CN104853673A - 用于非侵入式自主神经活动监视的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种用于监视受检者的神经活动的系统和方法。该系统包括接近受检者的皮肤而放置的多个电极、电连接至电极并且被配置成生成与通过电极从受检者接收到的电信号对应的多个经放大的信号的放大器、以及信号处理器。信号处理器对经放大的信号应用高通滤波器以根据经放大的信号生成经滤波的信号，识别该多个经滤波的信号中的自主神经活动；并且生成与经滤波的信号对应的输出信号。高通滤波器对具有与心跳期间的心肌活动对应的频率的多个经放大的信号进行衰减。

Description

用于非侵入式自主神经活动监视的系统和方法

交叉引用

本申请基于2012年12月7日提交的题为“System and Method forNon-Invasive Autonomic Nerve Activity Monitoring”的美国序列第61/734,771号以及2013年6月6日提交的题为“System and Method forNon-Invasive Autonomic Nerve Activity Monitoring”的美国序列第61/831,817号、要求它们的优先权，并通过引用将它们整体合并到本文中。

政府权利

本发明是在政府资助下进行的，所述资助来自国立卫生研究院给予的HL071140。政府拥有本发明中的某些权利。

背景技术

本公开内容一般地涉及用于监视神经活动的系统和方法，具体地，涉及用于采用皮电极和皮下电极进行神经活动的非侵入式监视的系统和方法。

医学领域和生物学领域中的许多诊断和治疗方法依赖于对患者和测试对象的神经活动的测量。人类和其他动物的神经活动生成通过电子装置如示波器和其他电信号处理装置可检测的电信号。为了检测神经活动，将一个或多个导体或电极接近被测量的神经而放置。电极可以接收电信号用于进一步医疗分析。许多医疗方法还使用电极来向神经递送电信号从而引起患者的响应。

心脏护理是医疗中的在很大程度上利用对神经活动的测量的一个特定区域。自主神经系统中的活动对心率和血压的变异性进行控制。自主神经系统的交感神经分支和副交感神经分支对心脏活动进行调节。已知交感神经活动(SNA)的升高的水平与心脏衰竭、冠状动脉疾病相关，并且可能与高血压的引发相关联。SNA还被认为是包括心源性猝死的心律紊乱预测器的重要因素。因此，根据对SNA的测量而产生的“自主神经张力”的诊断指标具有相当大的临床价值。如本领域技术人员所知的，自主神经活动的临床应用大多来源于生物扰动，像β受体阻断剂在高血压管理中的使用。而已知SNA的升高的水平与这些医疗条件相关，所以在交感神经测量可以成为有用的诊断或预后工具之前，需要对由交感神经产生的特定电信号进行更精确的分析。现有技术中的缺陷导致整合植入式电子增强(像遥测、片上放大、存储器以及运动传感器)中存在的一些困难或差的自主信号质量。

测量神经活动的一个挑战是交感神经中的电信号的量值相对低，而存在于患者中的各种其他电信号提供对交感神经活动的检测和隔离进行干扰的噪声。例如，在人体和许多动物体中，相对于神经的电信号的幅度，心肌的电活动生成更大幅度的电信号。体内的其他肌肉还可以生成大的电信号，但是在任何神经监视操作中，持续发生心跳的心肌收缩，并且来自心肌收缩的电信号在监视神经纤维的较低幅度信号时存在困难。

在现有技术中，医生或医疗保健专业人员对患者执行微小神经照相术操作以监视神经活动。在微小神经照相术中，一个或多个金属电极或玻璃电极被插入到患者体内且非常接近神经纤维束。电极形成为细针，医生将每个电极的针尖非常接近神经束而放置以用来精确监视神经束的电活动。将电极非常接近神经而放置以使电极能够检测由于神经活动而生成的电信号，并且对神经活动与体内由于例如心肌活动而产生的较大的电信号进行区分。电极接收与神经纤维束的神经活动对应的电信号，并通过电导联从电极传播电信号以使用电子监视设备进行显示和处理。因为电极被插入到患者的体内，所以微小神经照相术是侵入式操作。在一些情况下，医生采用针电极刺穿患者的皮肤来监视靠近身体的表面的一些神经纤维。在待被监视的神经位于体内较深处的情况下，医生必须执行手术来植入电极。

虽然微小神经照相术在监视某些类型的神经活动方面是有效的，但是所述操作包括若干缺点。因为微小神经照相术是侵入式操作，所以患者通常被固定以在监视过程中防止损坏电极、对患者造成伤害以及保持电极的非常接近神经纤维的位置。在微小神经照相术期间，医生或医疗专业人员插入电极并且在相对短的监视时段后移除电极，这就阻止了对神经活动的长期监视，并且需要患者住在医院或其他医疗机构以进行神经监视。此外，因为神经位于体内的难以接近的区域，所以微小神经照相术不适合于监视人类患者的许多神经。例如，虽然微小神经照相术用于对动物测试对象的心脏神经活动进行研究，但是没有批准微小神经照相术用于监视人类接近于心脏的神经纤维如星状神经节。

医学专业人员、科学家以及患者需要以比现有技术如微小神经照相术更低创的方式来监视神经活动，并且在微小神经照相术不能实行的情况下执行神经监视。因此，对用于监视人类和动物患者的神经活动的系统和操作进行改进是有益的。

发明内容

本发明通过提供消除侵入式方法的局限性的用于监视受检者的神经活动的系统和方法来克服前述缺点。

根据本公开内容的一个方面，提供了一种用于监视受检者的神经活动的系统。该系统包括被配置成接近受检者的皮肤而放置的多个电极，电连接至多个电极并且被配置成生成与通过电极从受检者接收到的多个电信号对应的多个经放大的信号的放大器，以及在工作上连接至放大器的信号处理器。该信号处理器被配置成对多个经放大的信号应用高通滤波器以根据多个经放大的信号生成多个经滤波的信号，该高通滤波器被配置成对具有与心跳期间的心肌活动对应的频率的多个所述经放大的信号进行衰减；识别多个经滤波的信号中的神经活动；以及生成与多个经滤波的信号中的神经活动对应的输出信号。

根据本公开内容的另一方面，提供了一种用于监视受检者的神经活动的方法。该方法包括放大从接近受检者的皮肤而放置的多个电极接收到的电信号以生成多个经放大的信号；对多个经放大的信号应用高通滤波器以生成多个经滤波的信号，该高通滤波器对具有与心跳期间的心肌活动对应的频率的多个所述经放大的信号进行衰减；识别多个经滤波的信号中的神经活动；以及生成与多个经滤波的信号中的神经活动对应的输出信号。

根据下述说明，本发明的上述优点和其他优点将显而易见。

附图说明

图1是用于监视受检者的靠近皮肤的表面的神经的电活动的系统的示意图。

图2是用于监视受检者的靠近皮肤的表面的神经的电活动的过程的框图。

图3是结合监视受检者的心电图(ECG)用于监视受检人的靠近皮肤的表面的神经的电活动的过程的框图。

图4是由受检人的皮肤上的电极所记录的一组图形，描绘在心动过缓发作之前和期间受检者的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心脏活动之间的关系。

图5是由受检人的皮肤上的电极所记录的一组图形，描绘在心动过速发作之前和期间受检人的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心脏活动之间的关系。

图6是由受检人的皮肤上的电极所记录的一组图形，描绘在心肌收缩发作之前和期间受检人的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心脏活动之间的关系。

图7是由受检人的皮肤上的电极所记录的一组图形，描绘在心脏间歇性心律失常发作之间受检人的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心脏活动之间的关系。

图8是由受检人的皮肤上的电极所记录的另一组图形，描绘在心脏间歇性心律失常发作之间受检人的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心脏活动之间的关系。

图9是由受检人的皮肤上的电极所记录的另一组图形，描绘在心脏间歇性心律失常发作之间受检人的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心脏活动之间的关系。

图10是由受检犬的皮下电极所记录的一组图形，描绘受检犬的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心率加速之间的关系。

图11是由受检犬的皮下电极所记录的另一组图形，描绘受检犬的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心率加速之间的关系。

图12是由受检犬的皮下电极所记录的另一组图形，描绘受检犬的靠近皮肤的神经的电活动与受检者的心率减速之间的关系。

图13A是描绘受检犬的心率与星状神经节神经束的神经活动之间的关系的图形。

图13B是描绘受检犬的心率与迷走神经束的神经活动之间的关系的图形。

图13C是描绘受检犬的心率与由皮下电极测量的神经活动之间的关系的图形。

图14是用于监视受检者的神经活动的包括与起搏装置或除纤颤装置结合的皮下电极的系统的一个实施方式的图示。

图15是在皮结构中与受检者的皮肤的表面接合的用于监视接近于受检者的皮肤的神经的电活动的电极的图示。

图16示出SGNA和SCNA两者同时激活，以及SGNA和SCNA的激活与HR加速相关联。

图17示出SCNA独立于SGNA激活。

图18示出SCNA和SGNA的不一致激活。

图19示出代表性犬在24小时时间段内的整合的神经活动与HR之间的关系。

图20示出iSCNA、iSGNA和iVNA的昼夜变化。

图21示出犬的心率与神经活动之间的相关性。

图22示出在同时记录的心电图(ECG)上的非持续性室性心动过速的发病之前存在星状神经节神经活动和皮下神经活动两者。

图23示出在犬的心室过早收缩之前发生增大的神经活动的示例。

图24示出在对患者执行瓦式(Valsava)动作期间记录的皮肤电极的示例。

图25示出使用位于第二左指和第三左指上的电极记录的经滤波的记录的示例。

图26示出对健康受检女性进行冷水加压测试期间在控制、干预以及恢复时段期间的增大的交感神经传出的示例。

图27示出根据具有电风暴的患者记录的显示非持续性室性心动过速发作的示例。

图28示出根据患者记录的显示在非持续性室性心动过速发生之前出现高频信号的示例。

具体实施方式

下面的描述和附图提供对文中所公开的系统和方法的环境以及系统和方法的细节的一般理解。在附图中，在全文中使用类似的附图标记表明类似的元件。如文中所使用的，术语“电极”是指被配置成与生物组织如患者或测试对象的组织建立电接触的电导体。如文中所使用的，术语“心律失常”是指受检者的心脏的任何异常活动。心律失常的示例包括但不限于：心动过速、心动过缓、心房扑动、心房颤动、过早收缩、心室颤动、心脏心悸以及心脏停搏。

如文中所使用的，术语“接近”和“接近于”当用来描述电极相对于测试对象的皮肤的位置时是指电极被放置在皮肤的表面上(表皮)或皮肤的靠近皮下组织之下以使得电极能够接收与支配皮肤的神经对应的电信号的位置。例如，在皮结构中，电极被放置成与测试对象的皮肤的表面接触，且一些实施方式使用电导体如导电性凝胶来促进电极与皮肤之间的电接触。在皮下结构中，电极被植入到测试对象的皮肤之下以使得电极能够接收支配皮下组织的神经的电信号。在皮下结构中，电极与皮下组织接触或者位于距皮下组织的短距离内，例如，在皮肤之下的脂肪组织层之下。

如文中所使用的，术语“皮(cutaneous)”当应用到电极的使用时是指将电极放置在受检者的皮肤的表面上而不刺穿受检者的皮肤。如下面所描述的，皮电极对与接近于受检者的皮肤的神经相关联的电活动进行检测，所述神经包括自主神经系统中的支配皮肤的交感神经。

如文中所使用的，术语“皮下(subcutaneous)”当应用到电极的使用时是指将电极完全地放置在皮肤下面并且来自电极的导联电连接至放置在测试对象的体内的装置如内部心脏起搏器、除纤颤器或心脏再同步装置。文中所描述的皮下电极不同于现有技术微小神经照相术操作中所使用的电极。首先，皮下电极完全处于皮肤之下，并且电极部分或导联不会延伸穿过皮肤。第二，皮下电极不需要非常接近特定神经纤维而放置以用来对来自神经活动的电信号进行检测。第三，皮下电极被定形状成具有钝的接触表面而没有微小神经照相术的电极的尖锐针尖，这使得皮下电极能够保持在能走动的对象的皮肤之下以长期监视神经活动而不损伤对象。第四，在一些实施方式中植入装置的金属壳体可以用来容纳皮下电极。在后一种情况下，不需要额外的电极。

在上述的皮结构和皮下结构两者中，电极位于接近于支配皮肤的神经处。如医疗领域中所知的，支配皮肤的许多神经是交感神经系统的一部分，从而也是人类和许多动物的自主神经系统的一部分。交感神经系统中的不同的神经纤维还支配心脏组织以及体内的其他肌肉和器官。例如，交感神经系统与其中交感神经系统活动增大以及瞳孔扩张、心率增大、肺细支气管扩张、靠近皮肤的表面的血管收缩以及汗腺以较高的速率分泌汗液的“或战或逃”反应相关联。交感神经系统还与当受检者被从睡眠唤醒时出现的“交感神经传出”过程相关联。然而交感神经系统包括对受检者的身体的不同部位的神经进行支配的大量的神经束，所以交感神经系统中的神经彼此相关联并且一个神经纤维的活动的水平通常与交感神经系统中的其他神经纤维的活动的水平对应。

图1描绘了用于监视位于靠近皮肤的神经的电信号的监视系统100。系统100包括电连接至受检者的多个皮电极或皮下电极104、信号放大及采样器108以及信号处理器112。信号处理器112包括实现高通滤波器116和神经活动监视器120的硬件模块和软件模块，信号处理器112识别并且监视与神经活动对应的高通滤波信号数据中的电信号。在图1的实施方式中，信号处理器112实现可选的带通滤波器140和心电图(ECG)监视模块140，心电图(ECG)监视模块140识别并且监视与受检者的心肌活动对应的带通滤波信号中的电活动。系统100包括视觉输出装置120，信号数据记录装置124，警报128，电刺激装置132如起搏器、除纤颤器或心脏再同步装置，或者药物分配器装置136中的至少之一。

在系统100中，电极104在能够对来自支配皮肤的神经的电信号进行有效地检测的多个位置处接合受检者。在一些实施方式中，电极被布置成用于监视神经活动和监视ECG两者的配置。在系统100中，信号放大及采样器108电连接至包括至少一个参考电极和两个输入信号电极的电极104。放大及采样器108放大从电极104接收到的差分电压信号，并且放大及采样器108包括模拟到数字转换器(ADC)，ADC生成经放大的信号的数字化采样以通过信号处理器112进行进一步处理。在一个实施方式中，信号放大及采样器108是由澳大利亚悉尼的ADInstruments制造的ML 135双通道生物放大器。信号放大及采样器108被配置成放大1Hz至5000Hz的频率范围内的信号，并且以每秒10,000个采样的速率生成经放大的信号的数字采样。

图14描绘了电连接至被植入到受检者中的电子装置的皮下电极的实施方式。在图14的实施方式中，系统100中的包括放大及采样器108的所有或部分部件被整合至起搏器单元1402。起搏器单元1402生成电信号来起搏受检者1420的心脏。虽然图14描绘了起搏器1402作为植入式电子装置的说明性示例，但是其他装置可以包括可植入式循环记录器，植入式除纤颤器，心脏再同步装置以及执行可植入式循环记录器、起搏器、除纤颤器以及心脏再同步装置的一些或全部功能的装置。在图14的实施方式中，起搏器1402以三导联配置电连接至三个皮下电极1404、皮下电极1408以及皮下电极1412。作为起搏器1402的植入操作的一部分，皮下电极1404、皮下电极1408以及皮下电极1412被植入到受检者1420的皮肤之下。电极1404至电极1412以用于执行三导联ECG监视的配置放置，其中电极1408是右臂导联、电极1412是左臂导联以及电极1404是参考导联。虽然图14描绘了以三导联配置的三个电极，但是其他实施方式包括额外的电极来给起搏器单元1402提供额外的差分电压信号。此外，虽然图14描绘了通过电线连接至起搏器单元1402的电极1404，但是在另一实施方式中，电极1404至电极1412与起搏器单元1402的壳体结合。

在皮电极实施方式中，电极被应用至受检者的皮肤的表面。图15描绘了与受检者1502的皮肤接合的皮电极的两个实施方式。在图15中，电极1508是右臂导联，电极1512是左臂导联，以及电极1504是参考导联。在一个实施方式中，电极1504、电极1508以及电极1512以用于三导联ECG监视的配置与受检者1502的皮肤的表面接合。电极1504的导联至电极1512的导联电连接至系统100中的放大及采样器108。如下所述，除了监视来自受检者1502的ECG信号以外，系统100识别并且监视来自电极1504至电极1512的差分电信号中的接近于测试对象1502的皮肤的神经的神经活动。虽然图15的实施方式描绘了以三导联配置的电导联1504至电导联1512，但是另一实施方式包括以用于监视ECG信号的领域中已知的十二导联配置与受检者1502的皮肤接合的电导联。

虽然上述图14和图15描绘的电极配置示出了适合于监视ECG和接近于受检者的皮肤的神经的神经活动两者的电极配置。但是在另一布置中，电极监视支配皮肤的神经的电活动但不需要被配置成监视心电图。例如，在图15中，电极1554和电极1562接合受检者1502的右手手指上的皮肤，以及电极1558接合受检者1502的左手手指上的皮肤。电极1554至电极1562电连接至监视系统100中的放大及采样器108。电极1554至电极1562易于附接至受检者1502并且易于从受检者1502上移除以用于监视支配围绕右手和左手两者的手指的皮肤的神经的电活动。在一些情况下，受检者1502在不需要医学专业人员的额外辅助的情况下附接以及移除电极1554至电极1562，以使得当受检者1502在医疗机构外时能够进行神经活动的监视。

再次参考图1，系统100中的信号处理器112是数字逻辑器件，数字逻辑器件112执行信号处理以识别从信号放大及采样器108接收到的数据样本中的神经活动。在一个实施方式中，使用移动电子装置如智能电话或平板电脑、个人计算机(PC)或者包括图形处理单元(GPU)和具有一个或多个核心的中央处理器单元(CPU)的任何适合的计算设备来实现信号处理器112。CPU和可选的GPU执行所存储的软件指令来过滤样本并且对数据样本执行其他信号处理功能。GPU还使用视觉输出装置120如LCD显示器生成信号数据的图形显示。针对信号处理器112中的信号处理任务配置的软件的一个实施方式是由澳大利亚悉尼的ADInstruments销售的PowerLab数据采集软件。在另一实施方式中，使用一个或多个数字逻辑器件包括专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)以及数字信号处理器(DSP)设备来实现信号处理器112。在实施方式中，信号处理器112是植入式电子装置的一部分如图14中的起搏器1402。使用低功耗数字逻辑器件植入信号处理器112以使得在更换电池或对电池进行充电之间能够实现长期操作，所述电池对植入式电子装置进行供电。

信号处理器112通过对从信号放大及采样器108接收到的样本应用高通滤波器116来识别并且监视与受检者的神经活动对应的电信号。如下面更详细描绘的，与心跳期间在心肌中生成的电信号相比，支配皮肤的神经的电活动发生在较高的频率和较低的幅度处。在图1的实施方式中，高通滤波器116的较低的3dB截止频率在约100Hz至150Hz的范围内是可调整的，以使得对通常记录在心电图中的来自心肌的低频信号进行衰减。在数百赫兹直至数千赫兹的范围内发生与神经对应的电活动，并且高通滤波器116向神经活动监视器模块120提供较高频率的信号同时对与心肌活动对应的低频信号和来自受检者的其他肌肉的电信号进行衰减。现有技术的心电图系统对被测信号的高频分量应用低通滤波器或带通滤波器以作为噪声被丢弃，但是监视系统100监视远高于心电图监视所关注频率的一些频率以识别与神经活动对应的电信号。

在图1的配置中，信号处理器112包括可选的带通滤波器140和ECG监视模块144，以使得信号处理器112能够使用来自信号放大及采样器108的经放大的信号采样来监视受检者的ECG。在一个实施方式中，带通滤波器140具有约0.5Hz的下截止频率和约100Hz的上截止频率。在其中交流(AC)电信号用来向监视系统100中的一个或多个部件提供电力的实施方式中，带通滤波器140还包括对接近AC信号的主频率的频率如50Hz或60Hz进行衰减的陷波滤波器。

除了监视可选的ECG和与神经活动对应的电信号之外，信号处理器112被配置成对信号进行分析以识别神经活动的水平的变化，并且采取适当的动作回应神经活动的变化。例如，在一种配置中，信号处理器112对神经活动随着时间推移的包括与神经活动对应的电信号的平均幅度和变化的基线进行识别。在一种配置中，信号处理器112利用视觉输出装置120生成神经活动和可选的ECG的输出，并且将与所记录的信号对应的数据存储在信号数据记录装置124中，数据记录装置124通常是数字数据存储装置如固态盘或磁盘。信号处理器112生成警告信号或者响应于电活动的水平从基线快速增加或减少来启动医疗装置。在图1的实施方式，信号处理器112还被配置成识别受检者的心电图的基线，并且信号处理器112响应于来自神经活动和心电图活动中的一个或两个的相应的基线的偏差来生成输出信号。

图2描绘了对使用皮电极或皮下电极来监视受检者的神经活动的监视系统进行操作的过程200，皮电极或皮下电极对支配皮肤的神经的电活动进行记录。在下面的讨论中，所提及的由过程300所执行的监视系统中的部件的动作或功能是指由处理器或控制器执行的结合监视系统中的部件以实现动作或功能的一个或多个编程指令。为了说明的目的，参考图1的监视系统来描绘图2。

当监视系统对经由皮电极或皮下电极接收到的电信号进行采样时，过程200开始(框204)。如上所述，三个或三个以上的电极在皮结构中被放置在受检者的皮肤上或在皮下结构中被植入到受检者的皮肤之下。在系统100中，放大及采样器108放大从电极接收到的差分电压信号并且生成信号的数字化采样。

对信号采样应用高通滤波器来继续过程200(框208)。在系统100中，高通滤波器116的下截止频率在100Hz至150Hz范围内以对与受检者的心脏活动而不是神经活动对应的低频电信号进行衰减。可以基于不同受检者的特征来对高通滤波器的较低的频率截止进行调整，以使得能够识别支配皮肤的神经的电信号，同时对来自受检者的肌肉和其他电噪声源的电信号进行衰减。

过程200监视穿过高通滤波器的高频信号以使得医生或其他医疗保健专业人员能够监视受检者的神经活动(框212)。在系统100中，视觉输出装置120显示与神经活动对应的电信号的图形。在下面的图4至图12中描述了与神经活动对应的电信号的视觉显示的示例。监视系统100还将数据记录在信号数据记录存储器124中以由医生和医疗保健专业人员稍后分析。在一种配置中，监视系统100被配置成记录并且显示与神经活动对应的电信号，并且医生或其他医疗保健专业人员在医疗过程期间对受检者的监视数据进行观察。

在过程200的一个实施方式中，监视系统100被配置成以被动工作模式在显示装置120上显示神经活动并且将神经活动记录在存储器124中以由医疗专业人员分析。在被动工作模式中，尽管医生或其他医疗服务提供者将神经活动的图形视为患者的诊断和治疗的一部分，但是监视系统100不以自动化方式递送药物或启动治疗装置。例如，在身体状况的诊断期间、在对患者的长期监视以评估医学治疗过程的进展期间以及在对受检者的临床试验或其他科学调查研究期间可以使用被动工作模式。

在过程200的一些实施方式中，监视系统对支配皮肤的神经的电活动进行分析以生成受检者的神经活动的基线测量(框216)。如上所述，在受检人和许多受检动物中，皮肤由为交感神经系统的一部分的许多神经支配。基线活动监视指示随着时间推移的受检者的包括靠近皮肤的交感神经的平均幅度和预期的活动变化的交感神经活动。如果所识别出的神经活动保持在基线的预定阈值内(框220)，则过程200参考框204至框216的过程如上所述继续对附加的信号进行采样并且监视受检者的神经活动。

在过程200期间，如果监视系统识别出与偏离基线的交感神经活动对应的电信号的快速变化超过预定阈值(框220)，则监视系统生成警报或响应于所识别出的神经活动的变化采取其他行动(框224)。在监视系统100中，警报128是通知受检者或医疗保健专业人员所识别出的神经活动的变化的可见的警报或可听的警报。在另一实施方式中，警报128被配置成通过数据网络发送消息如页面、电子邮件或文本消息来警告远程医疗保健专业人员所识别出的事件。在另一实施方式中，警报信号触发植入式电刺激装置132或药物递送装置136。在又一实施方式中，警报128生成被存储在信号数据记录存储器124中的以用于以后分析的消息。如下所述，神经活动的变化可以对应于不同的医疗事件，包括心律失常。此外，在一些情况下，在医疗事件的症状发病之前出现神经活动的变化，并且如果受检者的发生或将要发生的医疗事件需要医疗专业人员的操作，则警报128能够迅速采取行动。

在过程200期间，支配皮肤的神经的电活动与受检者发生的多个事件对应。例如，在许多心律失常之前发生交感神经活动的水平的快速变化并且在心律失常发作期间交感神经活动的水平往往仍然过高或过低。因为在支配皮肤的神经元中识别出的电信号提供关于心脏的活动的信息，因此在过程200期间识别并且监视的神经活动还被称为“神经心电图”(NECG或neuECG)。在过程200中，监视系统100被配置成仅使用NECG信号来识别心脏活动的变化，而在下面描述的另一配置中，监视系统100使用NECG和传统的ECG信号两者来识别心脏活动的变化。

受检者的心脏活动不是与交感神经系统中的神经活动的变化对应的唯一类型的医疗事件。受检者的神经活动的水平的其他变化可以与和各种其他身体状况相关的症状的发病对应，包括但不限于：多汗症(手掌出汗)、麻痹、中风、糖尿病、癫痫症、晕厥、障碍意识、甲亢、高血压以及神经肌肉疾病。治疗的其他领域包括由神经学家执行的生物反馈监视来控制神经精神疾病。在这种方法中，监视系统100可以用来识别患者接受旨在修改所识别出的神经活动的治疗的适合性以便治疗某些身体状况或疾病，如高血压和心律失常。例如，可以执行神经调制治疗如肾交感神经支配术来减少或修改交感神经活动。还期望当执行操作时所监视的神经活动提供指导，并且还参考所识别出的神经活动的差异用来确定递送之后治疗的有效性。此外，因为交感神经活动是在测谎试验期间测量的调节出汗、瞳孔收缩以及其他生理反应的机制，所以另一领域包括测谎测试。因此，监视系统100识别受检者的与心脏活动的变化以及影响受检者的不同疾病和状况的症状的发病对应的神经活动的变化。

如上所述，在监视系统100的一种配置中，可选的药物递送装置132被植入到受检者中或以其他方式合并到监视系统100中以向受检者递送药物。如文中所使用的，术语“药物”被广义地限定为包括用来治疗受检者的身体状况的任何化学药品。例如，一种类型的药物递送装置是被植入或由受检者携带的胰岛素泵。在一种配置中，受检者的NECG信号与受检者的低血糖状态对应。如本领域已知的，低血糖患者可以发生自主活动，自主活动与自主神经系统的呈现为受检者饥饿、手或脚颤抖、心悸、焦虑、苍白、出汗的活动对应。自主活动包括自主神经的异常电活动，所述自主神经包括支配皮肤的神经。因此，监视异常神经活动的NECG信号可以用来识别需要调整胰岛素泵中的胰岛素输注水平的临床状况。

图3描绘了对使用皮电极或皮下电极来监视受检者的神经活动的监视系统进行操作的过程300，皮电极或皮下电极对支配皮肤的神经的电活动进行记录以及对与受检者的心电图对应的电信号进行记录。在下面的讨论中，所提及的由过程300所执行的监视系统中的部件的动作或功能是指由处理器或控制器执行的结合监视系统中的部件以实现动作或功能的一个或多个编程指令。为了说明的目的，参考图1的监视系统来描绘图3。

当监视系统对经由皮电极或皮下电极接收到的电信号进行采样时，过程300以与过程200相同的方式开始(框304)。在过程300期间，监视系统分别参考过程200中的框204和框208的过程以类似于上述的滤波和监视的方式向高通滤波器提供信号采样来识别神经信号活动(框308)并且监视高通滤波的信号中的NECG神经活动(框312)。过程300监视来自支配皮肤的神经的NECG活动和心跳期间来自心肌的心电图两者并且基于NECG和ECG识别心脏活动的变化。

过程300包括对从受检者接收到的电信号中的神经活动和心电图(ECG)两者的并行监视。除了识别并且监视信号采样中的神经活动以外，监视系统100对信号采样应用带通滤波器以识别ECG信号(框316)。在监视系统100中，信号处理器112对信号采样应用带通滤波器140来识别信号对应于受检者的ECG活动的部分。例如，信号处理器应用带通滤波器将信号如DC偏移电压衰减至0.5Hz以下，并且对100Hz以上的高频信号进行衰减。在图1的实施方式中，信号处理器112接收来自电极104的数字化采样形式的信号。信号处理器112应用高通滤波器116和低通滤波器140来分离数字采样数据的副本，以能够对神经活动信号和ECG信号两者进行并行滤波和监视。在其中包括用于高通滤波和带通滤波的模拟滤波器的另一实施方式中，来自电极的经放大的电信号被分成两个基本上相同的信号波形，其中一个波形通过高通滤波器以及另一波形通过带通滤波器。

在过程300期间，监视系统100使用经带通滤波的信号来监视ECG的活动(框320)。在一个实施方式中，信号处理器112使用一种或更多种已知的监视技术来监视ECG信号以识别心率和例如来自在ECG信号中识别出的一个或多个心跳的QRS波群的关于受检者的心脏的活动的其他信息。在监视系统100的一种配置中，信号处理器112在视觉输出装置120上同时显示神经活动和ECG两者的痕迹，以使得医生或其他医疗专业人员能够同时查看ECG活动和神经活动。如下面所描述的，ECG信号的幅度通常大于神经活动信号的幅度，并且信号处理器112适当地扩展信号以产生清楚地描绘神经活动和ECG活动两者的视觉输出图形。在监视系统100中，信号处理器112还将NECG和ECG数据两者存储在信号数据记录装置124中以由医生或医疗专业人员进一步分析。

在过程300的一个实施方式中，监视系统100被配置成以被动工作模式在显示装置120上显示NECG神经活动和ECG活动并且将NECG和ECG活动记录在存储器124中以由医疗专业人员分析。在被动工作模式中，尽管医生或其他医疗服务提供者将神经活动的图形视为患者的诊断和治疗的一部分，但是监视系统100不以自动化方式启动治疗装置或递送药物。在与过程300相关联的被动工作模式中，医生或医疗服务提供者同时查看NECG和ECG来识别心脏活动的变化并且诊断心脏疾病。NECG数据提供有关患者的神经活动的附加信息，补充并且扩大由传统ECG监视提供的信息。例如，在身体状况的诊断期间、在对患者的长期监视以评估医学治疗过程的进展期间，以及在对受检者的临床试验或其他科学调查研究期间可以使用被动工作模式。

在一些实施方式中，过程300继续作为监视系统使用来自被监视的NECG活动的数据和来自ECG活动的数据两者来识别受检者的活动的基线(框324)。NECG和ECG活动两者的基线包括支配皮肤的神经以及生成受检者的心脏的正常活动的神经两者的活动的平均水平。例如，NECG基线包括受检者的交感神经的平均幅度和预期变化，而ECG基线包括平均心率和心脏跳动之间的次数的预期变化。如果监视系统识别出NECG和ECG信号都处于受检者的所预期的基线活动的预定阈值内(框328)，则过程300参考框304至框324的过程如上所述继续对附加信号进行采样并且监视受检者的NECG和ECG活动。

在过程300期间，如果NECG和ECG活动中的任一个或两个偏离基线的程度大于预定阈值(框328)，则监视系统100中的信号处理器112生成信号来启动警报128、启动电刺激装置132或者采用药物递送装置136递送药物(框332)。例如，如下面所描绘的，在心律失常发作期间和之前，NECG信号的幅度快速增加。在一种配置中，信号处理器112启动警报128来警告医生或其他医疗护理专业人员心律失常的发病。在处于突发心脏衰竭风险的人类患者中，在心脏衰竭的发病之前的甚至几秒钟的预先警告可以辅助医生复苏患者。在其中监视系统100包括植入式电刺激器的实施方式中，例如，信号处理器112启动电刺激器来起搏心脏以抵抗心律失常。

过程200和过程300两者可以用于在持续很久的时间段例如24小时至72小时监视时段内的神经活动的连续记录。在一个实施方式中，监视系统100在时间上对所识别出的NECG信号进行整合并且按小时显示神经活动的概要以由医生或医疗护理专业人员进行分析。在一种配置中，信号处理器112按小时对信号进行整合以识别神经活动在监视过程的每小时内的总量值。例如，信号处理器112可选地对ECG活动进行整合来识别每个小时内的平均心率或心率的方差。数据对于心律失常的危险分层是有用的。例如，相对于下午，在早晨更倾向于经常发生心源性猝死和心房颤动两者。这就是所谓的昼夜变化，这归因于在早晨增大的自主神经张力。对神经活动的昼夜变化进行检测和分析可以有助于预测心律失常的风险。通过神经活动触发医学或手术干预以防止在持续很久的时间段内具有动态自主神经活动异常模式的患者的猝死或心律失常。

如上所述，在心律失常的发病期间或之前，在受检者的支配皮肤的神经中识别出的神经活动的水平可以快速变化。图4至图9描绘了根据受检人记录的并且显示以便分析的ECG和NECG数据。在图4至图9中的每个图中，第一个图形是由心脏直视手术中通过外科手术植入到患者心外膜脂肪垫中的电极而生成的。电极的另一端被取出并且连接至记录系统。(本研究中所使用的电极是通常用于术后起搏的标准电极。术后第3天简单地将电极从皮肤中拉出来以移除这个临时起搏电极。)第二个图形是通过非侵入式放置在皮肤上的电极而记录的。第一个图形和第二个图形的记录同时产生，并且第二个图形描绘了与来自心脏的ECG信号和支配皮肤的自主神经的神经活动两者对应的电活动。如下面更详细地描绘的，ECG信号的幅度远大于神经信号的幅度，所以第二组图形有效地描绘了受检者的ECG。第一个图形和第二个图形都是以非常高的速率采样(每秒10,000个采样)，并且使用可以记录宽的频率范围的放大器。第三个图形(NECG图形)是根据第二个图形使用如上述图1中所描绘的高通滤波器和信号处理器以从ECG信号中分离出NECG信号并且监视NECG信号而生成的。

图4描绘了与放置在受检人的皮肤上的电极所测量的信号对应的NECG图形404和ECG图形408。图形412描绘了使用植入式电极从受检人的心脏上的脂肪垫获取的电活动的测量结果。每个图形描绘了随着时间的推移测量信号的以毫伏表示的幅度。如图4中所描绘的，在图形408中，从受检者的皮肤上的电极测量的ECG的幅度为约1毫伏，而在图形404中，测量的NECG活动的幅度在约0.06毫伏至约0.12毫伏之间变化，NECG活动的幅度在时间指标416之前在基线测量中的NECG活动的时间段内为约0.06毫伏，NECG活动的幅度在时间指标416之后出现增大的NECG活动的时间段内为约0.12毫伏。在图5至图9中，同样地，ECG信号的幅度大于NECG信号的幅度。

在图4中，NECG活动图形404指示NECG电活动在时间指标416处增大。外部和内部ECG图形指示在时间指标420处心动过缓(心率减缓)的发病，时间指标420为NECG电活动初始增大之后约三秒。在图4中，在被描绘为在图形408和图形412中受检者的减小的心率的心动过缓发作期间，图形404中NECG活动的水平继续增大。因此，在图4的示例中，在图形404中所描绘的NECG信号指示在ECG图形408和图形412中明显出现心律失常之前受检人心脏的心律失常的发病。

图4至图9中所描绘的每个NECG图形是根据通过高通滤波器如在图1中的信号处理器112中的高通滤波器116的信号而生成的。虽然NECG信号图形移除了ECG信号的一些部分，但是ECG信号的与ECG中的QRS波群中R波对应的波峰还存在于过滤的NECG数据中。例如，ECG图形408中的R波波峰432与NECG图形404中的波峰436在同一时间出现。如上所述，在一些监视配置中，监视系统100仅监视NECG信号并且可以单独使用NECG信号的特征来识别ECG信号的一些标准特性如心率。

图5描绘了从受检者的皮肤上的电极获取的NECG图形504和ECG图形508，以及从内部植入的电极获取的ECG图形512。在图5中，在受检者的心脏过早收缩的发病之前约三秒出现时间指标516处的增大的NECG活动。在开始于时间指标520处的ECG信号508和ECG信号512中指示过早收缩。NECG图形504指示在受检者的过早收缩发作期间靠近受检者的皮肤的神经的活动的水平持续升高。

图6描绘了从受检者的皮肤上的电极获取的NECG图形604和ECG图形608，以及从内部植入的电极获取的ECG图形612。在图6中，在受检者的心动过速(增大且不规则的心率)的发病期间出现时间指标616处的增大的NECG活动。ECG图形508和ECG图形512还指示心动过速的发作。NECG图形504指示在受检者心动过速的发作期间靠近受检者的皮肤的神经的活动的水平持续升高。

图7至图9各自分别描绘了在图7、图8和图9中的NECG图形704、NECG图形804和NECG图形904中的电活动的间歇性脉冲。在图7中，在区域716、区域720、区域724和区域728中的表面ECG图形708和植入式ECG图形712中所描述的心脏心律失常的间歇性周期之前和期间出现图形704中的NECG活动的幅度的波动。图8描绘了在NECG图形804、表面ECG图形808以及植入式ECG图形812中的区域816、区域820、区域824、区域828和区域832中的心律失常的类似周期。图9还描绘了在NECG图形904、表面ECG图形908以及植入式ECG图形912中的区域916、区域920、区域924、区域928以及区域932中的间歇性心律失常的周期。

图10描绘了与犬测试对象的神经活动对应的三个图形1004、图形1008和图形1012。图形1004描绘了采用被植入到犬测试对象的接近支配皮肤的神经的皮肤之下的皮下电极来测量的神经活动，所述神经包括交感神经。图形1008描绘了采用被植入到犬测试对象的胸腔内来监视胸的迷走神经的电极来测量的神经活动。这些内部植入式电极是从神经结构的内部向体内的记录装置传导电信号的不锈钢电极。图形1012描绘了采用被植入到犬测试对象的胸腔内以监视星状神经节神经活动的另一组电极来测量的神经活动。

在图10中，图形1012描绘了直接从左星状神经节测量的星状神经节的交感神经活动，以及图形1008描绘了直接在心脏中测量的迷走神经胸神经的交感神经活动和副交感神经活动的混合。相反，图形1004描绘了从接近犬测试对象的皮肤的神经中的皮下电极检测的NECG信号。相较于被植入的靠近心脏的针电极，皮下电极更低创，但是如图形1004至图形1012中所描绘的，NECG图形1004示出了在星状神经节和迷走神经胸神经的交感神经活增大期间皮下神经的增大的神经活动。

图11分别参考图10中的图形1004、图形1008和图形1012描绘了具有与如上所述配置相同的电极的图形1104、图形1108和图形1112。在图11中，犬测试对象经历心动过速。在图11中，图形1104示出了在图形1112中的增大交感神经活动期间整个NECG活动的增大，其测量星状神经节的活动。NECG图形1104还描绘了心动过速，在距离上，NECG图形1104中的与ECG中的R波峰值对应的波峰之间在心动过速期间在时间上紧挨在一起，并且当测试对象的心率减缓时相隔较远。例如，在区域1120中，心率和NECG活动的总体水平较高，而在区域1124中心率和NECG活动两者迅速降低。

图12分别参考图10中的图形1204、图形1208和图形1212描绘了具有与如上所述配置相同的电极的图形1204、图形1208和图形1212。在图12中，在区域1220中，迷走神经图形1208的图形中的组合交感神经活动和副交感神经活动的大的增大与NECG图形1204中的心率的减小对应。而测试对象中监视支配皮肤的神经的皮下电极对来自交感神经系统中的神经的许多信号进行检测，当心率缓慢时迷走神经的增大的活动包括交感神经活动和副交感神经活动的组合。皮下电极接收与迷走神经的增大的活动对应的来自支配皮肤的交感神经的电信号。

图13A至图13C描绘了测试对象的心率与交感神经活动、迷走神经活动、ECG活动之间的关系。每个点代表一分钟窗口(one-min window)内整合的神经活动或平均心率。整个图形包括在24小时(1440分钟)时间段内获得的数据。图13A描绘了为交感神经的星状神经节的电活动的增大与心率的增大之间的正相关性。图13B描绘了包括副交感神经和交感神经的胸迷走神经纤维的电活动的增大与心率的降低之间的负相关性。图13C描绘了NECG信号的平均幅度的增大与心率之间的正相关性。在监视系统100中，皮下电极或皮电极对支配皮肤的神经的电活动进行记录。如上述图形所描绘的，监视系统100识别并且监视包括与自主神经系统中的活动和ECG对应的分量的NECG信号。因此，对于包括诊断和预后操作的多种治疗，上述用于监视NECG的系统和方法使得能够对患者和其他受检者的神经活动进行非侵入式监视。NECG监视当使用皮电极时是无创的，或者当使用皮下电极时比现有微小神经照相术技术更低创。NECG监视使得能够对能走动的患者的神经活动进行长期监视以用于监视患者健康以及用于控制医疗设备以减少患者的不同身体状况的症状。

可以通过示例进一步理解上述的系统和方法。提供这些示例仅用于说明的目的，并不旨在以任何方式限制本发明的范围。实际上，除了文中所示和所描述的之外，对本领域技术人员而言，根据前面的描述和下述示例，本发明的各种修改将变得显而易见并且落入所附权利要求的范围内。例如，尽管应理解可以是电极的其他配置，但是呈现了某些电极布置和配置，并且仍然被认为是在本发明的范围内。类似地，阐述的特定处理参数和方法可以根据变量如信号幅度、相位、频率、持续时间等而改变或变化。

示例I

通过交感神经很好地支配皮肤。对能走动的犬进行临床前研究来表明皮下神经活动(SCNA)是否是对交感神经张力的好的测量。执行手术以在能走动的犬中植入无线电传递质来记录来自左胸的皮下空间中的宽间隔的双极电极的左星状神经节神经活动(SGNA)、左胸迷走神经活动(VNA)以及SCNA。在恢复后，将无线电传递质打开以1kHz的速率连续地记录来自电极的信号。

为了优化神经信号以过滤掉任何残余的ECG信号，在150Hz处对来自左星状神经节、左胸迷走神经和皮下组织的数据进行高通滤波，并且与来自皮下记录的低通滤波(100Hz)的ECG同时显示。针对所有7只犬的基线记录的数据流进行人工分析。对在任何给定的基线记录日的上午12:00与凌晨2:00之间的数据流进行人工分析。室上性(窦或心房)心动过速的发作被限定为心率超过150bpm以及窄的QRS波群。选择示出没有噪声或运动伪影迹象的记录中的第一个10心动过速发作以进行分析。

在皮下空间中连续观察到像神经活动的信号。在SGNA与SCNA之间有明显的正相关性，以及在这些7只犬(每只犬的p<0.05)中的r值(95％置信区间，CI，0.61至0.84)为0.70。SCNA与心率之间的r值(0.74，95％，CI 0.68至0.80)明显的(p＝0.007)大于SGNA与心率33之间的r值(0.56，95％CI 0.45至0.67)。对于其中心率超过150bpm的情况的分析，发现总是在心动过速发作之前发生SGNA和SCNA两者。在所研究的所有犬中，SCNA和SGNA两者有明显的昼夜变化(p<0.05)，但是VNA没有显示出明显的昼夜变化。因为在不同时刻发生SGNA、VNA和SCNA突发，所以电极之间的串话被排除。

对七岁成年雄性杂种犬(体重20kg至30kg)进行研究以确定颈迷走神经刺激对左SGNA的效果。对基线记录(即，在迷走神经刺激之前做出的记录)进行分析，测试皮下神经活动(SCNA)是否是对能走动的犬的交感神经张力的好的测量。将迷走神经刺激(VNS治疗系统；Cyberonics公司，休斯顿，德克萨斯州)植入至左颈迷走神经。随后，通过第三肋间隙执行左侧开胸以植入无线电传递质(D70-EEE，DataSciences International，圣保罗，明尼苏达州)。将第一电极对插入到左星状神经节的筋膜之下。将第二双极型导联对附接至主动脉弓上方2至4厘米的左胸迷走神经。将第三双极型电极对置于皮下空间中，其中将一个电极各自插入到左下腹和左胸的皮下组织之下。将传递质和其余线插入到皮下囊袋。恢复2周后，将无线电传递质打开用于基线记录。

使用定制软件对来自所有通道的记录进行分析。在100Hz处对皮下记录进行低通滤波以优化心电图(ECG)信号的可视化。通过软件对ECG信号进行分析以确定HR。为了优化神经信号并且过滤掉任何残余的ECG信号，在150Hz处对来自左星状神经节、左胸迷走神经以及皮下组织的数据进行高通滤波并且与低通滤波的ECG同时显示。对所有7只犬的基线记录的数据流进行人工分析。对在任何给定的基线记录日的上午12:00与凌晨2:00之间的数据流进行分析。这样做是为了最大限度地减小动物的运动伪影的危险。超出150bpm的HR被认为是心动过速。对于示出没有噪声或运动伪影迹象的记录，选择每只犬的10心动过速发作并且对SCNA和SGNA与HR增大和减小进行比较。

除了人工分析以外，通过在基线记录期间在24小时时间段内逐分钟地对神经活动进行整合来进行定量分析。分析开始于一天中的上午12:00，并且结束于次日的上午12:00。这样做是为了帮助理解神经活动在其有关的昼夜节律中的变化。在24小时时间段内，在高通滤波器150Hz的频率处每60秒对神经活动的3个数据流(SCNA、VNA和SGNA)进行整合。这是为了帮助消除任何残余的ECG信号或污染神经活动的低频文件。相对于彼此绘出整合的神经活动以确定相对的神经活动模式。{Shen，2011#11433}{Shinohara，2011#11682}。

针对每只犬计算心率、SCNA、SGNA和VNA之间的皮尔森(Pearson)相关系数，并且使用所有犬针对平均相关系数计算出95％的置信区间。使用成对的t测试来比较所有犬之间的心率与SGNA之间以及心率与SCNA之间的平均相关性。对于每只犬在24小时时间段内使用三次平滑样条曲线来拟合神经活动测量作为时间的函数。使用广义相加混合效应模型来拟合所有犬的相同数据。在SPSS和R软件中完成所有的分析。小于等于0.05的双面p值被认为在统计上是显著的。

图16描绘了与心率升高相关联的SCNA和SGNA的一致激活。图16A示出了与呼吸心率反应(RHR)一致的有节奏的心率(HR)变化。然后同时激活SGNA和SCNA从而导致心率加速。在这个记录中VNA没有明显的变化。SGNA和SCNA的同时停止与心率的减小和RHR的恢复相关联。图16B示出了在图16A的25秒后在同一犬中同时激活SGNA、SCNA。

图17描绘了SCNA和SGNA的不一致激活以及持续的心率加速。图17A示出了SCNA的发病引起持续的心脏加速持续20秒。在这个发作中，在SCNA之后发生SGNA和VNA。这些神经活动减小然后是心率减速。图17B示出了SGNA、SCNA以及VNA具有几乎相同的发病和偏移时间。然而，SCNA的形态与记录在SGNA和VNA通道中的形态相当不同。SGNA信号呈现出高幅度波峰放电活动(HASDA)。这些发现与通道中存在的串话不一致。

图18A示出了与RHR一致的间歇性心率升高。在与HR的增大相关的SCNA通道中观察到多个突发。这些发作与相应的SGNA激活不相关。图18B示出了来自其中间歇性神经电活动与RHR相关联的同一犬的数据，并且在所有3个记录通道中同时发生大的神经放电。示出了SCNA独立于SGNA激活。

图19描绘了代表性犬在24小时时间段内的整合的神经活动与HR之间的关系。每个点表示一分钟内的整合的神经活动(mv-s)或HR(bpm)。图19A示出了整合的SGNA(iSGNA)与整合的SCNA之间的正相关性。图19B示出了iSCNA与iVNA之间的L形相关性。图19C示出了iSGNA与iVNA之间的L形相关性。图19D示出了HR与iSGNA呈正相关性。图19E示出了HR与iSCNA呈正相关性。应注意，图19E中的相关系数比图19D中的相关系数好。图19F示出了HR与iVNA之间较差的相关性。

图20描绘了iSCNA、iSGNA和iVNA的昼夜变化。对于所有的七只犬测量了24小时(图20A至图20G)。在面板(Panel)图20H中示出了综合数据。iSCNA显示所有7只犬的明显的(p<0.05)昼夜变化，而iSGNA显示6只犬(除了犬E的所有犬)的明显的昼夜变化，以及iVNA仅显示2只犬(犬C和犬D)的明显的昼夜变化。根据综合数据可以看出iSCNA和iSGNA两者对其具有昼夜模式，而iVNA不具有昼夜变化。

图21描绘了神经活动与心率之间的皮尔森相关性。对于所研究的所有犬，iSGNA与iSCNA之间的相关性是正的。

增大的交感神经活动是心律失常的触发器。经过测试，对能走动的犬的交感神经活动进行皮下记录是可行的，并且皮下交感神经活动(SCNA)与自发的室性心动过速(VT)和心室颤动(VF)的发展相关联。

在皮下组织中观察到像神经活动的电信号。这些电信号(SCNA)与SGNA可以一致或不一致地出现。图16示出了来自2只不同的犬的一致的神经活动的典型示例。图16A示出了SGNA和SCNA同时激活，从而导致增大的HR。在本示例中没有VNA。图16B示出了SGNA、SCNA和VNA同时激活，并且与HR加速相关联。颈迷走神经和胸迷走神经具有交感神经分量。因此，VNA可以与HR加速相关联。{Onkka，2013#12169}。

图17和图18描绘了不一致的SGNA和SCNA的示例，其中一个激活而另一个没有激活。图17A示出了多个SCNA发作以及仅一个SGNA发作。应注意，尽管缺少SGNA，但是HR加速跟随SCNA。图17B示出了与间歇性HR加速相关联的间歇性SCNA。在这个发作中没有SGNA的迹象。图18示出了其他的不一致发作。图18A示出了持续的SGNA但是间歇性SCNA。间歇性SCNA与间歇性瞬时HR加速度相关联。图18B描绘了与图17类似的结果，其中即使仅在一个不显眼的突发中找到SGNA，而SCNA和VNA与HR加速相关联。在针对突发放电的时序人工分析的共计70个发作中，可以看出65个SCNA与SGNA之间的突发具有不同的密度、幅度和时间。然而，SCNA仍然与心动过速的发作相关。因为这些不一致放电，SCNA不可能是与SGNA和VNA串话的结果。

如所观察到的，SCNA通常在HR增大初始处立即激发，并且当HR开始减小时逐渐减小，而SGNA通常在HR增大的中间激发，并且当HR减小时连续地激发或仅稍微减小。SCNA突发与HR加速之间的良好的相关性指示SCNA足够测量交感神经张力。

此外，在所分析的所有犬中，整合的SCNA(iSCNA)与整合的SGNA(iSGNA)正相关。图19A示出了一只犬相对于SCNA绘制的SGNA，示出的r值为0.78(p<0.0005)。所研究的所有犬的平均r值为0.70(95％CI 0.61至0.84)。对于所研究的所有犬，iSGNA与iSCNA之间的相关性是正的(图21)。iSCNA与iVNA的相关性示出为L形图案(图19B)，iSGNA与iVNA之间的相关性也示出为L形图案(图19C)。在所研究的所有7只犬中观察到L形相关性。后者的相关性预期是针对大部分能走动的犬。{Shen，2011#11433}。第二比较组是用来确定HR与神经活动之间的关系。如图19D和图19E所示，HR与iSCNA之间以及HR与iSGNA之间分别有明显的正相关性。HR与iVNA之间具有L形相关性(图19F)。对于所研究的所有犬，在图21中列举出这些比较的r值。如图21所示，HR与SCNA之间的相关性(r＝0.74，95％CI 0.68至0.80)明显优于HR与SGNA之间的相关性(r＝0.56，95％CI 0.45至0.67，p＝0.007)。

iSGNA和iSCNA的昼夜变化

绘制了24小时时段内每小时的iSGNA、iSCNA以及iVNA(图20A至图20G)。在所有的7只犬中，iSCNA显示昼夜变化，其中在稍后的上午到下午的小时的时间段内活动的水平最大，以及在傍晚和清晨期间活动的水平最小。类似于iSCNA，在6只犬中，iSGNA显示昼夜变化，并且剩余的犬(犬#E)显示在全天呈线性的活动模式。相反，iVNA是完全变量，其中2只犬(C和D)显示昼夜变化，而剩余的5只犬显示全天的线性模式。最后，在图20H中，综合所有7只犬24小时内的数据。数据表明iSCNA和iSGNA两者显示了昼夜变化，而iVNA展示全天的线性模式。

图22描绘了在同时记录的心电图(ECG)上的非持续性室性心动过速的发病之前存在星状神经节神经活动和皮下神经活动两者。

此外，同时记录具有完整性心脏传导阻滞、心肌梗死以及注入到左星状神经节的神经生长因子的6只能走动的犬的来自左星状神经节的神经活动(SGNA)和来自胸的皮下空间的神经活动(SCNA)。在1kHz处对电信号进行取样，并且在150Hz处进行高通滤波。两只犬死于突发性VF。在两者VF发作之前发生几乎连续的SCNA(32秒和42秒)和SGNA(38秒和42秒)。在33/43(76.7％)的VT、19/45(42.2％)的频繁的对联或二联律以及19/45(42.2％)的PVC之前15秒内存在有SCNA。图23示出了在心室过早收缩之前发生增大的神经活动的示例。如图所示，在心室过早收缩和非持续性室性心动过速的发病之前存在星状神经节神经活动(SGNA)和皮下神经活动(SCNA)两者。SGNA信号和SCNA信号是不同的，以使得不大可能在记录通道之间出现串话。第二通道和第三通道来自分别采用150Hz的高通滤波器和100Hz的低通滤波器进行滤波的相同数据。最后的通道是血流速度图。以每分钟心跳次数(BPM)来测量。

针对SGNA确定类似的发病率(分别为76.7％、64％和53.3％)。在VT/VF(对两者p<0.001)之前，分别在60秒、40秒和20秒观察到整合的SGNA的明显的逐步增大(mV-S，76.4±54.7，82.0±50.5，95.4±57.7)和SCNA的明显的逐步增大(89.1±50.8，98.5±52.9和111.1±59.3)。这表明，对于能走动的犬，SCNA在对触发VT和VF的升高的交感神经张力进行检测时可以用作SGNA的替代。

示例II

对来自放置在人类患者的皮肤上的电极的信号进行记录的可行性进行测试，在正常志愿者中同时记录ECG和SNA以及神经活动率与心率相关。针对这些研究构建两个不同的数据收集硬件组，第一组设备包括连接至放置在标准位置(RA、RL、LA、LL和V1-V6)的十个常规ECG贴片的ADInstruments(ADI)ML138OctoBioAmp，以及各种可用的滤波器。这使得能够记录相同受检者的多个生物电势，如12导联ECG配置。设备还提供有适合于人连接的两个MLA0310线封包(1.3m，10卡口)。来自放大器的信号通过ADI PowerLab数据采集系统数字化，并且连续地记录在便携式计算机上。

患者通常连接在10或12导联ECG配置中，并且执行激发动作(冷水加压测试和瓦式)来引起交感神经放电。每个激发动作包括控制记录周期(通常为2分钟)、在干预和恢复周期期间的记录时期。在激发动作期间高达每30秒测量血压和呼吸。经由ECG记录连续监视心率。还在研究的开始和结束处以及在休息期的开始时和结束处测量血压、呼吸速率和心率。要求受检者在测试期间避免肌肉收缩或执行瓦式动作或保持呼气。如果预先从能走动的犬的星状神经节获得像神经记录的信号形态，则认为存在神经活动。

以连续的方式执行激发动作，每个动作之间有20分钟休息时间，以使得心率、血压和交感神经活动回到如前所述的基线。冷水加压测试包括以坐姿将受检者的左手直到手腕在冰水中放置2分钟，随后记录2分钟的恢复期。在每个参与者之间，包含冰水的桶的大小以及冰和水的量保持恒定。对于瓦式动作，要求受检者处于坐姿时吹入血压计的吹口并且保持水银柱维持高达35毫米汞柱压力至少30秒。随后，记录2分钟的恢复期。

采用0.5Hz高通和2kHz低通的硬件滤波器设置在4kHz处对从四个受检者获得的数据进行数字化。60Hz电源滤波器被编程为打开。然后使用开发的定制编写软件显示并且分析数据。受检者一贯表现出表面胸导联的高频电活动突然增加。图24示出了正常志愿者在瓦式动作期间的这种记录，其中上通道是采用100Hz至500Hz的带通滤波器滤波的胸导联(V2)，以及下通道是采用100Hz低通滤波器对相同的数据进行滤波，显示ECG。

由于通常在应激源如瓦式动作期间发生明显的肌张力压力，所以记录在胸导联上的电活动可能包括神经活动和肌肉活动的组合。因此，为了消除局部肌肉信号的可能性，在进行冷水加压测试之前、期间和之后电极被放置在左手的第二指和第三指上。这是因为手指有肌腱、血管、皮下组织和神经并且没有任何骨骼肌。此外，通常将电极放置在手指上以执行人类的感觉神经传导速度研究。

如图25的结果所示，示出了使用左手第二指上的一个电极和左手第三指上的一个电极记录的，由浸泡在冷水中的右手引起的左手手指上增大的活动。通过100Hz至500Hz的带通滤波器获得SNA(左栏)，同时通过采用150Hz的低通对同一信号进行滤波获得ECG(右列)。A是基线记录，示出了与ECG的QRS对应的尖锐波峰，但是没有SNA。B示出了在将右手浸泡到冰水中40秒后增大的SNA(箭头)。C示出了浸泡1分钟后，以及SNA的最大量。D记录了1分钟进入恢复，以及持续的SNA和心率加速。如所描述的，电图的质量类似于通过标准微小神经照相术技术获得的神经活动的质量。这种结果表明，从胸壁和从手指记录神经活动是可行的。

对于能走动的犬，右星状神经节神经活动通常是心率加速的驱动器。因为皮肤上的皮下交感神经的体细胞位于同侧颈星状神经节，记录来自右侧的SNA使得能够比较SNA与心率变化。因此，从左手和左胸记录并且使用右手进行冷水浸泡是有利的。此外，已知左SGNA触发心律失常的发病，包括AF、VF和VF。从左手记录的SNA可能与心律失常和危险分层最相关。一个电极，每个电极分别放置在皮肤覆盖第二手指和第三手指的远端指骨的腹面上用来形成双极型记录对。另一个双极型对可以放置在左胸胸壁和下腹部处来在该位置处记录SNA。参考电极可以放置在拇指上以避免骨骼肌的污染。可以在4kHz处采样数据，以及带宽为1K Hz至2K Hz。

每个记录可以被数字化处理以从ECG信号中分离出SNA信号。ECG可以用于HRV分析以在冷水压力测试和瓦式协议之前、期间和之后确定心率变化。软件可以自动地确定RR间隔、心率并且连同ECG一起显示电图。使用先前报道的用于处理微小神经照相术信号的方法对SNA信号进行处理。SNA信号可以被滤波，然后在100毫秒间隔处被整合以用于沿着经滤波的信号连续显示。可以使用频域分析和小波分析两者来分析神经活动和放电。

为了避免尤其是在瓦式动作期间由肌肉收缩引起的关于记录的污染的潜在问题，使用记录在手指上的SNA的频率分布作为金标准是有利的。然后，在瓦式动作期间或在故意肌肉紧张期间从胸壁获得的信号可以与金标准进行比较来设计信号处理方法以在两者之间进行区分。

使用衬垫混合效应模型并且假设正常，相较于控制周期，干预中的60秒间隔(456(95％CI 307至606)对332(95％CI 181至484)mV-sp＝0.01)内整合的神经活动和整个队列的平均动脉压(92(95％CI 80至103)对112(95％CI 101至123)毫米汞柱；p<0.01)较大。除了一个受检者以外的全部受检者在干预期间(向下箭头)具有增大的神经放电并且呈现30秒间隔内整合的神经活动之间和RR间隔之间的负相关性(R²＝0.57(95％CI 0.48至0.67))。图26示出了对健康受检女性进行冷水加压测试期间在控制、干预以及恢复时段期间的增大的交感神经传出。针对这些结果，经高通滤波的表面ECG可以对在冷水加压测试期间增大的交感神经传出进行检测。这种非侵入式方法在测量危险分层的交感神经张力方面是有用的。

除了监视正常受检者，本发明的方法允许同时记录心律失常患者的ECG和SNA，并且因此将神经活动的增大与心律失常的发病相关。因此，获得来自已知呈现电风暴(ES)的6个患者的记录，其中在记录期间显示两个患者室性心律失常发作。ES是用来描述其中患者在24小时内具有3个或更多个单独的室性心律失常发作或适当的ICD疗法的严重的临床状况的术语。在这两个患者中，在室性心律失常的发病之前有高频电活动。图27示出了在根据具有电风暴的患者记录的20秒中非持续性VT的发病之前的高频信号的示例。患者已用胺碘酮治疗并且在没有ICD电击的情况下是稳定的。然而，患者在继续非持续性VT发作(下通道，箭头)之前发生高频电活动(上通道，箭头)。滤波器设置与图24相同。患者具有潜在心房颤动以及不规则心室反应。高频信号具有类似于犬的皮下神经记录中所显示的特性，具有良好的信噪比。

图28示出了同一患者在相同的住院期间不同日子的VT发作的另一情况，示出了高频信号随后是非持续性VT的发作。这些观察类似于使用指尖记录在瓦式动作期间显示的高频信号(图25)。应注意，在图27和图28中，执行高通滤波被以获得在上面板中所示的通道中所示的信号。相同的信号被低通滤波以获得在下面板中所示的ECG。

根据上述，本发明的系统和方法可以适于由于电风暴入院的患者。例如使用具有两组电极对的便携式记录系统，将一组双极型电极放置在右食指和中指上的第一趾骨的腹面处，并且将第二电极对放置在胸壁的左侧是有利的。为了避免肌肉污染，参考电极可以放置在左手的拇指上。在这种配置中，记录可以是连续的直到患者放电为止，或者根据医疗需要中断记录。

类似地，采用0.5Hz高通和2kHz低通的硬件滤波器设置在4kHz处对数据进行数字化。60Hz电源滤波器被编程为打开以过滤掉任何60Hz噪声。可以采用150Hz高通滤波器对信号进行数字滤波，并且对所得到的信号执行FFT。可以在2秒滑动窗口上确定每1秒的记录持续时间的FFT。然后，所得到的FFT的频率内容可以与记录内的任何神经放电和加速心率、VT或VF的发作进行比较。此外，通过使用不具有肌肉结构的指尖上的电极可以使肌肉噪声最小，以确定记录的胸壁测量是否包括肌肉噪声。

可以对数据进行分析来确定高频信号与VT的发病之间的关联。成功的衡量基线可以包括在冷水加压测试期间具有相同频率分布的高频信号的记录。如果发生此种情况，那么这些高频信号可能是交感神经活动，并且是神经活动和室性心律失常如心室过早收缩、耦合以及VT之间的关联。在突然死亡的犬模型中，在86％的猝死和VT之前15秒内SGNA发作。在类似的高发病率的相关性的情况下，高频信号最有可能是交感神经活动，并且神经活动可以用来预测心律失常。

总之，在美国，心血管疾病是死亡的主要原因。心源性猝死(SCD)占心脏病死亡率的约50％。具有结构性心脏疾病的患者超过80％发生SCD，结构性心脏疾病主要是冠状动脉疾病和非缺血性扩张型心肌病。交感神经张力在心脏心律失常中是重要的，并且心率变异性是用来估计心脏自主神经活动的常用方法。然而，这种方法需要回应自主刺激的适当的窦房结，而且由于窦房结功能可能在心脏衰竭或心房颤动中异常，所以心率变异性参数可能不反映这些状况的交感神经张力。此外，使用微小神经照相术执行SNA记录以直接测量人类的SNA。然而，这种操作是侵入式的，并且对于能走动的受检者而言通常不方便。

正如本发明所描述的，已经证明了使用直接位于星状神经节上的电极对能走动的犬的自主神经活动进行直接记录，示出了在心房和心室性心律失常的发病之前立即发生SNA，以及心源性猝死。对于放置在皮下组织中的电极，对以此方式记录的信号的分析表明皮下测量可以用作星状神经节神经活动记录的替代，以确定能走动的犬的交感神经张力。还发现，在室性心律失常和心源性猝死的能走动的犬的模型中，皮下神经活动始终先于自发室性心动过速(VT)和心室颤动(室颤)的发病。

此外，同时对正常志愿者以及具有术后心房颤动(AF)和电风暴(复发性VT和VF)的患者的皮肤上的ECG和神经活动进行测量。结果表明电信号与SNA一致，并且SNA与心率加速、心房颤动(AF)，VT和VF相关。因此，可以以用来预测心律失常和心脏猝死的诊断工具来实现本发明所描述的系统和方法。此外，这种系统和方法有利于涉及周围神经系统如神经肌肉疾病的疾病的诊断。

许多前瞻性随机临床试验已经证明植入式心脏复律除纤颤器(ICD)能够降低从未经历过室性心律失常症状(一级预防)的具有较差的左室功能的患者的死亡率的能力，导致在无禁忌症的情况下指定左心室射血分数≤35％的患者的当前指南应接受用于SCD的一级预防的ICD。然而，尽管当前指南在简单性方面有吸引力，但是这种方法存在明显缺陷。ICD试验的事后分析显示ICD的益处在整个研究人群中没有均匀分布。由于相当数量的“所指示”患者从ICD没有提高生存率，所以对于这种昂贵治疗还有选择患者的改进空间。此外，群体中的大多数猝死出现在不符合一级预防ICD的患者中。

因此，非常理想地确定危险分层的改进的方法是选择针对SCD预防的患者。增大的交感神经张力加剧了室性心律失常的脆弱性，从而显示出交感神经活动(SNA)在心脏心律失常和SCD中的重要性。在交感神经张力的若干测量中，心率变异性(HRV)是最常用的手段之一。多个研究者采用数学工具来研究HRV，显示出HRV是心律失常和猝死的重要的预后参数。然而，这种方法提供了交感神经张力的间接测量，并且对于具有正常功能窦房结的患者是最准确的。因此，尽管做了许多研究，但是尚未接受心率变异性作为心律失常危险分层的有效方法。

结合HRV和血压测量的压力反射敏感性使得危险分层更有效。然而，对于危险分层，这种方法不易于被执行并且没有被临床医生接受，因为这种方法已被证明患者具有高的阴性预测值和低的阳性预测值，以及EF<35％。相反，本发明的系统和方法允许使用常规电极从皮肤直接记录SNA。这种方法可以给具有心脏疾病的患者提供更好的心律失常危险分层，从而对患者护理产生显著影响。

由于本发明，所以心电图(ECG)是临床实践的重要部分。为了保持信号并且消除噪声，对于青少年和成人，对ECG的低通滤波的标准建议是150Hz，而对于儿童，对ECG的低通滤波的标准建议是250Hz。虽然已知是临床上重要的，但是通常通过低通滤波消除高频信号。相反，在本发明的方法中，可以通过对来自皮肤的低频信号和高频信号进行记录来获得有用信息。高频信号包括可以用于临床危险分层和心律失常预测的SNA。适当的数据采集和对低频信号和高频信号两者的处理使得能够使用相同的数据对心脏活动(ECG)和交感神经活动(SNA)两者进行检测。

使用皮肤上的记录，本发明所描述的系统和方法可以利用常规的皮肤电极，所述常规的皮肤电极广泛应用于卫生保健设施、是非侵入式的、易于使用并且实现现成的硬件和数据采集系统。这种方法可以以较低的成本提供在心律失常的预测、检测和干预中使用的交感神经活动(SNA)和心电图(ECG)的同步记录，允许强大的商业化。

本发明所描述的系统和方法可以包括信号处理软件以自动消除如由肌肉收缩、电器、身体运动、呼吸和射频信号生成的噪声。然后剩余信号被处理以分别显示和分析ECG信号和SNA信号。ECG信号可以用于自动的心律失常检测，而SNA信号可以用于危险分层。这种方法使得能够最大程度利用从皮肤获得的相同信号，从而对传统技术做出了改进。

上面陈述的各种配置仅是示例并且并不意味着以任何方式限制本公开的范围。对本领域技术人员而言文中所描述的配置的变型是显而易见的，这种变型在本申请的保护范围之内。特别地，可以选择来自上述配置中的一个或多个特征来创建包含上面未明确描述的特征的子组合的替代配置。此外，可以选择并组合来自上述配置中的一个或多个特征来创建包含上面未明确描述的特征的组合的替代配置。通过整体阅读本申请，对本领域技术人员而言适合于这种组合和子组合的特征是显而易见的。文中所描述的以及在权利要求中叙述的主题旨在覆盖和包含技术中的所有适合的变化。

Claims (30)

1.一种用于监视受检者的神经活动的系统，包括：

多个电极，所述多个电极被配置成接近所述受检者的皮肤而放置；

放大器，所述放大器电连接至所述多个电极并且被配置成生成与通过所述电极从所述受检者接收到的多个电信号对应的多个经放大的信号；以及

信号处理器，所述信号处理器在工作上连接至所述放大器并且被配置成：

对所述多个经放大的信号应用高通滤波器以根据所述多个经放大的信号生成多个经滤波的信号，所述高通滤波器被配置成对具有与心跳期间的心肌活动对应的频率的多个所述经放大的信号进行衰减；

识别所述多个经滤波的信号中的神经活动；以及

生成与所述多个经滤波的信号中的神经活动对应的输出信号。

2.根据权利要求1所述的系统，所述多个电极被配置成放置在所述皮肤的表面上的皮结构中。

3.根据权利要求1所述的系统，所述多个电极被配置成放置在所述皮肤的表面之下。

4.根据权利要求1所述的系统，其中，所述高通滤波器具有约100Hz的下截止频率。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述高通滤波器具有约150Hz的下截止频率。

6.根据权利要求1所述的系统，所述信号处理器被进一步配置成：

生成所述输出信号以使视觉显示装置显示所述多个经滤波的信号中的所识别出的神经活动。

7.根据权利要求1所述的系统，所述信号处理器被进一步配置成：

参考所识别出的神经活动的变化来识别所述受检者的心跳中的心律失常；以及

响应于识别出心律失常而生成警报。

8.根据权利要求7所述的系统，心跳中的心律失常的识别进一步包括：

在心跳中的心律失常的发病之前识别心律失常。

9.根据权利要求7所述的系统，进一步包括：

植入到所述受检者中的起搏装置；并且

所述信号处理器被进一步配置成：

响应于识别出心律失常而激活所述起搏装置以向心肌递送起搏信号。

10.根据权利要求7所述的系统，进一步包括：

植入到所述受检者中的除纤颤装置；并且

所述信号处理器被进一步配置成：

响应于识别出心律失常而激活所述除纤颤装置以向心肌递送除纤颤信号。

11.根据权利要求1所述的系统，所述信号处理器被配置成：

参考所识别出的神经活动的变化来识别与所述受检者的交感神经系统中的活动的变化对应的所述受检者的身体状况的症状。

12.根据权利要求1所述的系统，所述信号处理器被进一步配置成：

识别与所述多个经放大的信号中的心跳对应的心电图(ECG)。

13.根据权利要求12所述的系统，所述信号处理器被进一步配置成：

对所述多个经放大的信号应用带通滤波器以根据所述多个经放大的信号生成第二多个经滤波的信号，所述带通滤波器被配置成对具有与神经活动对应的频率的多个所述经放大的信号进行衰减；以及

识别所述第二多个经滤波的信号中的所述ECG。

14.根据权利要求12所述的系统，其中，所述带通滤波器具有约0.5Hz的下截止频率和约100Hz的上截止频率。

15.根据权利要求12所述的系统，所述信号处理器被进一步配置成：

参考所识别出的神经活动的变化和所识别出的ECG的变化来识别所述受检者的心跳中的心律失常；以及

响应于识别出心律失常而生成警报。

16.根据权利要求15所述的系统，所述信号处理器被进一步配置成：

在参考所识别出的ECG的变化而识别出的心律失常的发病之前识别心跳中的心律失常。

17.根据权利要求15所述的系统，进一步包括：

植入到所述受检者中的起搏装置；并且

所述信号处理器被进一步配置成：

响应于识别出心律失常而激活所述起搏装置以向心肌递送起搏信号。

18.根据权利要求15所述的系统，进一步包括：

植入到所述受检者中的除纤颤装置；并且

所述信号处理器被进一步配置成：

响应于识别出心律失常而激活所述除纤颤装置以向心肌递送除纤颤信号。

19.一种用于监视受检者的神经活动的方法，包括：

放大从接近所述受检者的皮肤而放置的多个电极接收到的电信号以生成多个经放大的信号；

对所述多个经放大的信号应用高通滤波器以生成多个经滤波的信号，所述高通滤波器对具有与心跳期间的心肌活动对应的频率的多个所述经放大的信号进行衰减；

识别所述多个经滤波的信号中的神经活动；以及

生成与所述多个经滤波的信号中的神经活动对应的输出信号。

20.根据权利要求19所述的方法，进一步包括：

根据所述输出信号生成所述多个经滤波的信号中的所识别出的神经活动的视觉显示。

21.根据权利要求20所述的方法，所述视觉显示的生成进一步包括：

整合所识别出的神经活动以识别神经活动在预定时间段内的总量值；以及

生成包括神经活动的所述总量值的所述视觉显示。

22.根据权利要求19所述的方法，所述高通滤波器的应用进一步包括：

对所述多个经放大的信号应用具有100Hz的下截止频率的所述高通滤波器。

23.根据权利要求19所述的方法，所述高通滤波器的应用进一步包括：

对所述多个经放大的信号应用具有150Hz的下截止频率的所述高通滤波器。

24.根据权利要求19所述的方法，进一步包括：

参考所识别出的神经活动的变化来识别所述受检者的心跳中的心律失常；以及

响应于识别出心律失常而生成警报。

25.根据权利要求24所述的方法，心跳中的心律失常的识别进一步包括：

在心跳中的心律失常的发病之前识别心律失常。

26.根据权利要求24所述的方法，进一步包括：

响应于识别出心律失常而激活植入到所述受检者中的起搏装置以向心肌递送起搏信号。

27.根据权利要求24所述的方法，进一步包括：

响应于识别出心律失常而激活植入到所述受检者中的除纤颤装置以向心肌递送除纤颤信号。

28.根据权利要求19所述的方法，进一步包括：

参考所识别出的神经活动的变化来识别与所述受检者的交感神经系统中的活动的变化对应的所述受检者的身体状况的症状。

29.根据权利要求19所述的方法，进一步包括：

使用所识别出的神经活动来识别所述受检者接受旨在修改所识别出的神经活动的治疗的适合性。

30.根据权利要求19所述的方法，进一步包括：

参考所识别出的神经活动的差异来评估神经调制治疗的有效性。