的主动脉瓣打开与经处理电信号32的在q波开始(即从t1开始)之后的第一个局部最小值34相对应。
[0105]
因此，借助心电图30检测到的q波开始与借助经处理电信号32检测到的主动脉瓣打开之间的持续时间，即t1和t2之间的持续时间，可被用来确定在图6中由附图标记δpep所指示的射血前时段。因此，t2对应于射血开始时间。
[0106]
射血前时段δpep的持续时间可在监测心功能不全时充当指标。作为示例，射血前时段δpep越高，就认为心脏有效地运作就越低。
[0107]
本发明的系统10尤其可被用来克服借助本领域技术人员已知的现有技术方法来确定射血前时段的结束时遇到的困难。
[0108]
在一变型中，分析模块18还能够根据经处理电信号32，通过将在很长一段时间内，尤其是几星期、几个月或几年的时间段内，测得的射血前时段δpep的变化，来监测代表治疗效果的参数，例如射血分数或射血量。为此，可借助系统10的遥测模块将测得的射血前时
段δpep的值传输到外部设备。在一变型中，测得的射血前时段δpep的值可被记录在存储装置上，例如系统10的设备100、200之一的存储装置。
[0109]
在另一变型中，系统10能够从代表来自心脏的声音的声学信号中检测心脏的机械活动。分析模块18随后被配置以将所述声学信号与经处理电信号进行比较。在又一变型中，系统10包括例如集成到植入式皮下设备100中的加速度计，其可被用来检测心脏的机械活动。
[0110]
为此，系统10可被配置以检测和捕捉心脏的机械/声学活动。以此方式捕获的与机械/声学活动有关的信息可被用来将由系统10的分析模块18捕获的电信号32进行相关。
[0111]
图6表示主动脉压力和左心室压力的变化与图5所表示的经捕获且经处理的电信号32之间的比较。
[0112]
将不再详细描述已经用于图1到5的描述的具有相同附图标记的元件；应该对其上面的描述作出参考。
[0113]
左心室压力的变化(由图6的标绘36表示)以及主动脉压力的变化(由图6中的标绘38表示)是借助放置在主动脉和左心室中的两个心室内millar压力导管根据本领域技术人员已知的方法来采集的。
[0114]
在图6中，t3指示心室收缩的开始。事实上，如在图6的标绘36上的附图标记37所示，在t3之外，左心室中的压力正在增加。
[0115]
如图6的标绘38上的附图标记40所示，在t2’之外，当血液在动脉中循环时，主动脉压力升高。
[0116]
在心电图30的qrs复合波所表示的诸心室的去极化后，心肌收缩，从而增加左心室的压力，如可在标绘36上时间t4看到的。压力增加直到它达到足以在时间t2'打开主动脉瓣的值。t4和t2'之间包括的时间表示心脏等容收缩的持续时间，之所以称为心脏等容收缩是因为诸心腔中的血量不变(瓣膜尚未打开)。在t2'，主动脉瓣打开，从而允许血液循环通过主动脉，由此增加动脉的压力，如可在图6的标绘38中看到的，由附图标记40指示。
[0117]
主动脉压力38的变化随后被用来测量与射血的开始相对应的时间t2’。
[0118]
如可在图6中看到的，根据本发明的经处理电信号32具有局部最小值34，其基本上与在标绘38的t2'处主动脉压力40的增加的开始相对应。
[0119]
图6示出t2'＝t2，即在经处理电信号32上观察到的局部最小值的横坐标可归因于主动脉瓣的打开的时间。
[0120]
主动脉压力38的变化也可被用于确定左室射血持续时间，在图6中由“左心室射血时间”的缩写参考lvet示出，其对应于t2'和t4之间的时段。
[0121]
图7表示根据超声测量确定的左心室体积变化与由集成到如可在图4中看到的多设备系统100、200中的系统10的分析模块18捕获和处理的电信号之间的比较。
[0122]
将不再详细描述已经用于图1到6的描述的具有相同附图标记的元件；应该对其上面的描述作出参考。
[0123]
图7中的标绘42所示的左心室体积的变化是根据本领域技术人员已知的方法借助超声测量来确定的。
[0124]
图7的标绘32和42的比较示出了峰值(具体来说是区间44和46中包含的峰值)以及信号的周期(具体来说是射血前时段δpep1和δpep2)被从一个标绘保留到另一标绘。此
外，图7中的标绘32和42证明了模体(motif)是重复的，例如区间44和46的重复。为此，经处理电信号32具有与标绘42所表示的左心室体积的变化相似的变化，由此解说了经处理电信号与心脏的血流动力学特性之间的相关性。
[0125]
图8解说了心电图48、心音图50、电信号52、呼吸信号54和血流动力学信号56。
[0126]
将不再详细描述已经用于图1到7的描述的具有相同附图标记的元件；应该对其上面的描述作出参考。
[0127]
电信号52是由集成到植入式皮下设备100中的系统10的分析模块18所捕获的电信号，如可在图3中看到的。
[0128]
如参考图1所描述的，图8中所表示的电信号52是原始信号，即尚未由为数字处理目的而提供的滤波器进行数字处理。
[0129]
图8中所表示的心音图54是根据本领域技术人员已知的方法借助声学测量来确定的。
[0130]
在一个实施例中，系统10可包括适于捕捉心音图的声学测量装置。在一变型中，系统10可包括加速度计。因而，系统10可被配置以检测和捕捉心脏的机械/声学活动。以此方式捕获的与机械/声学活动相关的信息可被用来将由系统10的分析模块18捕获的电信号52进行相关。
[0131]
呼吸信号54和血流动力学信号56已经从电信号52中提取并通过数字处理被区分开。具体而言，1hz至30hz的带通滤波器被用来恢复血流动力学信息，而低通滤波器(具体而言，具有在0.5hz和5hz范围内的截止频率f
c
，尤其是f
c
＝1hz)被用来从电信号52恢复呼吸信息。
[0132]
如参考图5至7所解释的，心电图48可被用来确定射血前时段的开始。
[0133]
图8的时间t1与根据检测q波确定的射血前时段的开始时间相对应，t1对应于峰值q。
[0134]
图8的时间t1’与根据检测r波确定的射血前时段的开始时间相对应，t1’对应于峰值r。
[0135]
因而，t1和t1'可以各自指示射血前时段的开始。
[0136]
图8可被用来比较从系统100捕获、处理和提取的血流动力学信号56与来自心音图50的信号，并由此解说了这两个信号50、52之间的相关性。
[0137]
如可在图8中看到的，已示出了t2所示的主动脉瓣的打开与q波或r波的开始之后血流动力学信号56的第二个局部最大值58相对应，即分别来自t1或t1'。
[0138]
因而，从图8的q波确定的射血前时段δpep对应于δpep＝t2-t1。
[0139]
从图8的r波确定的射血前时段δpep'对应于δpep'＝t2-t1'。
[0140]
因此，射血前时段δpep的持续时间可根据植入式皮下设备100来确定，并可充当监测心功能不全期间的指标。
[0141]
因此，本系统提供了一种用于恢复呼吸和血流动力学这两者的信息的简化手段，以确定代表射血前时段的参数。因而，本系统可被用来确定射血前时段，而不必借助心音传感器，从心音传感器中检测射血前时段是困难的，尤其是由于所获得的信号中的高信噪比。
[0142]
射血前时段的确定提供了适于心功能不全的诊断和监测的指标。此外，在系统包括至少一个遥测模块的变型中，当分析模块检测到射血前时段的持续时间随时间的异常增
加(这可能是心功能不全的指示)时，可以向护理人员发送警告消息。
[0143]
因而，本系统适于评估和优化心脏再同步治疗，其中目标是在无需改变左心室射血时间的情况下缩短射血前时段。