具体实施方式

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。

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。

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。

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。

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。

放大器20可以包括模拟滤波器。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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)。

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。

[表1]

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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)。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

在另一变型中，R波的检测是从电图中执行的。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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’。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

因而，T1和T1'可以各自指示射血前时段的开始。

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。

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'。

因而，从图8的Q波确定的射血前时段ΔPEP对应于ΔPEP＝T2-T1。

从图8的R波确定的射血前时段ΔPEP'对应于ΔPEP'＝T2-T1'。

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。

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。

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。

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。