CN116782818A - 分析和监测各种生理状况下的高频电描记图和心电图的装置和方法 - Google Patents

Abstract

一种分析受测者心脏状况的方法，该方法包括测量ECG或电描记图信号，从ECG或电描记图信号的QRS部分提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号，基于对HFQRS信号的分析计算HF值，测量与受测者相关的至少一个以上生理值，并基于HF值和生理值分析ECG或电描记图信号。还描述了相关的装置和方法。

Description

分析和监测各种生理状况下的高频电描记图和心电图的装置 和方法

相关应用

本申请是PCT专利申请，要求享有2021年2月24日提交的第63/152,917号美国临时专利申请的优先权。上述所有申请的内容通过引用并入本文，如同在此完整阐述一样。

技术领域

在其中一些实施例中，本发明涉及一种通过分析心电图和/或电描记图的高频成分来检测心肌缺血的装置和方法，并且更具体地但不限于包括考虑如心率和/或呼吸频率和/或呼吸潮气量等生理状况的分析。

背景技术

术语“心电图”和“ECG”在本说明书和权利要求中被用于指使用放置在受测者皮肤上的电极所感测的心脏电活动。

术语“电描记图”在本说明书和权利要求中被用于指使用放置在受测者体内的电极所感测的心脏电活动。

心电图(ECG)和电描记图用于测量心跳的频率和规律性，以及心室的大小和位置、心脏是否存在任何损伤，以及用于调节心脏的药物或装置的效果。

通常使用两个或多个电极进行ECG测量，它们可以组合成若干对。每对电极的输出称为导联。

ECG是测量和诊断心肌电活动异常和心脏节律异常的最常用方法，尤其是由携带电信号的传导组织损伤引起的异常，或由电解质失衡引起的异常节律。在心肌梗塞(MI)的情况下，ECG可以识别心肌是否已受损，有时还可以指示受损位置，尽管并非心脏的所有区域都被覆盖。

ECG设备检测并放大患者皮肤上的微小电变化，这些变化是在每次心跳期间心肌去极化并随后复极化时引起的。在静止状态下，每个心肌细胞都带负电(相对于细胞外电荷)，导致心肌细胞膜上产生负电位。细胞的活化阶段从去极化开始，由正负离子的流入和流出引发，并将负电位的绝对值降低到零。该激活激活心肌细胞的机械过程，导致心肌细胞的收缩。在每个心跳周期中，健康的心脏有一个有序的去极化波，由窦房结中的细胞触发并通过心房传播，然后通过房室结，最后通过独特的传导系统传播到整个心室，从而实现多位点激活。这种进展被检测为放置在心脏两侧的两个电极之间记录的电位差(或电压)中的波形，并且可以在屏幕或纸上显示为图表。产生的信号反映了心脏的电活动，不同的导联更清楚地表达了心肌的不同部位。

一个心动周期(心跳)的典型ECG描记由P波、QRS复合波、T波和U波组成，通常在50％至75％的ECG描记中可见。心电图的基线电压称为等电位线。通常，等电位线被测量为T波之后和下一个P波之前的那部分描记。

标准ECG描记通常会滤除高频成分，在一个称为低通滤波的过程中，通常会滤除100Hz以上的频率分量(例如，监管要求通常在0.05-100Hz的范围内)。在一些商业实现中，低通滤波过程使用较低的阈值，例如75Hz甚至50Hz。通常，ECG描记的噪声水平使得150Hz以上的高频成分(通常以微伏为单位)无法可靠地从单个ECG描记中分离出来，并被识别或测量。为了测量和处理高频成分，通常需要使用信噪比增强方案，例如滤波和平均。

其他背景技术包括：

Amit等人的美国专利第8,626,275号，标题为“利用心电图高频成分分析检测心肌缺血的装置和方法”；

Toledo等人的美国专利第8,538,510号，标题为“利用高频QRS电位分析识别心肌缺血的装置和方法”；和

George B.Moody、Roger G.Mark、Andrea Zoccola和Sara Mantero发表的一篇题为“从多导联心电图中推导呼吸信号”的文章，其发表在1985年《心脏病学计算机》杂志上，第12卷，113-116页，华盛顿特区IEEE计算机学会出版社，描述了一种从普通ECG中提取呼吸波形的信号处理技术，该技术允许检测呼吸努力。

上述和整个本说明书中提及的所有参考文献的公开内容，以及那些参考文献中提及的所有参考文献的公开内容，均通过引用并入本文。

发明内容

在其中一些实施例中，本发明涉及一种通过分析心电图和/或电描记图的高频成分检测心肌缺血的装置和方法，并且更具体地但不限于包括考虑如心率和/或呼吸频率和/或潮气量等生理状况的分析。

根据本公开的一些实施例的一个方面，提供了一种分析受测者心脏状况的方法，该方法包括测量心电图(ECG，electrocardiogram)或电描记图信号，从ECG或电描记图信号的QRS部分提取高频(HF，high frequency)部分，产生高频QRS(HFQRS，high frequencyQRS)信号，基于分析HFQRS信号计算HF值，测量与受测者相关的至少一个以上生理值，以及基于HF值和生理值分析ECG或电描记图信号。

根据本公开的一些实施例，基于分析HFQRS信号计算HF值包括计算HFQRS信号值。

根据本公开的一些实施例，记录多个不同生理状态下的HF值。

根据本公开的一些实施例，HF值包括HF信号均方根(RMS，Root Mean Square)。

根据本公开的一些实施例，生理值是心率。

根据本公开的一些实施例，计算HF值包括计算第一HF值和计算第二HF值，测量至少一个以上生理值包括测量与测量第一HF值的时间相关的第一生理值和测量与测量第二HF值的时间相关的第二生理值。

根据本公开的一些实施例，分析包括产生多个点的散点图，每个点由HF值的第一值和生理值的第二值定义。

根据本公开的一些实施例，分析包括计算通过散点图中多个点的回归线的斜率。

根据本公开的一些实施例，分析包括基于斜率确定缺血的可能性。

根据本公开的一些实施例，分析包括基于斜率的非正值产生缺血可能性的结论。

根据本公开的一些实施例，通过多个点进行分析，该多个点包括以多个不同心率捕获的点。

根据本公开的一些实施例，分析包括基于HF值和生理值计算出计算值。

根据本公开的一些实施例，计算值是在一个时间段内当前测量的HFQRS信号RMS与在静息状态下测量的静息HFQRS信号RMS的比值，并且生理值是在该时间段内当前测量的心率(HR，heart rates)与在静息状态下测量的静息HR的比值。

根据本公开的一些实施例，计算值等于：

NHFRMS是在该时间段内当前测量的HFQRS信号RMS的最大值与在静息状态下测量的HFQRS信号RMS的最小值之间的差，

NHR是在该时间段内当前测量的HR与在静息状态下测量的静息HR之间的差，

max(HF)是在该时间段内测得的最大HF值，

min(HF)是在该时间段内测量的最小HF值，

current_HR是在该时间段内测量的平均HR，以及

resting_HR是在静息状态下测量的平均HR。

根据本公开的一些实施例，生理值是归一化心率(NHR，normalized heart rate)，其中NHR是在第一时间段内测量的HR与在第二时间段内处于静息状态下测量的静息HR的比值。

根据本公开的一些实施例，计算值包括基于测量的HF值的第一值除以静息时HF值的第二值得到的值。

根据本公开的一些实施例，resting_HR值是针对受测者从存储中检索到的。

根据本公开的一些实施例，resting_HR值是针对与该受测者相关联的一类受测者从存储中检索到的。

根据本公开的一些实施例，生理值是测量的呼吸频率。

根据本公开的一些实施例，生理值是与呼吸深度相关的值。

根据本公开的一些实施例，生理值是呼吸的潮气量。

根据本公开的一些实施例，生理值是通过分析ECG或电描记图信号测得的呼吸频率。

根据本公开的一些实施例，呼吸频率是基于测量连续QRS复合波中R波之间的间隔来计算的。

根据本公开的一些实施例，HFQRS信号值包括基于测量HFQRS信号中的减幅区(RAZ，Reduced Amplitude Zone)得到的值。

根据本公开的一些实施例，HFQRS信号值包括HFQRS信号包络的两个相邻局部最大值之间的间隔长度与QRS复合波长度的比值。

根据本公开的一些实施例，HFQRS信号值包括RAZ的盆地面积与HFQRS信号包络的面积的比值。

根据本公开的一些实施例，HFQRS信号值是在第一时间段内测量的HFQRS信号值与在第二时间段内静息状态下测量的静息HFQRS信号值的比值；以及，生理值是在第一时间段内测量的HR与在第二时间段内静息状态下测量的静息HR的比值。

根据本公开的一些实施例的一个方面，提供了一种用于分析ECG或电描记图信号的系统，该装置包括用于ECG或电描记图信号的输入端，高频(HF)信号提取器，其从ECG或心电图信号中提取HF部分，以及处理器，其被配置为基于分析HF部分来计算HF(ECG或电描记图信号的HF分量)值，测量与受测者相关的至少一个以上生理值，以及根据HF值和生理值分析ECG或电描记图信号。

根据本公开的一些实施例，HF值包括基于分析ECG或电描记图信号中QRS复合波的HF分量得到的HFQRS信号值。

根据本公开的一些实施例，生理值是心率。

根据本公开的一些实施例，处理器被配置为产生多个点的散点图，每个点由HF值的第一值和心率的第二值的定义。

根据本公开的一些实施例，系统被配置为显示散点图。

根据本公开的一些实施例，处理器被配置为计算通过散点图中多个点的回归线的斜率。

根据本公开的一些实施例，处理器被配置为基于包括以多个不同心率捕获的点的多个点产生散点图。

根据本公开的一些实施例，系统被配置为保存HF值和生理值。

根据本公开的一些实施例，处理器被配置为基于HF值和生理值计算出计算值。

根据本公开的一些实施例，还包括用于保存计算值的装置。

根据本公开的一些实施例的一个方面，提供了一种进行心脏负荷测试的方法，该方法包括开始心脏负荷测试，测量ECG或电描记图信号，从ECG或电描记图信号中提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号，基于分析多个不同时间的HFQRS信号计算多个不同时间的多个HF值，在与多个HF值相同的多个时间测量至少一个以上生理参数的多个对应值，以及基于多个生理参数值中的至少部分彼此不同而停止心脏负荷测试。

根据本公开的一些实施例，停止心脏负荷测试包括基于多个生理参数值中的至少部分彼此充分不同而停止心脏负荷测试。

根据本公开的一些实施例，生理参数包括心率，并且停止心脏负荷测试包括在心率达到布鲁斯测试的目标心率之前停止心脏负荷测试。

根据本公开的一些实施例，生理参数包括心率，并且停止心脏负荷测试包括在心率达到六分钟测试的目标心率之前停止心脏负荷测试。

根据本公开的一些实施例，还包括基于多个HF值和对应的多个生理值分析ECG或电描记图信号。

根据本公开的一些实施例的一个方面，提供了一种分析受测者心脏状况的方法，该方法包括测量ECG或电描记图信号，从ECG或电描记图信号中提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号，基于分析多个不同时间的HFQRS信号，计算多个不同时间的多个HF值，在与多个HF值相同的多个时间测量至少一个以上生理参数的多个对应值，并基于多个HF值和对应的多个生理值分析ECG或电描记图信号。

根据本公开的一些实施例，分析包括基于多个生理参数值中的至少部分彼此充分不同进行分析。

根据本公开的一些实施例，生理参数包括心率，并且分析包括在心率达到布鲁斯测试的目标心率之前进行分析。

根据本公开的一些实施例，生理参数包括心率，并且分析包括在心率达到六分钟测试的目标心率之前进行分析。

根据本公开的一些实施例，还包括基于多个HF值和对应的多个生理值来分析ECG或电描记图信号。

除非另有定义，否则本文使用的所有技术和/或科学术语具有与本公开所属领域的普通技术人员通常理解的相同含义。尽管与本文描述的方法和材料类似或等同的方法和材料可以用于本公开的实施例的实践或测试，但下文描述了示例性方法和/或材料。如有冲突，以专利说明书(包括定义)为准。此外，这些材料、方法和示例仅是说明性的，并不意味着必然是限制性的。

如本领域技术人员将理解的，本公开的一些实施例可以体现为系统、方法或计算机程序产品。因此，本公开的一些实施例可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例(包括固件、常驻软件、微代码等)或结合软件和硬件方面的实施例的形式，这些在本文中通常都被称为“电路”、“模块”或“系统”。此外，本公开的一些实施例可以采用体现在一个或多个计算机可读介质中的计算机程序产品的形式，该计算机可读介质具有在其上体现的计算机可读程序代码。本公开的一些实施例的方法和/或系统的实现可以涉及手动、自动或其组合执行和/或完成选定的任务。此外，根据本公开的方法和/或系统的一些实施例的实际仪器和设备，若干选定的任务可以通过硬件、软件或固件和/或其组合来实现，例如，使用操作系统。.

例如，根据本公开的一些实施例，用于执行选定任务的硬件可以作为芯片或电路实现。作为软件，根据本公开的一些实施例的选定任务可以作为由使用任何合适操作系统的计算机执行的多个软件指令来实现。在本公开的示例性实施例中，根据本文所述的方法和/或系统的一些示例性实施例的一个或多个任务由数据处理器执行，例如用于执行多个指令的计算平台。可选地，数据处理器包括用于存储指令和/或数据的易失性存储器和/或用于存储指令和/或数据的非易失性存储器，例如磁性硬盘和/或可移动介质。可选地，还提供网络连接。还可选地提供显示器和/或诸如键盘或鼠标之类的用户输入设备。

一个或多个计算机可读介质的任何组合可以用于本公开的一些实施例。计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。计算机可读存储介质可以是例如但不限于电子、磁性、光学、电磁、红外或半导体系统、装置或设备，或上述任何适当组合。计算机可读存储介质的更具体示例(非详尽列表)将包括以下内容：具有一条或多条电线的电连接、便携式计算机软盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM或闪存)、光纤、便携式光盘只读存储器(CD-ROM)、光存储设备、磁存储设备或上述任何适当组合。在本文档的上下文中，计算机可读存储介质可以是任何有形介质，其可以包含或存储程序以供指令执行系统、装置或设备使用或与之结合使用。

计算机可读信号介质可以包括例如在基带中或作为载波的一部分的、其中包含计算机可读程序代码的传播数据信号。这种传播的信号可以采用多种形式中的任何一种，包括但不限于电磁、光或其任何适当组合。计算机可读信号介质可以是任何计算机可读介质，它不是计算机可读存储介质，并且可以通信、传播或传输程序以供指令执行系统、装置或设备使用或与之结合使用。

包含在计算机可读介质上的程序代码和/或由此使用的数据可以使用任何适当的介质进行传输，包括但不限于无线、有线、光纤电缆、射频等，或上述任何适当组合。

用于执行本公开的一些实施例的操作的计算机程序代码可以用一种或多种编程语言的任何组合来编写，包括诸如Java、Smalltalk、C++等的面向对象的编程语言和诸如“C”编程语言或类似编程语言的传统程序性编程语言。程序代码可以完全在用户计算机上执行，作为独立软件包部分在用户计算机上执行，部分在用户计算机上执行，部分在远程计算机上执行，或者完全在远程计算机或服务器上执行。在后一种情况下，远程计算机可以通过任何类型的网络连接到用户的计算机，包括局域网(LAN)或广域网(WAN)，或者可以连接到外部计算机(例如，通过互联网使用互联网服务提供商)。

下面可以参考根据本公开的实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品的流程图和/或框图来描述本公开的一些实施例。应当理解，流程图和/或框图的每个块，以及流程图和/或框图中的块的组合，可以通过计算机程序指令来实现。这些计算机程序指令可以被提供给通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理装置的处理器以生产机器，使得通过计算机或其他可编程数据处理装置的处理器执行的指令，产生用于实现在流程图和/或框图中指定的功能/动作的手段。

这些计算机程序指令也可以存储在计算机可读介质中，该介质可以指示计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备以特定方式运行，使得存储在计算机可读介质中的指令产生包括实现流程图和/或框图中指定的功能/动作的指令的制造品。

计算机程序指令也可以加载到计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备上，以使一系列操作步骤在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行，以产生计算机实现的过程，从而使在计算机或其他可编程装置上执行的指令提供用于实现流程图和/或框图中指定的功能/动作的过程。

本文描述的一些方法通常仅设计用于由计算机使用，而对于由人类专家纯粹手动执行可能不可行或不实用。想要手动执行类似任务(例如分析高频ECG)的人类专家可能会使用完全不同的方法，例如利用专家知识和/或人脑的模式识别能力，这将比手动完成本文所述方法的步骤要高效得多。

附图说明

本文仅通过示例的方式，参照附图描述了本公开的一些实施例。现在具体参考附图，强调所示细节是示例性的并且是为了说明性地讨论本公开的实施例。在这方面，结合附图进行的描述使本领域技术人员可以清楚地了解本公开的实施例是如何实施的。

在附图中：

图1A是现有技术中用于连接采集电极的典型位置的简化图示，包括用于采集电描记图高频成分的电极；

图1B是现有技术中用于分析电描记图的皮下装置的简化图示；

图2是基于分析电描记图确定呼吸频率的现有技术方法的简化图示；

图3A是根据本发明的示例实施例，通过分析电描记图和/或心电图的高频成分检测心肌缺血的装置的简化图示；

图3B是根据本发明的示例实施例，通过分析电描记图和/或心电图的高频成分来检测心肌缺血的装置的简化图示；

图4A是根据本发明的示例实施例分析受测者心脏状况的方法的简化流程图说明；

图4B是根据本发明的示例实施例进行心脏负荷测试的方法的简化流程图说明；

图4C是根据本发明的示例实施例分析受测者心脏状况的方法的简化流程图说明；

图5A示出了根据示例实施例将HR调整阈值纳入HFQRS信号分析的潜在优势；

图5B示出了将各种心率(HR)和HFQRS信号值与基线心率值进行比较的表格432；

图6示出了根据示例实施例的实验急性期的结果图；

图7A示出了根据示例实施例的ST和iHFQRS信号的显著响应的两个图；

图7B和7C示出了描绘根据示例实施例的闭塞期间的电描记图和HFQRS包络的两个图；

图8示出了根据示例实施例在闭塞期间比较iHFQRS信号和ST偏移的灵敏度的图；

图9示出了根据示例实施例在两次闭塞期间比较ST偏移和iHFQRS的两个图；和

图10A-10C是根据示例实施例显示在诱导缺血发作期间收集的ST和HFQRS信号值的图。

具体实施方式

本发明在其一些实施例中，涉及一种通过分析心电图和/或电描记图的高频成分检测心肌缺血的装置和方法，并且更具体地但不限于包括考虑诸如心率和/或呼吸频率等生理状况等的分析。

概述

已经描述了用于分析高频(HF)ECG信号的各种方法和装置，例如在上述授予Amit等人的美国专利号8,626,275和授予Toledo等人的美国专利号8,538,510中，可选地产生描述HF ECG信号的各种参数，以及可选地基于参数的值检测潜在的缺血和/或额外的心脏状况。非限制性示例参数包括测量HF ECG包络线轮廓中的减幅区(RAZ)。

一些实施例的一个方面包括用于分析在不同心率状况下测量的HF ECG或电描记图信号的方法和装置。

在一些实施例中，在不同心率状况下测量的HF ECG电描记图信号之间的变化潜在地指示缺血的可能性。

在一些实施例中，当在不同心率条件下测量的HF ECG电描记图信号之间的变化值大于阈值时潜在地指示缺血的可能性。

在一些实施例中，比较在两种不同心率下采集的两个HFQRS信号值，并且如果在较高心率下采样的HFQRS信号值不高于在较低心率下采样的HFQRS信号值，则可选的指示缺血的可能性。

在一些实施例中，受测者可选地开始负荷测试，可选地标准负荷测试，例如布鲁斯测试或6分钟测试，并且即使负荷测试比预期提前结束，无论什么原因，分析在不同心率下采集的HF ECG或电描记图测量值可能会产生缺血的指示。作为非限制性示例，受测者没有达到受测者的目标心率，并且可以可选地基于对不同心率下采集的HF ECG或电描记图测量值的分析产生缺血可能性的指示。

在一些实施例中，受测者具有收集HF ECG或电描记图测量值的设备，该设备在一段时间内收集他/她的HF ECG或电描记图测量值，不一定在负荷测试期间。作为一些非限制性示例，该设备可以是植入式心脏设备(ICD，Implantable Cardiac Device)或心脏再同步化治疗(CRT，Cardiac Resynchronization Therapy)设备或动态心电图(holter)。在一些实施例中，该设备可选地记录HF ECG或电描记图测量值和心率。分析不同心率值下的HFECG或电描记图测量值可选地提供缺血的指示。在一些实施例中，该设备可选地记录HF ECG或电描记图测量值和呼吸频率。分析不同呼吸频率值下的HF ECG或电描记图测量值可选地提供缺血的指示。

在一些实施例中，产生并可选地显示HFQRS信号值与心率值的散点图。在一些实施例中，散点图的分析可选地使医生指示缺血的可能性。

在一些实施例中，测量HFQRS信号值和心率值的同一系统存储在同一时间采样的HFQRS信号值和心率值对。

在一些实施例中，系统可选地基于存储的值产生如上所述的散点图。在一些实施例中，系统可选地使用这对值计算回归线。在一些实施例中，系统可选地基于回归线的一个或多个参数产生潜在缺血的指示。在一些实施例中，系统可选地基于回归线的斜率值产生潜在缺血的指示。在一些实施例中，系统可选地基于回归线的斜率的正值产生潜在缺血的指示。

在一些实施例中，系统可选地记录特定时间段内散点图的斜率，并且可选地在额外的时间内继续监测该斜率。在一些实施例中，如果斜率随时间逐渐变化，则系统可选地产生斜率正在变化的指示。在一些实施例中，如果斜率随时间逐渐减小，和/或，斜率的值随时间变得更负，则系统可选地产生缺血可能性的指示。

一些实施例的一个方面包括用于分析在不同生理状况下测量的HF ECG或电描记图信号的方法和装置，可选地产生描述HF ECG或电描记图信号的各种参数，并且可选地基于与生理状况的测量相关的参数值的分析检测潜在的缺血和/或额外的心脏状况。

非限制性示例的HF ECG或电描记图参数包括HF ECG或电描记图的包络的轮廓中减幅区(RAZ)的测量。在一些实施例中，当生理参数(如心率或呼吸频率)较低时，该参数的第一值被解释为指示潜在的缺血，并且当生理参数值较高时，HF ECG或电描记图参数的第二值被解释为指示潜在的缺血。

在一些实施例中，将一个或多个生理参数的值、一个或多个HF信号分析参数的值与潜在心脏状况相关联的表格，用于检测和/或指示具有这种心脏状况的患者的可能性。在一些实施例中，将一种或多种生理状况的值、一种或多种HF信号分析参数的值与潜在心脏状况相关联的查找表(LUT，look-up-table)，用于检测和/或指示具有这种心脏状况的患者的可能性。

在一些实施例中，基于对HF信号分析参数值和生理参数值进行的训练，可选地使用诸如神经网络的机器学习技术来检测和/或指示具有这种心脏状况的患者的可能性。

HF信号参数的一些非限制性示例包括：

HFRMS--ECG信号的高频成分的均方根(或二次均方根)；

RAZ区域--RAZ是HF ECG或电描记图信号的振幅包络中的凹口或间隙的模式。RAZ区域是RAZ在时域中的持续时间；以及

RAZ比值或RAZ百分比--盆地(包络上部轮廓中的凹陷)面积相对于包络上部轮廓下方面积的比值或百分比。

生理参数的一些非限制性示例包括：

心率；

呼吸频率；

归一化呼吸频率，定义为在当前时间段内当前测量的呼吸频率与在静息状态下一个时间段内测量的静息呼吸频率之间的差值；

潮气量--表示在没有额外用力的情况下，在正常吸气和呼气之间的正常空气排量；以及

血压。

需要注意的是，生理参数可以选择由用于获得HF信号参数的相同传感器和处理器来获得。例如，如本领域所知，心率可以从ECG信号中获得。例如，呼吸频率可以从ECG信号中获得，正如Moody等人在上述题为“从多导联心电图中提取呼吸信号”的文章中通过非限制性示例所描述的那样。

为了更好地理解本公开的一些实施例，首先参考图1A和1B所示的心电图和电描记图的测量，以及如图2所示的基于ECG信号的呼吸频率的测量。

现在参考图1A，它是典型的现有技术中用于附接采集电极的位置的简化图示，包括用于采集电描记图的高频成分的电极。

图1A描绘了人类受测者的三个线条图101、102、103，以及用于放置用于采集心电图的高频成分的电极的三组位置105、106、107。

现在参考图1B，它是现有技术中用于分析电描记图的皮下装置的简化图示。图1B描绘了皮下植入的电子盒的简化图示，该电子盒也被称为罐120，并且具有一根或多根电极线121、125，可选地将罐120与一个或多个皮下电描记图信号采集位置122、126处的一个或多个电极电连接。

在一些实施例中，罐120通过电极线121电连接到图1B中所示的皮下采集位置122处的示例电极，该皮下采集位置122可选地位于肋骨124上方、皮肤下方(未示出)和受测者胸骨127的左侧边缘。

在一些实施例中，罐120通过电极线125电连接到图1B中所示的示例采集位置126处的电极，该采集位置126可选地在肋骨124上方、皮肤下方(未示出)和受测者胸骨127的右侧边缘。

需要注意的是，植入的采集位置122、126，甚至是肋骨124的外部，都有可能从含有明显低于皮肤表面采集位置的噪声的信号中受益。

现在参考图2，其是基于分析心电图确定呼吸频率的现有技术方法的简化图示。

图2显示了传统ECG信号中呼吸诱导的QRS复振幅调制的图200。图200具有表示时间的X轴201和表示信号振幅的Y轴202。上部迹线202显示ECG迹线，下部迹线204显示由放置在受测者胸部周围的气动呼吸换能器(PRT，pneumatic respiration transducer)测量的呼吸。上部迹线202和下部迹线204示出了10秒持续时间的测量值。图200取自上述由Moody等人发表的题为“从多导联心电图中提取呼吸信号”的文章。

图2描述并且文章教导了一种用于分析传统ECG信号和呼吸动作中的QRS复振幅的方法。

现在参考示例性实施例，并且通过非限制性示例的方式，可以看到QRS复合波的振幅相对于呼吸增加和减少。

在一些实施例中，呼吸的阶段可选地由患者体内或连接到患者的一个或多个运动传感器测量。在一些实施例中，呼吸的阶段可选地通过环绕在胸部的带子测量。

在一些实施例中，呼吸的阶段可选地由音频传感器测量。这种由音频传感器进行的检测可以潜在地在植入式设备和外部设备中操作。

在一些实施例中，呼吸的阶段可选地由肺活量测定装置测量。肺活量测定装置可位于受测者身体外部的单元中。在一些实施例中，肺活量测定单元可以向植入单元发送信号以能够检测呼吸的阶段。

在一些实施例中，通过使用运动传感器和分析来检测受试者胸部的循环运动，是可选择性地执行检测呼吸循环的一部分。

在详细解释本公开的至少一个实施例之前，应当理解，本公开在其应用上不一定限于以下描述中所述的和/或在附图和/或实施例中所示的部件和/或方法的构造和部署的细节。本公开的内容能够有其他的实施方案，或以各种方式实施或执行。

一些实施例的一个方面涉及在外部连接的监测设备设置内的心电图高频信号的量化，该外部连接的监测设备例如ECG设备、动态心电图仪(一种动态心电图设备)、可穿戴ECG设备(在常规日常活动中携带在病人身上的ECG系统)、“ECG手表”(腕带式ECG设备)等，以及在植入式设备、皮下电极、心内电极或冠状动脉内电极设置内的电描记图的高频信号的量化。在一些实施例中，测量心电图或电描记图的设备可选地是记录设备。在一些实施例中，测量心电图或电描记图的设备可选地是连续测量和/或连续记录设备。

在一些实施例中，植入式设备可以是独立的传感和分析设备，或与另一植入式设备如起搏器、ICD(可植入心脏设备)或CRT(心脏再同步化治疗)设备联合使用。植入式设备可以使用可植入电极来感测电描记图。这种电极可以位于设备本身上，或放置在心脏附近的心脏内或/和心内膜和/或冠状动脉内位置。电极可以测量2个电极之间、2个电极尖端之间(即远端和近端尖端)或电极与设备罐(装有植入式设备的盒子或包装)之间的电描记图信号。

在一些实施例中，电描记图或心电图的QRS段的高频(HF)分析用于检测心肌缺血。在一些实施例中，高频分析可以基于对QRS段的高频心电图(ECG)或电描记图(EGM)信号的分析产生一个或多个参数，这两者将在下文中称为HFQRS信号。术语“HFQRS信号”在本说明书和权利要求中用于表征QRS段的心电图(ECG)或电描记图(EGM)信号的高频部分。

下面列出了一些非限制性示例参数：

HFQRS信号的均方根(RMS)(HFRMS)。HFQRS信号的RMS在缺血期间通常会降低；以及

HFQRS信号中减幅区(RAZ)的存在和量化。

高频QRS(HFQRS)信号包括ECG或电描记图的QRS复合波部分的高频成分。HFQRS信号通常是一个小信号，通常以微伏为单位测量。HFQRS信号提供关于心动周期去极化阶段的信息，并且与复极化阶段的变化相比，在检测应激性缺血方面表现出更高的准确性。在一些实施例中，HFQRS信号通常在150-250Hz(赫兹)的频段，甚至是150-500Hz的频段进行测量和/或分析。

HFRMS-是用于表示QRS复合波的高频的均方根(或二次均方根)的术语，即QRS复合波的高频成分。

HFQRS包络-是用于表示HFQRS复合波的时域包络的术语。在一些实施例中，针对每个导联确定HFQRS包络。在一些实施例中，HFQRS包络可以使用希尔伯特变换后的低通滤波器来计算，如上面提到的美国专利8,626,275中所述。

减幅区(RAZ)-是一个术语，用于指代HFQRS信号(在时域中)包络的振幅中的凹口或间隙模式。RAZ定义为包络上轮廓的两个相邻局部最大值之间的间隔。在一些实施例中，作为非限制性示例，局部最大值的绝对值高于三个在前包络点和三个在后包络点。

在一些实施例中，非限制性RAZ量化技术包括计算盆地(包络的上轮廓中的凹陷，或包络的较高峰中的凹陷)的面积相对于包络的上轮廓下的面积的百分比。

在一些实施例中，可以将RMS的降低和RAZ的量化调整为绝对心率(HR)或归一化心率(NHR)。

NHR可选地计算为当前HR和平均静息HR的比值，可选地在静息状态下的一段时间内测量。

在一些实施例中，可选地通过将表示RMS值或RAZ值的下降的分数除以HR或NHR来进行调整。在一些实施例中，可以使用另一个函数代替除法函数来实现对各种HR值的RMS或RAZ参数的调整。

HFQRS在是各种配置中测量的，从而能够根据导联相对于设备罐的位置以及导联对或导联组合之间的位置来分析多个矢量中的电活动。

例如，用于检测心肌缺血的高频信号与噪声相比振幅相对较低，即使对于心内信号也是如此。在一些实施例中，优选地是对若干QRS间期对齐并平均化，可选地，该些QRS间期处于接近的时间内，因此可假定为患者的相对不变的生理状况的一部分。这种平均过程可能会增加信噪比(SNR，Signal-to-Noise-Ration)，从而可能进行更准确的分析。在上述情况下，“接近的时间”可选地表示在10、20、30、最多180秒内。在一些实施例中，术语“接近的时间”可选地指心率变化不超过X％的时间段，例如，不超过5％、10％、15％。

在一些实施例中，呼吸周期和心率之间的联系在文献中是已知的，并且被称为呼吸性心律失常。

在一些实施例中，心率是控制HFQRS信号行为的因素之一，这导致HFQRS参数和呼吸周期之间的耦合。在一些实施例中，跟踪呼吸周期并比较在呼吸周期的类似位置(例如，在最大呼气时)进行的测量之间的HFQRS结果可能是有益的。

在一些实施例中，为了潜在地改善功耗，HFQRS信号在一个呼吸周期中仅测量一次，可选地在呼吸周期的相同部分测量，而不是在每次心跳测量。

使用最先进的传感器，有可能测量不同部位的血压，例如肺动脉中的血压。这种测量可能提供对患者生理状态的更准确描述，并可能与HFQRS参数以及给定生理状况的其他参数相关。HFQRS参数在正常情况下可能有自然变化。根据生理参数(例如血压、脉搏和呼吸周期)的值对信号进行门控或触发分析，可以使HFQRS更加敏感和准确，从而有可能增加其对缺血状态和缺血性疾病的指示作用。

在一些实施例中，HFQRS和此类附加生理参数(血压、脉搏等)的同时采集、登记和分析可能具有两个后果。首先，在记录一个人的基线时，可以针对多参数状态对HFQRS进行分析和评估。其次，可以仅在某些可能预先确定的多参数状态下进行HFQRS测量或分析。

在一些实施例中，确定用于比较的基线以便通过非限制性示例检测缺血，可选地通过连续测量和持续更新来完成。通过达到特定的HFQRS值或归一化HFQRS值，或通过与基线相比的特定变化，可能检测到急性缺血。通过跟踪基线本身的参数，还可能检测患者状况的逐渐恶化。

现在参考图3A，其是根据本发明的示例性实施例，通过分析电描记图和/或心电图的高频成分来检测心肌缺血的装置的简化图示。

图3A示出了HF电描记图和/或心电图分析器302，以及一个或多个用于收集电描记图信号的电极306的示意图。

在一些实施例中，分析器302可以包括在植入式设备中。

在一些实施例中，一个或多个电极可以附接到设备的主体，也称为设备的罐。

在一些实施例中，分析器302可选地连接到一个或多个与起搏器和/或ICD和/或CRT使用的相同的电极。

在一些实施例中，分析器302可以可选地被包括在同一主体中或者可以作为起搏器和/或ICD和/或CRT。

在一些实施例中，电极306可以包括用于放置在皮肤上的电极、心内膜电极、心内电极和/或冠状动脉内电极中的一个或多个。

在一些实施例中，使用单极电极和/或双极电极和/或多极电极或其混合。

现在参考图3B，其是根据本发明的示例性实施例，通过分析电描记图和/或心电图的高频成分来检测心肌缺血的装置的简化图示。

图3B示出了HF电描记图和/或心电图分析器312、一个或多个用于收集电描记图和/或心电图信号的ECG和/或心电图电极316，以及一个或多个用于收集除ECG和/或心电图之外的生理信号的电极319的示意图。

在一些实施例中，分析器312可以包括在植入式设备中。

在一些实施例中，一个或多个电极316、319可以附接到设备的主体，也称为设备的罐。

在一些实施例中，分析器312可选地连接到一个或多个与起搏器和/或ICD和/或CRT使用的相同电极316、319。

在一些实施例中，分析器312可以可选地被包括在同一主体中或者可以作为起搏器和/或ICD和/或CRT。

在一些实施例中，电极316、319可以包括用于放置在皮肤上的电极、心内膜电极、心内电极和/或冠状动脉内电极中的一个或多个。

在一些实施例中，使用单极电极和/或双极电极和/或多极电极或其混合。

在一些实施例中，用于收集除ECG和/或心电图之外的生理信号的一个或多个电极319，可选地用于估计血压(例如使用来自光电容积描记图(PPG，photoplethysmogram)的数据)和/或呼吸频率(例如使用一个或多个压电传感器和/或一个或多个加速度计和/或鼻内压力传感器)。

在一些实施例中，缺血发作的检测和/或缺血状况的监测，可选地基于使用一个或多个外部电极或一个或多个心内电极测量ECG(心电图)或电描记图的单个和/或多个导联的高频信号的一个或多个参数的变化。

高频信号参数的一些非限制性示例包括：

HR调整的HFQRS信号RMS下降，可选地通过将表示RMS下降的分数除以绝对心率(HR)的值来实现调整。

NHR调整的RMS下降，可选地通过将表示RMS下降的分数除以归一化心率(NHR)来实现调整。用于计算NHR的一个非限制性示例是计算在第一时间段内测量的当前HR(通常为10秒，或在5、10、20、30、40、50和60秒的范围内)与在第二时间段(相同或不同)(通常为60秒)内测量的静息状态下的平均静息HR的比值。这可以用数学方法描述如下(其中HF是高频信号)：

HR调整的RAZ测量值下降，可选地通过将RAZ测量值除以绝对心率(HR)来实现调整。

NHR调整的RAZ测量值下降，可选地通过将RAZ测量值除以归一化心率(NHR)来实现调整。用于计算NHR的一个非限制性示例是计算在通常为5秒的时间段内测量的当前HR与在通常为60秒的时间段内测量的静息状态下的平均静息HR的比值。

HR调整的RMS下降，可选地使用HR和RMS下降的函数来实现调整，使得HR调整的RMS下降在低HR期间的低RMS下降和高HR期间的高RMS下降产生相似的值。这种函数的典型非限制性示例是RMSD/exp(HR)，其中RMSD是RMS下降。

NHR调整的RMS下降，可选地使用NHR和RMS下降的函数来实现调整，使得NHR调整的RMS下降在低NHR期间的低RMS下降和高NHR期间的高RMS下降产生相似的值。这种函数的典型非限制性示例是RMSD/exp(NHR)，而RMSD是RMS下降。NHR可选地计算为在通常为5秒的时间段内测量的当前HR与在通常为60秒的时间段内测量的静息状态下的平均静息HR的比值。

HR调整的RAZ测量值下降，可选地使用HR和RAZ下降的函数来实现调整，使得HR调整的RAZ下降在低HR期间的低RAZ下降和高HR期间的高RAZ下降产生相似的值。这种函数的典型非限制性示例是RAZD/exp(HR)，而RAZD是RAZ下降。

NHR调整的RAZ测量值下降，可选地使用NHR和RAZ下降的函数来实现调整，使得NHR调整的RAZ下降在低NHR期间的低RAZ下降和在高NHR期间的高RAZ下降产生相似的值。这种函数的典型非限制性示例是RAZD/exp(NHR)，其中RAZD是RAZ下降。NHR可选地计算为在通常为5秒的时间段内测量的当前HR与在通常为60秒的时间段内测量的静息状态下的平均静息HR的比值。

在一些实施例中，缺血发作的检测和/或缺血状况的监测，可选地基于测量如上所述的高频信号的一个或多个参数的变化，以及还检测呼吸周期的不同阶段。在一些实施例中，呼吸周期的阶段可以选择通过以下方式来表征：

a.QRS复合波的振幅(在一些实施例中，具体为R波的振幅)

b.心动周期

生理参数的一些非限制性示例包括：

呼吸频率增加：

((current_{breathingrate})-(resting_{breathingrate}))＝((restingcurrent_BR)-(resting_BR))

现在参考图4A，其是根据本发明的示例实施例分析受测者心脏状况的方法的简化流程图图示。

图4A所示的方法包括：

测量ECG或电描记图信号(402)；

从所述ECG或电描记图信号中提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号(404)；

基于分析所述HFQRS信号计算HF值(406)；

测量与所述受测者相关的至少一个以上生理值(408)；以及

基于所述HF值和所述生理值分析所述ECG或所述电描记图信号，基于所述HFQRS信号值和所述生理值计算调整的HFQRS信号值(410)。

在一些实施例中，在生理状况发生微小变化或无变化时HF信号发生显著变化的情况下，指示缺血。作为非限制性示例，HF RMS相对下降50％(例如从8uV(微伏)下降到4uV)和心率增加10％(例如从90BPM(每分钟心跳次数，beats per minute)下降到99BPM)。

现在参考图4B，其是根据本发明的示例实施例进行心脏负荷测试的方法的简化流程图图示。

图4B所示的方法包括：

测量ECG或电描记图信号(422)；

从ECG或电描记图信号中提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号(424)；

基于分析多个不同时间的HFQRS信号，计算多个不同时间的多个HF值(426)；

在与多个HF值相同的多个时间测量至少一个以上生理参数的多个对应值(428)；以及

基于多个生理参数值中的至少部分彼此不同而停止心脏负荷测试(430)。

现在参考图4C，其是根据本发明的示例实施例分析受测者心脏状况的方法的简化流程图图示。

图4C所示的方法包括：

测量ECG或电描记图信号(442)；

从ECG或电描记图信号中提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号(444)；

基于分析多个不同时间的HFQRS信号，计算多个不同时间的多个HF值(446)；

在与多个HF值相同的多个时间测量至少一个以上生理参数的多个对应值(448)；以及

基于多个HF值和对应的多个生理值分析ECG或电描记图信号(450)。

预计在本申请的专利有效期内，将开发许多用于测量电描记图(包括低频和高频)的相关装置和方法，并且电描记图一词的范围旨在包括所有这些先验新技术。

预计在本申请的专利有效期内，将开发许多用于测量心电图(包括低频和高频)的相关装置和方法，并且心电图一词的范围旨在先验地包括所有这些新技术。

术语“包含”、“包括”、“具有”及其变体是指“包括但不限于”。

术语“由……组成”旨在表示“包括并限于”。

术语“基本上由……组成”是指组合物、方法或结构可以包括额外的成分、步骤和/或部分，但前提是额外的成分、步骤和/或部分不会实质性地改变要求保护的组合物、方法或结构的的基本和新颖的特征。

如本文所用，单数形式“a”、“an”和“the”包括复数形式的引用，除非上下文另有明确规定。例如，术语“一个单元”或“至少一个单元”可以包括多个单元，包括其组合。

词语“示例”和“示例性”在本文中用于表示“用作示例、实例或说明”。描述为“示例”或“示例性”的任何实施例不一定被解释为比其他实施例更优选或更有利，和/或排除来自其他实施例的特征的合并。

词语“可选地”在本文中用于表示“在一些实施例中提供而在其他实施例中不提供”。本公开的任何特定实施例可以包括多个“可选”特征，除非这些特征冲突。

在整个本申请中，本公开的各种实施例可以以范围格式呈现。应当理解，范围格式的描述仅仅是为了方便和简洁，不应理解为对本发明范围的硬性限制。因此，范围的描述应该被认为已经具体公开了所有可能的子范围以及该范围内的各个数值。例如，对范围如1到6的描述应该被认为已经具体公开了子范围，例如从1到3、从1到4、从1到5、从2到4、从2到6、从3到6等，以及该范围内的单个数字，例如1、2、3、4、5和6。无论范围的宽度如何，这都适用。

无论何时在本文中指示数字范围(例如“10-15”、“10至15”，或由这些另一个此类范围指示连接的任何一对数字)，都意味着包括在该范围限制内的任何数字(分数或整数)，包括范围限制，除非上下文另有明确规定。短语“在第一指示数和第二指示数之间的范围/范围/范围”和“从第一指示数到”、“到”、“直到”或“直至”(或另一个此类范围指示术语)“第二指示数的范围/范围/范围”，在本文中可以互换使用，并且旨在包括第一指示数和第二指示数以及二者之间的所有小数和整数。

除非另有说明，否则本文使用的数字和基于其的任何数字范围是本领域技术人员理解的合理测量精度和舍入误差范围内的近似值。

应当理解，为了清楚起见，在单独实施例的上下文中描述的本公开的某些特征也可以在单个实施例中组合地提供。相反，为了简洁起见，在单个实施例的上下文中描述的本公开的各种特征也可以单独提供，或以任何合适的子组合提供，或作为适合于本公开的任何其他描述的实施例来提供。在各种实施例的上下文中描述的某些特征不应被认为是这些实施例的基本特征，除非实施例在没有这些要素的情况下无法运作。

如上文所描述以及权利要求部分所要求的本公开的各种实施例和方面在以下示例中得到实验支持。

示例

现在参考以下示例，其与上述描述一起以非限制性方式说明本公开的一些实施例。

现在参考图5A，其图示了根据示例实施例将HR调整的阈值结合到HFQRS信号分析中的潜在优势。

图5A显示了在缺血性患者的常规12导联心电图负荷测试中测量的单导联(V4)HF信号中HFQRS信号值与心率(HR)的相关趋势。

图5A显示了y轴404为HR[每分钟心跳次数]，且X轴406为时间[秒]的顶部曲线图402，以及y轴414为HFQRS信号值[微伏]，且X轴416为时间[秒]的底部曲线图412。

图5A显示了顶部心率曲线图402中的第一条轨迹410，其示出了患者在负荷测试期间的心率，以及底部HFQRS信号值曲线图422中的第二条轨迹411，其显示了在负荷测试期间HF心电图信号的HFQRS信号值。

在不同的时间点412、413、414、415、416用不同的符号表示测试期间在不同心率下的不同HFQRS信号值。

时间412处的圆形符号表示测量基线或静息HFQRS信号值的位置。

时间416处的倒三角形符号表示测量到高HR(在此负荷测试中被视为100％HR)和低HFQRS信号值的位置。

时间413、414、415处的附加符号表示患者达到较低HR的不同时间(分别为100％HR的95％、90％和85％)。

采用不同的时间413、414、415来模拟不同的潜在测试终点，这些终点被选择来模拟三个较短的测试，其中患者达到了较低的心率(分别为100％HR的95％、90％和85％)。使用相同的基线或静息心率计算HFQRS指数以进行额外的模拟测试，如图5B所示，其中显示HFQRS信号值随着心率百分比的降低而单调下降。

现在参考图5B，其示出了将各种心率(HR)和HFQRS信号值与基线心率值进行比较的表格432。

图5A可选地用于从HR调整的阈值中受益，以解释HF趋势。通过非限制性示例，查看图5A中的趋势，可以看出，如果在受测者达到100BPM(参考图5A中的413、414)之前结束测试，则以微伏(uV)为单位的HFQRS的相对下降低于50％的阈值。

图5A还显示了心率高于100BPM的趋势行为(参考415、416)，以及与之匹配的HFQRS的相对下降。我们可以得出结论，阴性的解释是错误的。然而，如果HR调整的阈值降低了在低相对心率变化下呈现高降低的模式的50％阈值，则获得了真正的阳性解释(参考413-414所示的模拟测试)。

此外，表432的结果还显示，HR调整的阈值可降低阳性HFQRS导联的HFQRS水平降低50％的恒定阈值，这对于将导联检测为阳性并进行早期诊断是有价值的。

本文描述了一项研究，其中高频心内电描记图的变化表明心肌缺血的情况。

心肌梗塞(MI)会引起电生理变化，这些变化反映在体表心电图和心内电描记图(EGM，intracardiac electrogram)中。最近的研究表明，EGM监测ST段偏移可能是血栓性冠状动脉闭塞的敏感标志物。体表心电图的高频QRS(HFQRS)已被证明是MI的可靠标志物。很少有关于EGM信号的高频成分的工作发表，例如在MI期间在植入式设备中测量的那些信号。

该研究记录并分析了在典型位置(右心室(RV)、右心房(RA)和左心室(LV))的标准EGM电极在正常情况下和MI期间的心内HFQRS(iHFQRS，intracardiac HFQRS)，以研究iHFQRS对动物缺血的反应。

方法-使用两种不同的猪模型-急性和慢性。在急性模型中，通过使一个冠状动脉中的球囊充气来诱导麻醉猪的缺血。在慢性模型中，沿左前降支(LAD)动脉放置镀铜支架，在支架逐渐闭塞的过程中对有意识的动物进行数周的监测。

结果-在球囊诱发的心肌梗塞(MI)期间，iHFQRS信号的振幅明显降低。该反应先于ST段的变化，并且在短期闭塞中，是缺血的唯一指标。在慢性模型中，与ST段水平相比，iHFQRS信号对置入镀铜支架后发生的缺血更敏感，也更稳定。在缺血性动物的iHFQRS中观察到两种影响：RMS在心率增加期间(负荷测试)下降，并且随着诱发疾病的进展，平均振幅在日常基础上呈现单调下降。这些iHFQRS变化是在急性心肌梗塞(AMI)发生前几天注意到的。

结论-结果表明iHFQRS具有作为心肌缺血发作和进展的早期指征的潜力。

介绍

缺血性心脏病的早期诊断和监测

缺血性心脏病(IHD，ischemic heart disease)是全球主要死因之一，其诊断很大程度上依赖于体表心电图(ECG)的解读。然而，由心肌梗塞(MI)引起的心动周期去极化或复极化阶段的各种异常，在体表心电图中反映为相对较小的变化，或者在目视检查中可能根本不明显。鉴于可以降低死亡率的各种可用临床方案，早期发现IHD和缺血事件可能会大大改善临床结果。

急性心肌梗塞(AMI)是一种急性缺血性疾病，需要及时干预以防止进一步的心肌坏死，是一种典型的情况，从发病到治疗的时间至关重要，必须尽可能缩短。稳定的IHD是指患者的症状状态没有近期或急性变化的情况，是另一种早期发现非常有价值的情况。稳定的IHD患者往往会出现慢性、缓慢恶化的心绞痛症状，这些症状通常通过药物治疗，或者可能需要紧急干预，因此迫切需要进行持续、长期的监测。

与基于心动周期复极化阶段的变化(ST段变化)的体表心电图分析不同，HFQRS分析是基于去极化阶段(QRS复合波)的HF成分。体表ECG信号是毫伏级的，但从体表ECG中提取的HFQRS是微伏级(uV)的。这些低振幅信号的提取可以使用高分辨率ECG采集、信噪比(SNR)增强和先进的信号处理技术。

ST段和HFQRS的独立性质使后者成为诊断过程中潜在的有价值的工具，并增加了可与ST段相关信息一起使用的信息。此外，它已被证明可以提供有关急性心肌梗塞的存在和严重程度的诊断信息，以及在急诊科诊断急性冠状动脉综合征患者。

HFQRS分析可用于其他临床应用。其中一个应用是将HFQRS分析嵌入到植入式设备中，以实现对MI的监测，改进对MI相关病理的诊断并降低医疗保健成本。

心内电描记图

心内电描记图(EGM)是指感测由电极从心脏上或心脏内的特定位置测量的电势信号的内在变化。在一些实施例中，EGM信号可选地由电极(例如植入式心脏设备的电极)记录、分析和存储，该电极允许测量双极记录(从两个相邻电极(通常在腔室内)记录)和单极记录(从位于心脏内靠设备“罐”的尖端电极记录，通常位于上胸部或肩部)。现代植入式设备具有丰富的记忆力，能够连续监测EGM。

与从体表记录的体表ECG相比，EGM信号是从心肌中测量的。因此，EGM记录避免了胸腔和肺部的绝缘作用，因此通常具有5-10倍的振幅。此外，它们不包含来自电极-皮肤界面的噪声，并且被认为更独立于电极定位。

植入式设备(即心律管理设备)的患者具有很高的冠状动脉疾病(CAD，CoronaryArtery Disease)患病率。多项研究表明，可以通过EGM检测心脏缺血，并且EGM检测缺血的敏感性可能优于体表ECG。最近，基于心内ST段测量的植入式设备辅助早期诊断急性心肌梗塞的能力已在猪模型和人体中得到证实。然而，EGM信号中的缺血性HFQRS表现尚未得到研究。

目前的研究报告了表征在MI期间心内HFQRS电描记图(iHFQRS)变化的动物实验。该调查是在临床前环境中进行的，包括急性和慢性模型。急性MI模型用于评估iHFQRS在检测缺血方面的灵敏度和时机，并与心内ST段偏移进行比较。慢性MI模型基于将铜涂层支架植入冠状动脉，并用于测试使用iHFQRS变化识别冠状动脉梗塞形成的可行性，并评估其对缺血负荷提供可靠监测的潜力。

方法

急性期

进行了一项前瞻性、介入性的临床前研究，以评估植入式设备监测和/或早期检测MI的可行性。EGM电极模拟植入式双心室设备，在受控环境中植入3头麻醉和通气的幼年(4-6个月)雌性猪(体重60-70公斤)。

数据采集

EGM使用指定的采集硬件(AQ-200，BSPMedical，Tel-Aviv，Israel)，以及改进的放大器(输入范围±100mV)和接线配置采集。该示例系统配备了每通道2kHz(千赫兹)的高采样率、高达300Hz(赫兹)的宽频率响应和16位的高分辨率，因此适用于HFQRS分析。

作为非限制性示例，从传统的12导联ECG布线配置到STAR配置对系统进行重新布线，以类似于植入式起搏器的布线，具体如下：六个EGM通道连接到通道C1-C6(每个心内电极连接到两个通道，一个用于其远端，另一个用于其近端)，罐连接到左腿通道(LL，left-leg channel)，中性连接到右腿通道(RL，right-leg channel)。通过使用STAR配置，在每个电极尖端:(RVd(右心室远端尖端)、RVd/p(右心室近端/远端尖端)、RAd/p(右心房近端/远端尖端)、LVd/p(左心室近端/远端尖端))和罐之间获得六个远场EGM电压记录。

试验方案

每项试验都以侵入性手术开始，在右心室(RV)、右心房(RA)和冠状窦(CS)植入三个双极起搏器导联，以对左心室(LV)起搏，类似于典型的植入式心内电极定位。每个电极都有一个近端和远端尖端(此后在后缀处分别用“p”和“d”表示)，因此总共同时记录了六个EGM通道。接下来，将另外两个电极植入皮下：位于罐位置并用作参考的罐状模拟电极(CAN)和另一个噪声消除电极(中性)。为了能够可靠地固定到心脏组织，RV和RA电极均植入了可伸缩螺钉(分别为CapSureFix^TM5568，Medtronic和Safios53，Biotronik)，而左心室(LV)电极插入冠状窦(CS)并使用柔性指定电极(Corox OTW 85-BP，Biotronik)定位在左心室(LV)壁附近。通过透视和由外部起搏器触发的EGM信号的实时视觉检查来验证电极定位。

一旦所有电极都正确定位，将其连接到采集设备并记录基线测量值。在记录了令人满意的足够基线记录后，在冠状动脉的不同部位，在一条或多条主要动脉中对球囊导管充气，以产生部分和完全闭塞。主要冠状动脉(左前降支(LAD)、左旋支(LCX)和右冠状动脉(RCA))的部分和完全球囊闭塞用于诱发AMI。表1(见下文)列出了闭塞位置和每只动物的重复次数。闭塞沿冠状动脉的位置、严重程度(完全或部分)和持续时间(闭塞持续时间在10到180秒之间)各不相同。每次闭塞开始于球囊充气前几分钟的基线记录，并在球囊放气后继续，没有任何干预(大于10分钟)。

表1-每个位置的闭塞清单

HFQRS分析

为了从EGM记录中提取iHFQRS内容，采用了三个阶段的处理：(1)峰值检测(PD，peak detection)，(2)对齐，(3)滤除低频段，以获得高频段信号。由于在记录期间(大于10)信噪比(SNR)水平足够，因此采用自动逐拍分析方法进行分析。

1.峰值检测(PD)：一个示例过程是基于寻找振幅高于更新阈值的最大值点。第一步是应用两个中值滤波器，一个用于去除基线(例如301[ms]窗口)，另一个通过从输入信号(例如151[ms]窗口)中减去滤波器输出来抑制T波分量。接下来，使用另一个中值滤波器(例如13[ms]窗口)，用于消除来自非生理来源(例如电极移动)的尖峰，并将信号的绝对值发送到峰值检测器(一些导联具有负极性)。峰值检测器可能找到振幅高于初始设置的自适应阈值的最大值点，该自适应阈值可选地手动设置并且可选地相对于模板平均值迭代更新。PD分别应用于每条导联，并且可选地只有在至少2条导联中检测到的QRS复合波(例如，30ms(毫秒)的时间窗口内)被认为是有效的。检测到的峰值时间可选择性地自动投射到所有可用导联，并用于计算心率(HR)。

2.对齐：QRS复合波的准确对齐用于成功的HFQRS分析。因此，为了优化对齐，将中频范围模板匹配过程应用于检测到的QRS复合波，以实现QRS互相关上参考点的更好定位。为此，原始信号可选地使用因果有限脉冲响应(FIR，finite impulse response)带通滤波器(BPF，band pass filter)进行滤波，截止频率例如为20-70Hz(赫兹)(滤波器阶数为21)，并从基线对齐并平均一组相邻的有效QRS复合波，以构成每个导联的模板。在EGM中，QRS复合波也可以称为V波。模板匹配是基于更新模板和给定QRS复合波(例如，两者的大小均为200毫秒)之间的互相关值。每个导联的初始模板由100个有效复合波构成。模板在记录期间迭代更新，其中每个新的复合波与当前模板进行比较，如果满足纳入标准，则用于更新模板。然后使用模板两次，一次作为参考，以根据互相关值将有效模板与更新模板对齐，另一次是排除不规则复合波。模板和每个检测到的复合波(每个导联)之间的互相关值用作纳入指标，其可选阈值小于0.95作为排除标准。此阶段的结果是所有有效QRS复合波的时间及其匹配滞后以优化对齐。

3.过滤出高频段：为了过滤到HF频段，使用了指定的数字滤波器。在量化之前对所有记录和导联应用该过滤器。接下来，以每个有效QRS复合波为中心，使用200毫秒的时间窗口提取有效QRS复合波。为了进一步优化对齐，采用了基于抛物线近似的高分辨率校正。

HFQRS评估

使用两种方法评估正常灌注和闭塞期间的iHFQRS：形态学检查和量化。为了直观地检查iHFQRS信号，使用Hilbert(希尔伯特)变换计算复合波的包络，仅用于有效复合波。由于iHFQRS信号快速振荡，包络表示法对分析和比较更有效和有用。为了量化HFQRS内容，计算了沿QRS复合波的iHFQRS信号的均方根(RMS)。该量化应用于有效复合波并用于构建iHFQRS时间曲线。这些时间曲线描述了实验过程中(每导联)iHFQRS的水平，并用于评估iHFQRS指标在识别MI时的时间依赖性灵敏度。

常规心电图分析

为了比较HFQRS时间依赖灵敏度与传统EGM衍生的指标，自动提取有效复合波的ST段偏移，并生成匹配的ST段时间曲线。计算QRS复合波的低频RMS值，ST偏移定义为复合波的ST水平和PR间期水平之间的差异。

慢性期

实验方案

对有意识的雌性猪(体重60-70公斤)身上进行了1-2个月不等的5次系列实验，每天24小时监测EGM。为了使LAD逐渐形成闭塞，在获得几天的基线信号后，将镀铜支架植入动脉。在实验过程中通过几次血管造影评估了狭窄的进展。

为了用iHFQRS信号识别闭塞的形成，研究了两种主要的分析方法：(1)升高的HR分析-该方法基于在每天(1到3次)进行的负荷测试期间测量的信号。其基本原理是，在部分闭塞的情况下，动物在HR升高时可能会出现需求性缺血，这可能反映在iHFQRS信号相对于基线信号(正常HR)的减少。(2)长期iHFQRS分析——在这种方法中，HFQRS信号的平均值和标准偏差以一小时或一天为单位进行检查，以确定与狭窄进展相关的HFQRS信号值的降低趋势。上述方法是一种不相关的HR分析。类似的分析方法被应用于ST段的测量，并比较了两种标志物之间检测缺血的性能。

数据采集

与急性模型过程类似，心内双极起搏器导联被置于左心室(LV)、右心室(RV)和右心房(RA)，处于罐位置的皮下电极用作参考导联，另一个皮下电极用于消除噪声(中性)。使用六通道Holter(动态心电图)监测仪对信号进行连续测量，这是一种便携式采集设备，专门为此项目设计(由以色列海法的Beecardia公司制造)。Holter被放置在动物的背部，带有量身定制的背心。以高采样率(1KHz(千赫兹))采集信号并记录到内部存储卡中，每天卸载一次。还可以通过蓝牙与笔记本电脑通信，提供实时信号监测。

结果

急性期

电极定位

所有三只动物均成功植入所有双极电极，顺序如下：右心室(RV)、右心房(RA)和左心室(LV)。这些动物经历了一系列连续的闭塞：12、13和2。闭塞分别沿LAD、CRX(左回旋支)和RCA进行。反复进行透视和视觉评估以确保电极定位正确。

EGM记录-验证

在基线期间从所有动物和所有三个导联同时记录EGM信号。

现在参考图6，其示出了根据示例实施例的来自实验的急性期的结果图。

图6左栏中的两个图表602、604描绘了在基线期间从RV(顶部图表602)和LV(底部图表604)电极的远端622和近端624尖端记录的EGM信号。

EGM信号在过滤到HF频段后的高频(HF)内容的示例(图606、610显示右心室(RV)，图608、612显示左心室(LV))。

图602、604描绘了在正常灌注情况下从右心室(RV)(图602)和冠状窦(CS)(图604)电极的远端和近端尖端记录的EGM信号。尽管它们的形态不同，但去极化和复极化复合波(代表传统ECG中的QRS和T波复合波)在时间上是一致的，并且清晰可见。EGM电压约为几毫伏，冠状窦(CS)远端尖端呈现最大的峰峰值振幅，几乎为11毫伏。与从近端记录的EGM相比，从远端(从RV和LV电极)测量到的信号振幅更大。来自右心房的稳定EGM信号是在RA通道(远端和近端)测得的，其在心房收缩时呈现主导振幅，在心室去极化阶段波动相对较小。

图606、608、610、612显示了在基线期间从远端和近端尖端记录的EGM信号中提取的iHFQRS信号的示例。与低频信号相比，这些信号的振幅明显较低(范围从几十微伏到几百微伏)，即使在去极化的时间范围内(大约70毫秒)也是如此，而在此时间范围之外则几乎检测不到。

图602、604示出了从远端和近端尖端测量的电描记图(EGM)信号的示例(分别为实线622和虚线624)。图606、608、610、612显示了在过滤到HF频段之后EGM信号的高频(HF)内容的示例(图606、610显示了右心室(RV)，图608、612显示了左心室(CS))。

尽管它们的形态不同，但去极化和复极化复合波(代表传统ECG中的QRS和T波复合波)在时间上是一致的，并且在电极和尖端之间清晰可见。EGM电压约为几毫伏，左心室(LV)远端尖端呈现最大的峰峰值振幅，几乎为11毫伏。与从近端记录的EGM相比，从远端(来自RV和LV电极)测量到的信号振幅更大。此外，成功测量了RAd(右心房远端尖端)和RAp(右心房近端尖端)信号，其在心房收缩期间呈现主导振幅，而在去极化阶段呈现相对较小的波动。

HFQRS分析

对来自所有导联和所有三只动物的EGM信号进行了逐拍HFQRS分析。检查了正常灌注期间(即基线)和球囊闭塞期间iHFQRS信号的强度和iHFQRS信号的形态，并与传统ST段分析进行比较。

图6显示了在基线期间从EGM信号(从远端和近端尖端记录)中提取的iHFQRS信号的示例，图6中的中间和右列的图表606、608、610、612。与记录的信号相比，这些信号的振幅明显较低(范围在几十或几百微伏之间)，并且在去极化的时间范围内(大约70毫秒)快速振荡，而在此时间范围之外，几乎检测不到信号。此外，与近端导联相比，从远端记录的HF信号具有更大的振幅(大约4倍以上)。

iHFQRS时间曲线在闭塞期间以及在灌注期和再灌注期的比较中呈现出强度的明显降低和包络的形态变化。RV和LV导联均显示了iHFQRS对由多处闭塞引起的缺血的敏感性。该现象在所有主要动脉的闭塞中同样明显：LAD、RCA和LCX，包括远端位置和非常短的闭塞情况(见下表2)。该表用“+”表示有响应，并且用“-”表示无响应。

表2-不同冠状动脉闭塞的iHFQRS与ST反应的指示

现在参考图7A，其示出了根据示例实施例的ST和iHFQRS信号的两个显著响应图。

图7A显示了ST信号(顶部图702)和iHFQRS信号(底部图704)在LAD中两次连续的、相对长的(大于40秒)完全闭塞期间的显著响应。

图7A显示的第一条线701显示了绝对ST段偏移(顶部图702)和第二条线705显示了位于左冠状动脉(LAD)的两次完全闭塞(分别为50和70秒)期间从右心室导联(RVd)的远端尖端记录的HFQRS信号(底部图704)。垂直线706表示球囊充气时间，垂直线708表示球囊放气时间。

可以看出，在第一次和第二次闭塞期间，iHFQRS的RMS显著相对下降了28％和40％(分别等于7uV和10uV的绝对值)，以及分别为100uV和200uV的主要ST偏移。与RV和LV相反，RA信号在大多数测量中没有表现出足够的灵敏度，因此这里没有展示。

现在参考图7B和7C，该两个图示出了根据示例实施例在闭塞期间描绘的电描记图和HFQRS包络。

图7B和7C显示了在第一闭塞的不同阶段记录的电描记图(曲线图720)的曲线722、723、724和HFQRS信号包络742、743、744(曲线图740)：之前-691秒(722、742)、在早期阶段-724秒(723、743)和接近闭塞的结束-754秒(724、744)。

ST段分析显示在大多数闭塞期间存在显著偏移。然而，通常iHFQRS反应出现的速度明显更快，虽然在记录的EGM信号(包括ST段、T波和QRS振幅)没有出现明显变化，但在iHFQRS信号中已经观察到显著降低。

图7B和7C显示了在闭塞期间不同时间点记录的EGM信号和iHFQRS信号包络之间的单拍比较。在图7B和7C中，EGM形态在闭塞20秒后几乎保持不变(图720中的线722、723)，而iHFQRS包络显著降低(图740中的线742、743)。然而，在50秒后，两个信号都出现了明显的变化，ST段抬高和iHFQRS包络显著降低(图720中的线722、724和图740中的线742、744)。

现在参考图8，该图示出了根据示例性实施例比较在闭塞期间iHFQRS信号和ST偏移的灵敏度。

图8示出了图表800，其X轴802显示时间，以秒为单位，左Y轴804显示HFQRS，以微伏(uV)为单位，而右Y轴806显示ST偏移，以微伏(uV)为单位。

图8以时间曲线的方式比较了在沿着LAD远端段的长时间(3分钟)部分闭塞期间iHFQRS信号809和ST偏移808的灵敏度，并显示在可观察到ST偏移之前75秒810检测到iHFQRS信号809的明显变化。

图8显示了HFQRS信号809与ST段偏移808相比对缺血状况的早期响应的示例。左侧811和右侧812垂直虚线表示球囊充气时间和注意到ST段信号明显偏移的时间。

在一些大于30秒的长闭塞中，与HFQRS分析相比，偏移808较小，而在一些短闭塞中，在没有检测到ST偏移时只有iHFQRS做出响应(参见图9作为示例)。

现在参考图9，其示出了根据示例实施例在两次闭塞期间比较ST偏移和iHFQRS的两幅图。

图9显示了显示ST偏移904的第一幅图902和显示iHFQRS 914的第二幅图912。ST偏移904和iHFQRS 914的时间曲线是在左旋冠状动脉(CRX，left circumflex coronaryartery)远端段的两次短时间(每次10秒)完全闭塞期间从左心室远端导联(LVd，leftventricular distal lead)记录的)。

垂直线分别表示球囊充气906和放气908。

现在参考图10A-10C，其是根据示例实施例显示在诱发性缺血发作期间收集的ST和HFQRS信号值的曲线图。

图10A示出了第一图表1002，其X轴1005是心率，Y轴1004是心内HFQRS(iHFQRS)信号值，单位为微伏[uV]。

第一图表1002示出了在一段时间内收集的iHFQRS信号值与心率值的散点图1008，作为非限制性示例，在一天内还没有诱发缺血。在这段时间里，让实验受测者运动，导致心率随时间而变化。

第一图表1002显示在非缺血性受测者中，iHFQRS信号值随着心率升高而升高。在第一图表1002中绘制的线1009大致平行于可以针对散点图1008中的点计算的回归线。

图10A还显示了第二图表1012，其X轴1015是心率，Y轴1014是ST信号值，单位为微伏[uV]。

第二图表1012示出了在与第一图表1002相同的时间段内收集的ST值与(VS)心率值的散点图1018。

第二图表1012显示在非缺血性受测者中，ST信号值随着心率升高而降低。在第二图表1012中绘制的线1019大致平行于可以针对散点图1018中的点计算的回归线。

图10B显示第三图表1022，其X轴1025是心率，Y轴1024是iHFQRS信号值，单位为微伏[uV]。

第三图表1022示出了在一段时间内收集的HFQRS信号值与心率值的散点图1028，作为非限制性示例，在一天内受测者诱发了缺血。在这段时间里，让实验受测者运动，导致心率随时间而变化。

第三图表1022显示在缺血性受测者中，HFQRS信号值随着心率升高而降低。在第三图表1022中绘制的线1029大致平行于可以针对散点图1028中的点计算的回归线。

图10B还示出了第四图表1032，其X轴1035是心率，Y轴1034是ST信号值，单位为微伏[uV]。

第四图表1032是在与第三图表1022相同的时间段内收集的ST值与心率值的散点图1038。

第二图表1032显示在非缺血性受测者中，ST信号值随着心率升高而降低。在第四图表1032中绘制的线1039大致平行于可以针对散点图1038中的点计算的回归线。

将第二图表1012与第四图表132进行比较，可以看出在非缺血性受测者和缺血性受测者中，ST信号散点图随着心率的升高而降低。

将第一图表1002与第三图表122进行比较可以看出，非缺血性受测者的iHFQRS信号散点图随着心率升高而升高，而缺血性受测者的iHFQRS信号散点图随着心率升高而降低。

在一些实施例中，在不同的时间点测量HFQRS信号和心率的值对，并且估计HFQRS信号值和心率之间的关系。

在一些实施例中，如果在心率增加时HFQRS信号值没有增加，则产生潜在缺血的指示。

在一些实施例中，如果在心率增加时HFQRS信号值降低，则产生潜在缺血的指示。

在一些实施例中，针对HFQRS和心率值对计算回归线。

在一些实施方案中，如果回归线的斜率不是正的，则产生潜在缺血的指示。

在一些实施方案中，如果回归线的斜率为负，则产生潜在缺血的指示。

需要注意的是，第三图表1022的向下倾斜的线可以仅使用散点图1028的较低心率部分来检测。

在一些实施例中，潜在缺血的指示可能在HFQRS信号值与心率值的散点图1028中检测到，该散点图1028中的HFQRS信号值与心率值是在受测者尚未达到为该受测者计划和/或允许的最大心率的一段时间内收集到的。

作为一个非限制性示例，受测者可以开始进行标准的六分钟测试，或布鲁斯测试，或类似的负荷测试，并且根据当前实践，在测试结束前可以通过使用HFQRS信号值与心率值的散点图1028获得潜在缺血的指示，。

通过另一个非限制性示例，受测者可以进行他/她的正常活动，无论他们是否足够费力以达到负荷心率，并且根据当前实践，在测试结束前可以通过使用HFQRS信号值与心率值的散点图1028获得潜在缺血的指示。

在一些实施例中，植入式心脏设备(ICD)可以基于对一个时间段内的心脏信号的分析，选择性地收集成对的HFQRS信号值和心率值，并且可能产生潜在缺血的指示。

在一些实施例中，该时间段可以很短--可选为几分钟，可选地在收集到足够范围的心率后立即由ICD自动选择。

在一些实施例中，ICD可选地计算成对的HFQRS信号值和心率值的滚动回归斜率线值，添加最新的一对值并删除最旧的一对值。

在一些实施例中，当回归线的滚动斜率达到阈值以下时，ICT可选地产生潜在缺血的指示。

在一些实施例中，当回归线的滚动斜率达到滚动斜率的基础阈值的特定百分比以下时，ICT可选地产生潜在缺血的指示。

在一些实施例中，滚动斜率的基础阈值可选地在如上所述的医学检查或负荷测试期间产生，此时医生可选地决定基础值代表合理的、非缺血性的数值。

在一些实施例中，滚动斜率的基础阈值可选地是当ICD开始此类测量和分析时产生的初始值，并且从那时起用作基础值。

在一些实施方案中，滚动斜率的基础阈值可选地由医生确定，可选地当受测者基于滚动斜率呈现潜在缺血的指示时进行调整，并且由医生确定受测者不缺血。

图10C显示了四个图表1042、1052、1062、1072。

这四个图与参考图10A和10B描述的受测者相同，并且显示了在诱导缺血之前(图102、1062)和之后(图1052、1072)在相同的日子里测量的值。

图10C示出了第一幅图1042和第二幅图1052，其示出了当HFQRS信号最高时在心跳期间的短时间段内的HFQRS信号与时间的值。

第一幅图1042的X轴1043以微伏(uV)为单位，Y轴1044以毫秒(mSec)为单位。第二幅图1052的X轴1053以微伏(uV)为单位，Y轴1054以毫秒(mSec)为单位。

图10C还示出了第三幅图1062和第四幅图1072，其示出了在一次心跳期间的ECG信号与时间的值。

第三幅图1062的X轴1063以微伏(uV)为单位，Y轴1064以毫秒(mSec)为单位。第四幅图1072的X轴1073以微伏(uV)为单位，Y轴1074以毫秒(mSec)为单位。

需要注意的是，第一幅图1042和第二幅图1052的X轴1044、1054未与第三幅图1062和第四幅图1072的X轴1064、1074对齐。

第一幅图1042示出了与非缺血性受测者的较高心率(205次/每分钟(bpm))相关联的第一条线1045，以及与非缺血性受测者的较低心率(115次/每分钟(bpm))相关联的第二条线1046。第一幅图1042显示的与图10A中的图表1002显示的一致，即较高的HFQRS信号值与非缺血性受测者的较高心率有关。

第二幅图1052示出了与诱发缺血后的受测者的较高心率(215次/每分钟(bpm))相关联的第一条线1055，以及与诱发缺血后的受测者的较低心率(90次/每分钟(bpm))相关联的第二条线1056。第二幅图1052显示的与图10A中的图表1012显示的一致，即较高的HFQRS信号值与缺血性受测者的较低心率有关。

第三幅图1062示出了与非缺血性受测者的较高心率(205次/每分钟(bpm))相关联的第一条线1065，以及与非缺血性受测者的较低心率(115次/每分钟(bpm))相关联的第二条线1066。第三幅图1062显示了心率之间的差异--心率越高，心跳线的时间越短，并且在较高心率的第一条线1065和较低心率的第二条线1066之间没有显示出振幅上的显著差异。

第四幅图1072示出了与诱发缺血后的受测者的较高心率(215次/每分钟(bpm))相关联的第一条线1075，以及与诱发缺血后的受测者的较低心率(90次/每分钟(bpm))相关联的第二条线1076。第四幅图1072显示了心率之间的差异--心率越高，心跳线的时间越短，并且还显示了较高心率的第一条线1075和较低心率第二条线1076之间的振幅差异。

慢性期

■该模型成功地创建了病变周围狭窄的快速渐进进展。

■在一些动物中，闭塞的进展比预期快，例如冠状动脉对角支在支架植入后仅14天完全闭塞，而左前降支(LAD)在植入后24天完全闭塞。

■在动物1中，虽然未获得区分基线，但通过iHFQRS压力分析(LVp)观察到缺血状况的明确指示。在第一次心肌梗塞(MI)前13天观察到需求性缺血，此时LAD部分闭塞。

■动物3的iHFQRS反应(RVd)在基线测量和支架植入后时段之间也有明显的转变；该转变也与狭窄的进展相关。

■在动物4中，虽然闭塞没有正常发展(植入后立即出现心肌梗塞(MI))，但植入后的iHFQRS明显降低。动物5在实验过程中也显示出iHFQRS反应的明显转变。

HFQRS分析

讨论

急性模型

■此处的结果表明，与灌注和再灌注期相比，闭塞期间HFQRS的强度显著降低。这种现象出现在所有主要动脉的闭塞期间：左前降支(LAD)、右冠状动脉(RCA)和左旋支(LCX)，包括远端位置。

■ST段在闭塞期间出现可检测的偏移。然而，HFQRS反应的出现速度通常明显更快：当低频(LF)信号(包括ST段、T波和QRS振幅)没有出现变化时，高频信号已经观察到明显降低；表明HFQRS是一个更敏感的标志物，或者说，其早期的缺血机制是在信号的高频成分中表达的。这些现象可以在慢性研究的背景下进一步观察，在闭塞形成的早期阶段测量iHFQRS反应，而不是ST反应。

■结果表明，iHFQRS是检测缺血负荷下闭塞逐渐演变的敏感标志物。压力分析结果总体上是一致的，在所有动物中都显示出良好的反应，这与动物的临床状况相关联。

■除了反应时间之外，在一些测量中(通常在非常短的闭塞处)仅测量HFQRS反应而没有ST偏移。

■RV和LV导联都显示出HFQRS对由多个闭塞位置诱发的缺血的敏感性。然而，为了绘制闭塞位置和这些导联之间的关系，没有进行足够的闭塞时长。

■这项初步研究的结果表明，心内信号的iHFQRS分量可以产生心肌缺血的敏感指示，或者等效地，其早期的缺血机制仅在信号的高频段中表达。

■结果还证明了这种方法在灵敏度方面优于传统ST分析的优势。

■iHFQRS形态和时间曲线的显著变化出现在EGM的变化之前(在完全和部分闭塞的情况下分别在大约20-45秒和40-85秒之间)，这一事实表明HFQRS信号是缺血状况的一个更敏感的标志物。

尽管已经结合具体的实施例描述了本公开的内容，但显然许多替代、修改和变化对于本领域技术人员来说将是显而易见的。因此，旨在涵盖落入所附权利要求的精神和广泛范围内的所有这些替代、修改和变化。

申请人的意图是，本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请都将通过引用将其全部并入本说明书中，就好像每个单独的出版物、专利或专利申请在引用时被明确地单独注明，并通过引用将其并入本文。此外，本申请中任何参考文献的引用或标识不应被解释为承认此类参考文献可用作本发明的现有技术。就使用章节标题而言，它们不应被解释为必然限制。此外，本申请的任何优先权文件在此通过引用的方式整体并入本文。

Claims (50)

1.一种分析受测者心脏状况的方法，该方法包括：

测量ECG或电描记图信号；

从所述ECG或电描记图信号的QRS部分提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号；

基于分析所述HFQRS信号计算HF值；

测量与所述受测者相关的至少一个以上生理值；以及

基于所述HF值和所述生理值分析所述ECG或所述电描记图信号。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述分析包括检测潜在缺血。

3.根据权利要求1-2中任一项所述的方法，其中，所述基于分析所述HFQRS信号计算HF值包括计算HFQRS信号值。

4.根据权利要求1-3中任一项所述的方法，其中，所述HF值是针对多个不同的生理状态记录的。

5.根据权利要求1-4中任一项所述的方法，其中，所述HF值包括HF信号均方根(RMS)。

6.根据权利要求1-5中任一项所述的方法，其中，所述生理值是心率。

7.根据权利要求6所述的方法，其中：

所述计算HF值包括计算第一HF值和计算第二HF值；

所述测量至少一个以上生理值包括测量与测量所述第一HF值的时间相关的第一生理值和测量与测量所述第二HF值的时间相关的第二生理值。

8.根据权利要求1-6中任一项所述的方法，其中，所述分析包括产生多个点的散点图，每个点由所述HF值的第一值和所述生理值的第二值定义。

9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述分析包括计算通过所述散点图中多个点的回归线的斜率。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述分析包括基于所述斜率确定缺血的可能性。

11.根据权利要求10所述的方法，其中，所述分析包括基于所述斜率的非正值产生缺血可能性的结论。

12.根据权利要求8-9中任一项所述的方法，其中，通过所述多个点进行所述分析，所述多个点包括以多个不同心率捕获的点。

13.根据权利要求1-6中任一项所述的方法，其中，所述分析包括基于所述HF值和所述生理值计算出计算值。

14.根据权利要求1-13中任一项所述的方法，其中：

所述计算值是在一个时间段内当前测量的HFQRS信号RMS与在静息状态下测量的静息HFQRS信号RMS的比值；以及

所述生理值是在所述时间段内当前测量的HR(心率)与在静息状态下测量的静息HR的比值。

15.根据权利要求14所述的方法，其中，所述计算值等于：

其中：

NHFRMS是在所述时间段内当前测量的HFQRS信号RMS的最大值与在静息状态下测量的HFQRS信号RMS的最小值之间的差值；

NHR是在所述时间段内所述当前测量的HR与在静息状态下测量的所述静息HR之间的差；

max(HF)是在所述时间段内测得的最大HF值；

min(HF)是在所述时间段内测量的最小HF值；

current_HR是在所述时间段内测量的平均HR；

resting_HR是在静息状态下测量的平均HR。

16.根据权利要求1-13中任一项所述的方法，其中，所述生理值是归一化心率(NHR)，其中所述NHR是在第一时间段内测量的HR与在第二时间段内处于静息状态下测量的静息HR的比值。

17.根据权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，所述计算值包括基于测量的所述HF值的第一值除以静息时所述HF值的第二值得到的值。

18.根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述resting_HR值是针对所述受测者从存储中检索到的。

19.根据权利要求15所述的方法，其中，所述resting_HR值是针对与所述受测者相关联的受测者类别从存储中检索到的。

20.根据权利要求3-5中任一项所述的方法，其中，所述生理值是测量的呼吸频率。

21.根据权利要求3-5中任一项所述的方法，其中，所述生理值是与呼吸深度相关的值。

22.根据权利要求3-5中任一项所述的方法，其中，所述生理值是呼吸的潮气量。

23.根据权利要求19所述的方法，其中，所述生理值是通过分析所述ECG或电描记图信号测得的呼吸频率。

24.根据权利要求21-23中任一项所述的方法，其中，所述呼吸频率是基于测量连续QRS复合波中R波之间的间隔来计算的。

25.根据权利要求20-24中任一项所述的方法，其中，所述HFQRS信号值包括基于测量所述HFQRS信号中的减幅区(RAZ)得到的值。

26.根据权利要求25所述的方法，其中，所述HFQRS信号值包括所述HFQRS信号的包络的两个相邻局部最大值之间的间隔长度与QRS复合波长度的比值。

27.根据权利要求25所述的方法，其中，所述HFQRS信号值包括RAZ的盆地面积与HFQRS信号包络的面积的比值。

28.根据权利要求26-27中任一项所述的方法，其中：

所述HFQRS信号值是在第一时间段内测量的HFQRS信号值与在第二时间段内静息状态下测量的静息HFQRS信号值的比值；以及

所述生理值是在所述第一时间段内测量的HR与在所述第二时间段内静息状态下测量的静息HR的比值。

29.一种用于分析心电图(ECG)或电描记图信号的系统，该装置包括：

输入端，用于ECG或电描记图信号；

高频(HF)信号提取器，其从所述ECG或电描记图信号中提取HF部分；以及

处理器，其被配置为：

基于分析所述HF部分来计算HF(所述ECG或电描记图信号的HF分量)值；

测量与受测者相关的至少一个以上生理值；以及

基于所述HF值和所述生理值分析所述ECG或所述电描记图信号。

30.根据权利要求29所述的系统，其中，所述系统分析所述ECG或所述电描记图信号并检测潜在缺血。

31.根据权利要求29-30中任一项所述的系统，其中，所述HF值包括基于分析所述ECG或电描记图信号中QRS复合波的HF分量得到的HFQRS信号值。

32.根据权利要求29所述的系统，其中，所述生理值是心率。

33.根据权利要求32所述的系统，其中，所述处理器被配置为产生多个点的散点图，每个点由所述HF值的第一值和所述心率的第二值定义。

34.根据权利要求33所述的系统，其中，所述系统被配置为显示所述散点图。

35.根据权利要求33-34中任一项所述的系统，其中，所述处理器被配置为计算通过散点图中多个点的回归线的斜率。

36.根据权利要求33-35中任一项所述的系统，其中，所述处理器被配置为基于所述多个点产生散点图，所述多个点包括以多个不同心率捕获的点。

37.根据权利要求30-36中任一项所述的系统，其中，所述系统被配置用于保存所述HF值和所述生理值。

38.根据权利要求30-37中任一项所述的系统，其中，所述处理器被配置为基于所述HF值和所述生理值来计算出计算值。

39.根据权利要求38所述的系统，还包括被配置用于保存所述计算值的所述装置。

40.一种进行心脏负荷测试的方法，该方法包括：

开始心脏负荷测试；

测量ECG或电描记图信号；

从所述ECG或电描记图信号中提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号；

基于分析多个不同时间的所述HFQRS信号，计算在多个不同时间的多个HF值；

在与所述多个HF值相同的多个时间测量至少一个以上生理参数的多个对应值；以及

基于所述多个生理参数值中的至少部分彼此不同而停止所述心脏负荷测试。

41.根据权利要求40所述的方法，其中，所述停止所述心脏负荷测试包括基于所述多个生理参数值中的至少部分彼此充分不同而停止所述心脏负荷测试。

42.根据权利要求40-41中任一项所述的方法，其中，所述生理参数包括心率，并且所述停止所述心脏负荷测试包括在所述心率达到布鲁斯测试的目标心率之前停止所述心脏负荷测试。

43.根据权利要求40-41中任一项所述的方法，其中，所述生理参数包括心率，并且所述停止所述心脏负荷测试包括在所述心率达到六分钟测试的目标心率之前停止所述心脏负荷测试。

44.根据权利要求40-43中任一项所述的方法，还包括基于所述多个HF值和对应的多个生理值分析所述ECG或所述电描记图信号。

45.一种分析受测者心脏状况的方法，该方法包括：

测量ECG或电描记图信号；

从所述ECG或电描记图信号中提取高频(HF)部分，产生HFQRS信号；

基于分析多个不同时间的所述HFQRS信号，计算在多个不同时间的多个HF值；

在与所述多个HF值相同的多个时间测量至少一个以上生理参数的多个对应值；以及

基于所述多个HF值和对应的多个生理值分析所述ECG或所述电描记图信号。

46.根据权利要求45所述的方法，其中，所述分析包括检测潜在缺血。

47.根据权利要求45-46中任一项所述的方法，其中，所述分析包括基于所述多个生理参数值中的至少部分彼此充分不同进行分析。

48.根据权利要求45-47中任一项所述的方法，其中，所述生理参数包括心率，并且所述分析包括在所述心率达到布鲁斯测试的目标心率之前进行分析。

49.根据权利要求45-47中任一项所述的方法，其中，所述生理参数包括心率，并且所述分析包括在所述心率达到六分钟测试的目标心率之前进行分析。

50.根据权利要求45-49中任一项所述的方法，还包括基于所述多个HF值和对应的多个生理值来分析所述ECG或所述电描记图信号。