可植入的心脏刺激装置中的准确的心脏事件检测 相关申请
本申请要求 2008 年 3 月 7 日提交的题为″可植入的心脏刺激装置中的准确的心 脏事件检测 (Accurate Cardiac Event Detection in an Implantable Cardiac Stimulus Device)″的美国临时专利申请 No.61/034,938 的的权益和优先权， 其公开内容以引用的 方式被合并入此处。
本申请与 2009 年 3 月 6 日提交的题为″用于识别和校正心脏事件的过度检测的 方法和设备 (Methods and Devices for Identifying and Correcting Overdetection of Cardiac Events)″的美国专利申请 No._____ 相关， 该申请要求 2008 年 3 月 7 日提交的美 国临时专利申请 No.61/051,332 的权益和优先权， 并且其公开内容也以引用的方式被合并 入此处。
技术领域
本发明一般涉及感测和分析心脏信号的可植入的医疗器械系统。更具体地， 本发 明涉及在患者体内捕获心脏信号以便分类心搏动并控制用于治疗心律失常的治疗的可植 入的医疗器械。背景技术
可植入的心脏刺激装置通常在患者体内感测心脏电信号， 以便将该患者的心脏节 律分类为正常 / 良性或恶性， 从而阻止、 治疗、 或终止恶性节律。这样的恶性节律可以包括， 例如， 心室纤颤和一些室性心动过速。可植入的医疗器械如何精确地分析捕获的信号决定 了它可以如何适当地控制治疗。
新的和替代的用于在可植入的医疗器械中检测和 / 或分析捕获的心脏事件的方 法和装置是需要的。 发明内容
本发明的各种说明性实施例意在通过可植入的医疗器械来提高心脏事件检测的 准确性。本发明可以被具体化为方法和 / 或装置。
附图说明图 1 是示出了用于检测的方法的流程图， 所述方法包括识别和响应检测 的事件的幅度相似性 / 不相似性 ；
图 2 示出了代表性的皮下植入式心脏刺激系统 ；
图 3 示出了现有技术检测曲线 ；
图 4 图形化地描述了捕获的心脏信号的过度检测 ；
图 5 示出了使用两个前峰值的平均值计算 “估计峰值” ；
图 6A-6B 示出了说明性的检测曲线 ；
图 7A-7B 图形化地示出了基于捕获的信号的相似性 / 不相似性测量的动态检测曲 线的变化 ；图 8 是可植入的医疗器械中的心脏信号分析的说明性例子的流程图 ； 图 9 是可植入的医疗器械中的心脏信号分析的另一个说明性例子的流程图 ； 图 10 示出了在心室纤颤的开始期间使用检测曲线的说明性例子的检测。 图 11 示出了用于说明性例子的一组检测曲线和参数 ； 以及 图 12 示出了用于另一个说明性例子的全组检测曲线和参数。具体实施方式
应当参照附图来阅读以下的详细说明。 所述附图， 其不一定按比例， 描述了说明性 的实施例并且不是意在限制本发明的范围。
除非隐含地要求或明确地说明， 下述方法不要求任何特定的步骤顺 序。 应当理解 的是， 在某些实施例中， 当以下的例子提及 “当前事件” 时， 这意味着最近检测的事件正被分 析。 然而， 这并不必需是如此， 并且一些实施例执行被延迟了一个或多个事件检测或固定的 时间段的分析。
可植入的装置通常为被植入者计算心脏速率或心跳速率。 心脏或心跳速率通常以 每分钟心跳 (bpm) 而被给出。这样的装置随后或是单独或是结合一些其它因素 ( 例如， 有 时形态学被使用 ) 使用所述心脏速率， 以确定所述被植入者是否需要治疗。 心脏速率的计算可以通过观察在其处 “事件” 被所述植入的装置检测的速率而被 执行。 在说明性的例子中， 通过将接收的信号与由检测曲线定义的检测阈值相比较， 事件被 检测。检测曲线的说明性的例子在图 3、 6A、 6B、 和 11-12 中示出。当所述接收的信号穿过所 述检测阈值时， 检测的事件被声明。
心电图包括若干部分 ( 经常被称作 “波” )， 根据公知的惯例， 所述若干部分用包括 P、 Q、 R、 S、 和 T 的字母标记， 每一个字母对应于特定的生理事件。典型的是， 设计检测算法 以感测 R 波， 尽管任何部分， 如果重复地被检测， 都可以被用于产生心跳速率。如果除了心 脏速率外还使用形态学 ( 形状 ) 分析， 则所述系统可以捕获和 / 或分析包括所述 Q、 R和S 波的周期的部分， 被称为 QRS 波群。患者的心脏周期的其它部分， 诸如 P 波和 T 波， 常常被 视为不寻求估计心脏速率的目的的人为产物， 尽管这并不必须是如此。
可以在近场或远场中执行感测。心内电图由近场中产生的信号分量支配， 而表面 或皮下感测捕获所述远场中的信号。所述 R 波常常具有比心脏周期的其他部分更大的幅 度， 尽管这可以根据信号如何和从什么位置被感测和 / 或随患者的生理机能而变化。
通常， 为了确定速率的目的， 每个心脏周期只被计数一次。如果在单个心脏周期 中， 所述装置声明了多于一个的检测的事件， 则可以发生过度检测 ( 诸如双重或三重检 测 )。如果 R 波和拖尾 T 波两者从单个心脏 周期中被检测， 或者如果宽 QRS 波群被检测两 次， 则这可以发生。如果噪声导致事件在没有心脏事件已发生时被声明， 例如由于外部噪 声、 起搏假象、 骨骼肌噪声、 电疗等， 则过度检测也可以发生。
过度检测可以导致心脏周期的过度计数。例如， 如果一个心脏周期发生并且检测 算法声明了多个检测事件， 则过度检测已发生。如果心脏速率随后通过计数这些检测中的 每一个而被计算， 则过度计数发生。
计算的心脏速率可以单独或结合其它因素被使用以将心搏动分类为恶性的或良 性的。通常基于这种分类做出治疗决定。依赖于过度检测的事件的过度计数可以导致错误
的高速率计算。 心脏速率的误算可以导致不正确的治疗决定并且， 特别地， 不正确的治疗提 供。 然而， 通过使装置对接收的信号不敏感来简单地阻止过度检测可以引起感测不足， 所述 感测不足可以损害或延迟所需的治疗的提供。
说明性的实施例利用如图 1 的高级功能性框图所示的检测方法。在此用下面提供 的更详细的例子来简要地介绍该方法。所述说明性的方法利用如图 3、 6A、 6B、 11、 和 / 或 12 中的一个所示的检测曲线。在图 1 的说明性的例子中， 当检测的事件彼此相似时， 使用相对 更敏感的检测曲线， 并且当检测的事件彼此不相似时， 使用相对更不敏感的检测曲线。
如在步骤 10 处所示， 将最近检测的事件的峰值和前面的峰值相比较。所述说明性 的例子使用在步骤 10 处的比较来将所述最近检测的事件峰值归类为相对于所述前面的峰 值是相似的 12 或是不相似的 14。步骤 10 处的比较可以采用下面的形式， 例如 ：
其中 A 和 B 是预先确定的值。在所述说明性的例子中， 如果上面的公式产生 “真” 的结果， 则所述峰值是相似的 ； 否则它们是不相似的。
该公式的中间的比值被称为峰值比。在说明性的例子中， A ＝ 0.8 而 B ＝ 1.2。在 其它例子中， A 可以在 0.5-0.9 的范围中， 而 B 可以在 1.1-1.5 的范围中。相似 / 不相似分 析的另外的例子在下面提供。
如果所述最近检测的事件峰值相似于前面的峰值， 如在步骤 12 处 所示的， “相似 的” 检测曲线被应用， 如在步骤 16 处所示。另一方面， 如果所述最近检测的事件峰值不相似 于前面的峰值， 如在步骤 14 处所示， “不相似的” 检测曲线被应用， 如在步骤 18 处所示。相 似的或不相似的检测曲线的选择修改了所述检测方法的敏感度。在一个例子中， 所述相似 的检测曲线比不相似的检测曲线更敏感， 如在步骤 20A/20B 处所示。在另一个例子中， 相似 的检测曲线比不相似的检测曲线更不敏感， 如在步骤 22A/22B 处所示。
被采用的相似的或不相似的检测曲线 16、 18 随后被用于检测下一个检测曲线阈 值越界， 如在步骤 24 处所示。所述方法随后通过 A 26 重复。
在其中检测曲线更敏感或更不敏感的例子在下面示出。简言之， 检测曲线通常定 义时间中给定点处的幅度， 并且如果捕获的信号超过检测曲线定义的幅度， 则发生检测。 通 过提高或降低检测曲线和 / 或修改检测曲线的时间线， 敏感度被提高或降低。
在另一个实施例中， 相似 / 不相似分析可以包括间隔规则。例如， 当两次检测之间 的间隔较长时， 双重检测的可能性降低。在说明性的实施例中， 被相对长的间隔 ( 例如， 大 于 500 毫秒 ) 分开的两个连续的检测不经历相似 / 不相似分析， 因为在长的间隔期间它们 不大可能过度检测。 相反， 当大于预先确定的阈值的长度的间隔被识别时， 相似的或不相似 的检测曲线中的一个或另一个自动地被采用。
预期的是， 本发明可以以若干种形式被具体化， 至少包括可植入的心脏监视系统 和可植入的心脏刺激系统。说明性的皮下心脏刺激系统在图 2 中示出。所述皮下系统相对 于心脏 30 而被示出， 并且包括被耦合到导线 36 的筒 32。所述筒 32 容纳用于执行心搏动的 分析以及用于提供刺激输出的操作电路系统。罐电极 (can electrode)34 被布置在所述筒 32 上。在一些实施例中， 可以将筒 32 的表面 ( 而不是分立电极 34) 作为电极。
导线 36 包括 3 个说明性的电极， 示为环电极 38、 线圈电极 42、 和尖头电极 (tip
electrode)40。这些电极 38、 40、 42 和所述罐电极 34 可以定义多个感测矢量， 诸如 V1、 V2、 V3 并且， 可选地， V4。如果期望， 可以将一个或更多矢量 V1、 V2、 V3、 和 V4 选择用作缺省感 测矢量， 例如， 如在题为″用于在可植入的医疗器械中感测矢量选择的系统和方法 (System and Methods for Sensing Vector Selection in an Implantable Medical Device)″ 的美国专利申请公开 No.2007-0276445 中所讨论的。说明性的皮下系统还在美国专利 No.6,647,292、 和 6,721,597、 和 7,149,575 中示出。可以通过使用任选的电极对来施加刺 激； 一个说明性的例子使用所述罐电极 34 和线圈电极 42 来提供刺激。在又另一个实施例 中， 多个感测矢量可以同时地被使用。
程序员 44 也被示出。通过广为人知的方法， 所述程序员可以被用于如期望的那样 配置植入系统。这些可以包括， 例如， 射频或电感遥测通信。
本发明不限于任何特定的硬件、 植入位置或配置。 相反， 本发明意在作为对任何可 植入的心脏监视和 / 或治疗系统的改进。本发明的实施例可以采用装置或系统的形式， 用 来作为仅在皮下的、 静脉单腔或多腔的、 心外膜的或血管内的可植入的除纤颤器或监视系 统、 或作为用于任何这类系统的方法。
图 2 略去了各种解剖标志。将所示的说明性的系统植入被植入者的肋骨架 ( 未 示出 ) 的外面。说明性地示出的位置将筒 32 大约放置在被植入者的左腋窝下、 和心尖持 平、 导线 36 向胸骨中延伸并且随后沿着胸骨左侧向患者头部延伸。例如， 植入物可以相 似于题为″用于皮下电极插入的装置和方法 (Apparatus and Method for Subcutaneous Electrode Insertion)″的共同受让的美国专利申请公开 No.2006-0122676 中所示出的。 可以将筒 32 放置在前部、 侧部、 和 / 或后部位置， 包括且不限于腋部、 胸部、 和胸下 部位置， 以及安放于患者躯干的左边或右边。所述导线 36 随后可以被放置在多个合适的配 置中的任何一个中， 包括前后部 结合、 仅前部结合、 经静脉的放置， 或者其他血管放置。监 视系统的实施例可以是皮下植入的系统， 所述系统具有多个位于其上的电极的外壳， 带有 或不带有导线。
土 3-5 提供了对检测曲线和其使用的介绍。图 4 中示出了将图 3 的检测曲线施加 于捕获的心脏信号， 其示出了使用这种曲线的过度检测。图 5 示出了 “估计峰值” 的计算， 所述 “估计峰值” 被用于产生由如图 3-4 中示出的检测曲线定义的幅度。应该注意的是， 为 了简化的目的， 在此示出的检测曲线使用已整流的信号而被示出。本领域的技术人员会认 识到， 未整流的信号的检测曲线也将有效地定义感测基线的负侧上的检测曲线。
图 3 在 50 处用其出于示意性的目的所标出的部分示出了检测曲线。所述检测曲 线包括不应期， 用交叉阴影示出。所述不应期是跟随阈值越界之后的初始时间阶段。在不 应期期间， 捕获的信号数据可以被记录和 / 或分析， 但另外的检测的事件不被声明。跟随不 应期是指数衰减阶段， 如所示的。所述指数衰减将所述检测阈值从起始点随着时间降低到 所述装置的感测基底。这种检测曲线的一些问题在 Perttu 等人的美国专利 No.5,709,215 中被讨论。
所述 “感测基底” 可以由装置的硬件限制和 / 或由装置的周围噪声环境所限定。感 测基底还可以以任何适合的方式被选择。 用于感测基底的值可以依据特定的可植入的心脏 刺激系统的特性 ( 例如， 包括输入电路、 滤波器能力、 电极位置和大小以及患者生理机能 ) 而变化，
如在此使用的、 并且为了说明目的， 每个不应期期间的用于检测曲线的所示高度 代表了在那个时间心脏信号的 “估计峰值” 幅度。在工作中， 所述被植入的装置利用一个或 更多前面的检测的事件以评估心脏信号中的峰值的幅度。 说明性的估计的峰值的计算在图 5 中示出。 在图 3 的说明性的检测曲线中， 跟随不应期的指数衰减使用所述估计的峰值作为 它的起始点。并且跟随指数衰减曲线， 从所述估计的峰值降到所述感测基底或一些其他选 择的值。
图 4 示出了在将图 3 的检测阈值， 在 64 示出， 施加到捕获的心脏信号 62 期间可能 出现的问题。 在图 4 中， 不应期由交叉阴影指示出， 如在 60、 66、 68、 70、 和 72 处所示。 在 60、 66、 和 70 处的不应期覆盖所述捕获的信号 62 中的 QRS 波群 ； 由于心脏信号的所期望的部分 已被检测， 这些检测可以被认为是 “准确的” 。
T 波在 74、 76、 和 78 处示出。如可在 74 处所见的， 跟随不应期 60 的 T 波不引起检 测， 尽管它在幅度上接近于衰减检测曲线 64。 在 76 处， 下一个 T 波穿过所述衰减检测曲线， 导致后接不应期 68 的检测。T 波 76 的检测产生两个潜在问题。首先， 由于在单个心脏周期 中发生两次检测 ( 导致不应期 66、 68)， 因而过度检测发生。第二， 如图 5 所示， T 波 76 具有 不同于所述捕获的信号的 R 波的幅度， 并且可以因此影响估计的峰值的计算。 参考图 5， 说明性的例子使用两个前面的峰值的平均幅度作为 “估计峰值” 。如在 80 处所示， QRS 波群的正确识别使得对估计峰值的计算成为可能， 所述估计峰值是先前的 两个 QRS 波群的 R 波幅度的平均。然而， 如 82 所示， 作为第二峰值的 T 波的检测引起对估 计峰值的计算， 所述估计峰值可能低于 R 波峰值。
回到图 4， 在 68 处所示的估计峰值是 R 波 R1 和 R2 的幅度的平均， 然而， 70 所示的 估计峰值是 R 波 R2 和 T 波 T2 的幅度的平均。由于 T 波在幅度上低于 R 波， 如 70 所示， 跟 随 T 波 76 的估计峰值被降低， 增加了另一个 T 波也引起阈值越界和检测的可能性。在说明 性例子中， T 波 78 穿过所述检测阈值， 导致所述系统再一次声明检测的事件。因此 T 波 76 有助于 T 波 78 的过度检测， 并且 T 波的过度检测成为自保持的情况。
图 6A-6B 示出了可以根据本发明的一些例子而被操纵的示意性的检测曲线。参见 图 6A， 检测曲线在 90 示出并且包括具有无应答持续时间 92 的无应答片段， 所述无应答片 段后紧跟着使用估计峰值的 CT1％作为其幅度并且使用 CT1 持续时间 94 的第一常数阈值 片段 (CT1)。跟 在 CT1 之后的是使用估计峰值的 CT2％作为其幅度并且使用 CT2 持续时间 96 的第二常数阈值片段 (CT2)。跟在 CT2 之后的是在估计峰值的幅度的 CT2％开始并向所 述感测基底衰减的指数衰减。
对于图 6A 的说明性的例子， 至少可以利用以下变量来改变检测曲线的敏感度 ：
持续时间 92、 94、 或 96 ；
估计峰值的幅度 CT1％、 CT2％ ；
指数衰减的起始点 ； 和/或
用于所述指数衰减的衰减的时间常数。
在说明性的例子中， 这些变量被单独地或组合使用， 响应于检测的事件峰值幅度 之间识别的相似性或不相似性以提高或降低敏感度。例如， 延伸持续时间 92、 94、 96 的任意 一个会降低整体检测曲线的敏感度。 在一些实施例中， 当其他变量的组合被修改时， 不应期 92 保持固定。
图 6B 示出了另一个检测曲线 100。图 6B 包括 “动态基底” 。所述动态基底是检测 曲线的被设为高于感测基底的选择的值的组分， 并且被用作检测曲线的中间 “基底” 。说明 性的动态基底被调用直到动态基底超时 (DFTO)， 此时所述检测曲线开始向所述感测基底衰 减。
再次参见图 6B， 检测曲线 100 包括具有无应答持续时间 102 的无应答片段， 该片 段后接使用估计峰值的 CT1％作为其幅度并且具有 CT1 持续时间 104 的第一常数阈值片段 (CT1)。在 CT1 之后是使用估计峰值的 CT2％作为幅度并且具有 CT2 持续时间 106 的第二常 数阈值片段 (CT2)。接下来是第一衰减周期， 该周期从 CTS％的幅度开始， 并且在具有幅度 DF％的动态基底结束， 其中每个 CT2％和 DF％基于估计峰值。
对于图 6B 所示的例子， 动态基底和 DFTO108 的引入提供了可以响应于识别的相似 性 / 不相似性而被修改的两个附加的变量。尽管未显示， 在又另一个实施例中， 可以将 CT2 省略以便第一衰减开始于 CT1％、 或其它一些预先确定的估计峰值的百分比、 或甚至开始于 与所述估计峰 值不相关联的常数。在另一个例子中， CT2 被用作用于第一衰减周期的开始 的占位符， 并且被给予等于单个样本周期的非常短的持续时间。尽管在图 6A-6B 中示出指 数衰减， 任何适合的衰减形状都可以被使用， 例如， 包括常数斜线衰减、 或例如其它非指数 函数。 图 7A-7B 示出了说明性的适配曲线， 和对峰值幅度变化的系统级响应。 在图 7A 中， 第一检测在 120 示出。检测曲线通常以对应于图 6B 的检测曲线的形式示出， 尽管如图 6A 中所示的检测曲线也可以被使用。另外的检测发生在 122、 124、 和 126。
在图 7A 的说明性例子中， 检测 120 的紧前面， 存在连续的相似峰值 ( 未示出 )。如 所指示出的， 这导致包含相对短的 CT1， 和低的 CT1％。如在 130 所示的， 用这些参数， T波 几乎可以产生检测阈值越界。
在不应期 ( 再次显示为交叉阴影线块 ) 期间， 说明性的系统记录峰值幅度。峰值 在不应期的下方以模数转换 (ADC) 单位示出。ADC 单位代表装置中的模数转换的输出 ； 在 图中， 这些单位仅为帮助说明其它概念而示出。
峰值被用来计算 128 处所示的峰比率。用于检测 120 和 122 的峰比率是 0.92、 在 这个说明性的例子中， 大约 0.8-1.2 的峰比率被定义为指示 “相似的” 峰值， 所以检测 120 和 122 被认为是相似的。其它范围定义相似 / 不相似的峰比率， 并且可以使用其它对相似 / 不相似的测量。
跟随检测 122 的检测曲线相似于跟随检测 120 的检测曲线， 因为检测 120 的前面 的峰值幅度相似于紧邻其前的峰值幅度 ( 前面的峰值未示出 )。跟随检测 122 的 T 波 132 引起过度检测 124。T 波 132 的峰值低于检测 122 的 R 波峰值。这些峰值产生 0.7 的峰比 率， 对于所述例子， 该峰比率落在定义 “相似的” 峰比率的范围外 (0.8-1.2 被认为是 “相似 的” )。
如所示的系统具有一个事件的内置延迟， 所以接在过度检测 124 之后的检测使用 “相似的” 检测曲线。然而， 与事件 120、 122、 和 124 相反， 在 126 处检测的事件被基于 “不相 似的” 检测曲线参数的检测曲 线所跟随。这导致修改， 如指示的， 包括延长的 CT1 的持续时 间和更高的 CT1％。因此， 在 134 处所示的 T 波不引起检测阈值越界， 并且对于 T 波 134 没 有检测的事件被声明。考虑不相似的峰值幅度的修改防止了图 7A 中所示的说明性例子中
的继续的过度检测。
在说明性例子中， 图 7A 利用以下检测曲线参数 (％表示估计峰值的百分比 ) ；
不相似 相似
无应答 200ms 200ms
CT1％ 95％ 80％
CT1 持续时间 350ms 200ms
CT2％ 50％ 50％
CT2 持续时间 4ms 4ms
DF％ 50％ 37.5％
DFTO 从无应答的起始 720ms
从图 7A， DF％和 DFTO 的包含是不明显的并且， 如果期望， 这些可以在一些实施例 中省略。用于衰减的时间常数可以是任何适合的值。在说明性的例子中， 用于上述参数的 衰减的时间常数处于 400 毫秒的范围内。这些参数的另外的变化和范围在下面提供。
图 7B 用更多所示的检测的事件示出了当其继续时的分析， 起始在左边， 检测的事 件 150 与使用 “相似的” 检测曲线配置的检测曲线相关联。这导致检测 152 处所示的拖尾 T 波的过度检测。如在 154 处所示， 在下一个检测之后， T 波的检测 152 导致估计峰值的减 小 ( 再次， 估计的峰值被示为代表不应期的交叉阴影线块的高度 )。
然而， 被认为和峰值 150 有关的过度检测 152 导致了对 0.63 的峰比率的计算 ( 峰 比率在 162 处被示出 )。 如线 / 箭头 164 所指示的， 低的峰比率引起了随着在 154 处的检测， 对 “不相似的” 检测曲线配置的使用。这个说明性的例子中的延迟是基于硬件环境， 在该硬 件环境中， 与给定的不应期相关联的峰值不被解读为峰值直到给定的不应期结束之后。可 考虑的是， 在一些硬件环境中， 峰值和峰比率可以实时地被发现， 以便 避免单心跳延迟。 在 这样的例子中， 可以在检测 152 的不应期期间或之后引入 “不相似的” 配置。
一旦随着检测 154 引入 “不相似的” 配置， 检测曲线将成功地忽略下一个 T 波 160。 在 156 处所示的下一个检测， 仍然是由 R 波引起的准确的检测。因为在 152 处的 T 波检测 在高度上不相似于在 154( 以及 150) 处的检测， 1.57 的峰比率引起了检测 156 之后的 “不相 似的” 配置的继续使用。再次， 检测曲线成功地忽略 T 波。检测 158 跟随其后。如线 / 箭头 166 所指示的， 检测 154 和 156(1.01 的峰比率 ) 的峰值的相似性引起了对更多敏感的 “相 似的” 配置的再使用。
如在 168 处所示， 跟在检测 158 之后的 T 波被检测。 “不相似的” 检测曲线配置将 再次被引入。 如这个说明性例子中所示的， 在过度检测被避免的时间阶段期间， 相似的峰值 发生并且更多与相似的峰值相关的、 敏感的检测曲线配置被引入。因此， 周期就可以发展， 在所述周期中， 装置在不相似的检测曲线配置和相似的检测曲线配置之间转变。
说明性的检测图形带来 4 个检测的集合， 在该集合中， 出现了 3 个 R 波和 1 个过度 检测的 T 波。如果实际心脏速率是 100bpm， 则对每个 T 波的连贯的过度检测 ( 例如， 如图 4 中所示的 ) 将产生 200bpm 的计算的速率。对于相当大量的 ICD 植入的候选患者， 200bpm 的 心跳速率可以被认为是快速心律失常， 并且可能产生不适当的治疗的风险。然而， 图 7B 的 例子将计算出大约 133bpm 的速率， 这不大可能引起不适当的治疗。
如果期望， 计数器或其他滞后工具可以被用于减缓 “相似的” 和 “不相似的” 检测曲线配置之间的循环。 在说明性的例子中， 在引入不同的检测曲线配置之前， 检测曲线配置一 旦被引入， 其将被用于一些预先确定数量的检测。 例如， 通过在一个不同的检测曲线配置可 能被调用之前使用检测曲线配置， 至少将发生 5 个检测。在另一个例子中， 滞后可以是 “单 边的” ， 这就是说， 只有当一个 “相似的” 或 “不相似的” 配置被引入时， 滞后可以应用。在图 7B 的例子中， 没有附加的滞后被提供，以避免对恶性快速心律失常 ( 诸如心室颤动 ) 的延 迟的识别。
图 8 是可植入的医疗器械中的心脏信号分析的说明性例子的流程图。图 8 的说明 性的例子包括了在 200 处所示的检测循环， 在该循环中， 将输入的信号过滤、 放大、 并且抽 样， 如在 202 处所示。如果期望， 可以将信号在块 202 中整流。
如在步骤 204 处所示的， 将样本随后与由检测曲线定义的阈值进行比较。如在 206 处所示的， 一旦发生阈值越界， 就退出检测循环 200 并且声明检测的事件。如果形态学 分析被使用， 当检测的事件被声明 206， 可以采取不同的步骤来定义与检测的事件相关联的 样本窗口， 例如， 像在题为″ Method for Defining Signal Templates in Implantable Cardiac Devices″的、 共同受让的公开号为 2006-0116595 的美国专利申请、 现为专利号为 7,376,458 的美国专利中， 和 / 或标题为″ Method and Apparatus for Beat Alignment and Comparison″的、 共同受让的公开号为 2006-0116725 的美国专利申请、 现为专利号为 7,477,935 的美国专利中所讨论的。
接下来， 如在 208 所示， 初步分析被执行。这可以包括， 例如， 在题为″ Method and Devices for Performing Cardiac Waveform Appraisal″的、 共同受让的专利号为 7,248,921 的美国专利中所讨论的波形评估。如果初步分析 208 显示了检测的事件 206 似 乎不是心脏事件 ( 或心脏事件被大量噪声所遮蔽 / 覆盖 )， 则检测的事件 206 被识别为可疑 事件， 并且与检测的事件 206 相关的数据被丢弃， 所述方法随之退回到检测循环 200， 使用 和之前所使用的相同的检测参数。在一些实施例中， 步骤 208 可以被忽略。
如在 210 所示， 如果初步分析 208 被通过， 则心律分析被执行。心律分析可以包括 任何数量的步骤 / 方法。一个说明性的例子使用计算的心脏速率和 / 或形态学分析来产生 检测的事件标记， 该标记指示给定的检测事件是否是 “可电击的” 或 “不可电击的” 。形态学 分析可以包括， 例如， 比较存储的或动态变化的模板 ( 例如， 使用相关波形分析 )、 QRS 宽度 分析、 和 / 或其他基于形状的分析。
可电击的 / 不可电击的标记的缓存可以被维护为 X/Y 计数器。 如果预先确定的 X/ Y 比率被满足， 则 X/Y 计数器指示治疗。例如， 18/24 阈值可以被使用， 其中， 如果 24 个前面 的检测事件中通过了初步分析的 18 个是 “可电击的” ， 则 X/Y 计数器指示治疗。短语 “指示 治疗” 意在表示被植入的设备已经识别到可治疗的状况， 并且因此指示患者可能需要治疗。
此外， 可以考虑一个或更多持续存在性的因子。通过对阈值数量的连续的检测 事件判断 X/Y 计数器是否指示治疗， 可以观察到持续性存在。持续存在性分析的说明性 的例子发布在题为″ Method for Adapting Charge Initiation for an Implantable Cardioverter-defibrillator ″的、 共同受让的公开号为 2006-0167503 的美国专利申请 中。例如， 对于连续迭代的最小数量 N( 持续存在性因子 )， 持续存在性因子 ( 如果已包括 ) 可以调用 X/Y 计数器来指示治疗。当非持久的心动过速被识别， 持续性因子可以被递增以 避免电击非持久的心律。 在一个例子中， 初始 N ＝ 2， 并且如果 / 当发生非持久的心动过速，其被以 3 的步频增加。
这些方法是说明性的并且不要求特定的步骤来执行心律分析 210。
除非检测被暂停 ( 例如， 检测可以在刺激提供期间或之后不久被暂停， 或在与植 入物的遥感通信期间由医生暂停 )， 所述方法还执行步骤来为回归到检测循环 200 做准备。 如在 212 所示， 这些步骤可以包括确定是否观察到相似的或不相似的检测事件峰值。分析 的结果在步骤 212 决定用于在步骤 214 中设置检测曲线的检测曲线配置。如在步骤 214 中 所配置的， 检测曲线随后被用于回归到检测循环 200。
上述 “相似的” 和 “不相似的” 检测曲线配置的例子可以用在步骤 214 中来修改检 测曲线。如图 7A 的例子所示， 步骤 214 可以降低持续过度检测的可能性。这可以反过来增 加心律分类的准确度。 如图 7B 所示， 即使有了步骤 214， 过度检测仍可以发生， 然而， 因为修 改可以降低过度检测发生的频率， 所以所述方法有助于避免不正确的治疗决定。
图 9 是另一个可植入的医疗器械中的心脏信号分析的说明性例子的流程图。包括 过滤、 放大、 和抽样的步骤 252、 以及将捕获的信号和阈值进行比较的步骤 254 的检测循环 250 再次示出。 如在 256 所示， 阈值越界引起退出检测循环 250， 并且检测的事件被声明。 初 步分析 258 被再次执行， 像以前一样， 噪声的或可疑的事件识别引起回归到检测循环 250。 如在 260 所示， 如果初步分析块 258 被通过， 则所述方法通过计算心脏速率继续。 如在 262 所指出的， 在一些说明性的例子中， 可以在计算心脏速率之前执行双重检测分析。 如果期望， 块 262 可以被忽略。
如在 264 所示， 如果心脏速率相对高， 则回归到步骤 260， 所述方法通过执行额外 的双重检测分析而继续。在 264 处的双重检测分析可以是不同的， 并且是对除在 262 所指 出的分析的补充之外。双重检测分析 262、 264 可以包括任何适合的用于识别双重检测的 方法。一些例子可以在题为″ Methods and Devices for Identifying and Correcting Overdetection of Cardiac Events″的、 申请号为 61/051,332 的美国临时专利申请中找 到。以下是可能发生在方块 262 或 264 中的分析的例子 ：
- 为检测的事件和相关模板识别高 - 低 - 高相关图形 ；
- 识别多个宽心脏波群检测导致的双重检测， 所述识别可以包括对多对检测事件 是否在时间上非常接近彼此并且是否具有特定的形状特性的观察。
- 识别检测的事件之间的长 - 短 - 长间隔图形
如果期望， 在步骤 262、 264 中， 可以取而代之使用对双重检测 ( 或其他过度检测， 诸如三重检测 ) 的识别的其他因素。
跟在块 264 之后， 心律分析如 266 所示被执行。接下来， 如在 268 所示， 检测曲线 使用又另一个检测曲线配置而被设置， 当计算的速率 ( 步骤 260) 相对高 ( 图 11-12 示出了 例子 ) 时， 该配置被使用。所述方法随后在 A 270 处迭代。
如在 272 所示， 如果心脏速率相对低， 则所述分析确定检测事件峰 值是相似的还 是不相似的。如在 274 所示， 所述方法使用相似性 / 不相似性信息设置检测曲线。所述方 法接下来经由块 A 270 回归到检测循环 250。
在说明性的例子中， “相对低” 和 “相对高” 的速率基于检测的事件之间的间隔的平 均值而被计算， 所述检测的事件是通过初步分析 258， 并且如果已包括， 在 262 双重检测分 析首先通过。
在说明性的例子中， 当小于大约 148bpm 的心脏速率由从检测事件之间的 4 个间隔 的平均值而被计算出时， 计算的速率是低的。 而此外在说明性的例子中， 当大于大约 167bpm 的心脏速率被计算出时， 计算的速率是高的。在例子中， 这些值可以位于滞后带的任意一 边， 在其中， “高” 和 “低” 速率的特性取决于用于前面的检测事件的速率的特性。因此， 在说 明性的例子中， 如果新近计算的速率是 155bpm， 并且前面的速率被定性为 “高” ， 则所述速率 再次被定性为 “高” 。可以使用其他 “高” 和 “低” 的定义， 和 / 或这些值可以在遥感期间被 编程。
在说明性的例子中， 对于高速率， 步骤 268 处不使用对检测曲线的考虑了相似性 和不相似性的修改。图 10 提供的例子示出了对 “不相似的” 检测曲线的调用如何减缓对心 室颤动的识别。图 11 提供了可以用在图 9 的实施例中的参数集的说明性的例子， 以定义检 测曲线。 快速检测曲线参数的加入可以避免对图 10 中所示的恶性心律的识别中的延迟。 图 12 提供了更加详细的例子。
当计算的速率相对高时， 图 9 的说明性的方法使用计算开销大的 “增强分析” (在 方块 264 和 266)， 并且当计算的速率相对低时， 使用更简单的计算。已经在上面相对于图 7B 讨论了一个例子 ： 具有固有速率为每分钟 100 个心脏周期的心脏心律包括引起过度检测 的相对大的 T 波。周期性的对 “不相似的” 检测曲线配置的调用忽略了大多数 T 波， 如果每 个 T 波被计数， 则会产生 133bpm 而不是 200bpm 的计算结果。在例子中， 峰值比率计算允许 使用检测曲线修改以减少对计算开销更大的工具的依赖， 潜在地减少了功率消耗。 图 10 示出了使用在心室颤动开始期间的使用检测曲线的说明性例子的检测。检 测在 300 示出， 具有发生在不应期期间的 R 波峰值， 并且检测曲线容易地忽略了后续的 T 波。为了说明性的目的， 使用 “相似的” 峰值参数定义跟在检测 300 之后的检测曲线。
如在 302 所示， 心脏心律转移为被快速移动、 低幅度峰值特征化的心室颤动 (VF)。 VF 峰值的第一检测发生在 304。用于检测 304 的幅度相对于峰值 300 显著地减少。基于在 300 的检测与前面的峰值的比较， 系统继续使用相同的 “相似的” 峰值参数。随着对于若干 VF 峰值发生检测不足或 “失落” ， 另一个峰值在 306 被检测到。 如所示的， 基于在检测 300 的 峰值和检测 304 的峰值之间的差异， “不相似的” 参数跟在检测 306 之后被使用。由于两个 前面的检测的取平均， 用于检测 306 的估计峰值仍然比当前峰值高相当多。
继续经过图 10， 可以见到的是， VF 峰值在 308 被捕获， 并且在 312 被后接另一个检 测的 VF 峰值。本质上， 当幅度更低的信号被捕获时， 对估计峰值的测量允许检测曲线通过 降低检测曲线的最高部分的幅度来追随 (chase down)VF 信号。
VF 常常在幅度上是不连续的， 并且基线可以偏移 (wander)。作为结果， 由于 VF 的 固有可变性， 使用 “不相似的” 曲线可以产生附加的与检测相关的问题。例如， 检测 312 的 峰值比检测 308 的峰值更高。如在 314 所示， 所述可变性产生指示峰值是 “不相似的” 峰值 比率。如在 316 所示， 所述不相似的曲线随后被引用。因为在这个说明性例子中的不相似 的曲线比相似的曲线相对地更不敏感， 这可以如所示的延迟后续的检测。一个或更多心脏 周期随后可以不被检测地通过被植入的装置。如在 314 所示， 由于峰值 312 不相似于后续 峰值， 更多的检测不足可能跟随其后。
在 320， 图的上部指示检测间隔， 如在 322 所见的， 由不相似的检测曲线配置产生 相对长的间隔， 如果若干间隔的平均值被用于估计被植入者的心脏速率， 则检测不足引起
的长间隔可以使几个计算陷入问题。 至少由于这个原因， 图 9 的方法可以并入图 12 中示 出的快速检测曲线 1070。
图 11 示出了用于说明性例子的检测曲线配置集。检测曲线包括具有相似的和不 相似的变化 400、 410 的慢速曲线， 和具有相似的和不相似的变化的快速曲线 420。 在快速曲 线 420 上的变化被一起示出以简化示图。在图 11 中， 将曲线按比例绘制来示出持续时间上 的差异和幅度相对比例上的差异。不应期用交叉阴影线示出， 并且具有和估计的峰值相对 应的高度。
在说明性的例子中， “慢速”意味着小于大约 147bpm， “快速”意味着大于大约 167bpm， 并且按照相似于上面参照图 9 所说明的方式， 在两者之间使用滞后带。在其他例子 中， 所述滞后带可以更大、 更小、 或被忽略。 “慢速” 的上界可以是 100-200bpm 范围内的任何 位置， 而 “快速” 的下界可以在例如 120-240bpm 的范围内。如果期望， 这些值还可以被进一 步修改。
说明性的慢速相似的曲线 400 用于当被植入者的计算心率相对慢， 并且选择的一 对检测事件的峰值幅度是彼此相似的时。说明性的例子使用 200 毫秒不应期， 其后接 200 毫秒幅度为估计峰值的 80％的第一常数阈值期间， 其后接 4 毫秒幅度为估计峰值的 50％的 第二常数阈值期间， 其后接起始幅度为估计峰值的 50％、 并且使用 400 毫秒的时间常数衰 减至估计峰值的 37.5％的第一时间衰减部分。 说明性的慢速相似的曲线 400 的第一时间衰 减部分结束于从不应期开始后 720 毫秒， 并且后接起始幅度是估计峰值的 37.5％、 并且使 用 400 毫秒的时间常数衰减至检测基底的第二时间衰减部分。
说明性的慢速不相似的曲线 410 用于当被植入者的计算速率相对慢， 并且选择的 一对检测事件的峰值幅度彼此不相似时。 说明性的例子使用 200 毫秒不应期， 其后接 350 毫 秒幅度为估计峰值的 95％的第一常数阈值期间， 其后接具有 4 毫秒幅度为估计峰值的 50％ 的持续期间的第二常数阈值期间。所以第一 “衰减” 期间实际上被用作第二常数阈 值期间 的继续， 因为由于阈值保持在估计峰值幅度的 50％直到第一衰减期间过期故不存在衰减， 所述过期发生在不应期开始之后 720 毫秒。第二时间衰减部分跟在其后， 起始于估计峰值 幅度的 50％， 并且使用 400 毫秒的时间常数衰减至检测基底。
说明性的快速曲线 420 用于当被植入者的计算心率相对快时。对于有效的示图， 相似的和不相似的曲线都在 420 示出。在说明性的例子中， 快速曲线 420 包括 156 毫秒不 应期， 其后接具有 80 毫秒持续时间并且幅度为估计峰值的 60％的第一常数阈值部分。 所述 第一常数阈值期间后接第二常数阈值期间， 其具有 4 毫秒的持续时间以及响应于相似性 / 不相似性而变化的幅度。动态基底也被定义在和第二常数阈值期间相同的幅度， 以便第一 “衰减” 时间期间实际上并不衰减。
当相似的峰值被识别时， 对于第二常数阈值期间和动态基底， 快速曲线 420 使用 估计峰值的 37.5％。 当不相似的峰值被识别时， 对于第二常数阈值期间和动态基底， 所述快 速曲线 420 使用估计峰值的 50％。
曲线被概括于此 ：
Ref(ms)慢速不相似 200慢速相似 20017快速不相似 156快速相似 CT1(％ ) 95 80 60 60 CT1(ms) 350 200 80 80 CT2(％ ) 50 50 50 37.5 CT2(ms) 4 4 4 4 DF(％ ) 50 37.5 50 37.5 DFTO(ms) 720 720 720 720 时间常数 (ms) 400 400 220 220
这些值仅仅是一个实施例的说明性的， 并且可能变化。简言之， 当速率相对低时， 所述方法通过使用峰值的相似性 / 不相似性来确定使用哪个曲线， 在第一对检测曲线之间 进行选择。还在说明性的例子中， 当速率相对高时， 所述方法再次通过使用峰值的相似性 / 不相似性来确定使用哪个曲线， 在第二对曲线之间进行选择。
在说明性的例子中可以看到的是， 快速曲线 420 比慢速曲线更敏感， 并且相似的 曲线比不相似的曲线更敏感。更高的快速曲线 420 的相似性可以有助于跟踪恶性快速心律 失常到相对低的幅度。 这允许所述检测曲线相对快速地匹配常常是低的恶性快速心律失常 ( 诸如 VF) 的幅度。
为了说明， 如果过度检测识别方法使用图形识别来确定过度检测正在发生， 则防 止一些而非全部过度检测的检测曲线处理可以阻碍图形识别。 增加在高速率处的敏感度可 以避免两个系统工具之间的干扰。 图 12 示出了用于另一个详细的说明性例子的检测曲线配置全集。所述例子中的 详细的程度无意于将本发明限制在任何特定的曲线集、 和 / 或复杂程度。图 12 的说明性的 例子集成了若干概念， 包括使用多曲线、 定义快速和慢速曲线、 和使用快速心律失调状况。 在对每个曲线进行说明之前， 定义包括过速开 / 过速关、 和快速 / 慢速中的每个的感测参 数。
过速开 / 过速关 ：
在说明性的例子中， 对于可植入的装置将心动过速区定义为可编程的参数。 尤其， 医生或程序员 44( 图 2) 的其他用户可以设置用于声明心动过速的最低速率。具有代表心 动过速区可编程参数的 VT 区 PP 的速率图像化地在 1000 示出。在说明性的例子中， VT 区 PP 可以被设置在 170bpm 到 240bpm 的范围内。任何时间用于说明性例子的计算速率超过 VT 区 PP 时， 心动过速状况被引入。
一旦心动过速状况被引入， 装置就进入 “过速开” 状况。所述 “过速开” 状况保持 有效直到状况终止。在说明性例子中， 一旦预先确定数量的连续事件以低于 VT 区间 PP 速 率的速率被捕获， 过速开状况就被终止。 在正在工作的实施例中， 24 个低于 VT 区间 PP 的连 续速率计算将终止过速开状况。作为对于 24 个低于 VT 区间 PP 的连续计算值的补充或替 代， 还可以将到 VT 区 PP 的偏移量用于防止过速开 / 过速关的切换。任何时间 “过速开” 状 况无效时， 装置就处于 “过速关” 状况。
快速 / 慢速 ：
接下来， 关于快速和慢速的定义， 数值的例子在 1000 示出。在说明性的实施例中， 低于低阈值的速率被认为是慢的， 而高于高阈值的速率被认为是快的。在阈值之间的速率 落在滞后区间内。 当处在滞后区间中， 如果前面的速率计算值也被认为是快的， 则速率就也 被认为是快的， 而如果前面的速率计算值被认为是慢的， 则速率就也被认为是慢的。 在例子
中， VT 区间 PP 对于高于高阈值的值是可编程的。因此， 一些速率将被认为是 “快速” 的但 将不满足产生 “过速开” 状况的标准。对于高阈值和低阈值的说明性的值被示为 148bpm 和 167bpm ； 本发明不受限于这些值。 用于确定过速开状况的结束的 24 个连续计算值规则意味 着在当 “过速开” 状况仍被调用时， 具有慢速速率是可能的。
电击后特殊情况 ：
最后， 说明性的例子包含特殊情况。在说明性的例子中， 数据种子设定跟在刺激 电击提供之后发生。这公开于题为 “在可植入的心脏刺激装置中跟在心脏刺激的提供之后 的数据处理 (Data Manipulation Following Delivery of a Cardiac Stimulus In an Implantable Cardiac Stimulus Device)” 的美国专利 No.12/355,552 中。除了数据种子 设定之外， 动态基底可以被启用， 而不改变过速开状况。 结果， 随着刺激电击的提供， 说明性 的例子启用动态基底直到高于 VT 区间 PP 的心跳速率被计算。结果， 电击后感测包括处于 过速开、 动态基底开的特殊状态， 称为电击后过速开状况。
随着上述状况的开始， 在图 12 中所示出的 7 个曲线可以被说明如下 ：
检测曲线 1010 用于过速关状况， 当检测的事件显示相似的幅度时， 也用于电击后 动态基底开状况。
检测曲线 1020 用于过速关状况， 当检测的事件显示不相似的幅度时， 也用于电击 后动态基底开状况。
检测曲线 1030 用于过速关状况， 在该状况下速率是快速的、 并且检测的事件显示 相似的幅度。
检测曲线 1040 用于过速关状况， 在该状况下速率是快速的、 并且检测的事件显示 不相似的幅度。
检测曲线 1050 用于过速开状况， 在该状况下速率是慢速的、 并且检测的事件显示 相似的幅度。
检测曲线 1060 用于过速开状况， 在该状况下速率是慢速的、 并且检测的事件显示 不相似的幅度。
检测曲线 1070 用于具有快速速率的过速开状况。
如所示的， 除了电击后特殊情况， 在这些检测曲线中使用动态基底取决于过速关 状况是否正在发生。结果， 曲线 1050、 1060、 和 1070 不示出动态基底。相反， 第一衰减期间 被示为衰减到系统的噪声基底或感测基底。
如所见的， 系统允许大数量的不同变量被处理。以下表格为说明性的例子提供了 数值信息， 其中幅度被提供为估计峰值的百分比， 并且持续时间以毫秒提供 ：
曲线 1010 1020 1030 1040 1050 1060 1070 Ref(ms) 200 200 156 156 200 200 156 CT1(ms) 200 350 80 80 200 350 80 CT1(％ ) 80 95 60 60 80 95 60 CT2(％ ) 50 50 37.5 50 50 50 37.5 DF(％ ) 37.5 50 37.5 50 * * * DFTO(ms) 720 720 720 720 * * * 图 12 意在是说明性的例子， 并且所示的特定的配置、 特征和数值例子无意于限制本发明。 对于在此引用衰减期间的任何实施例， 可以使用任何适合的形状。 在一些例子中， 这可以包括指数衰减、 任何其他渐进衰减、 或直线衰减。同样， 当上述实施例涉及常数阈值 期间时， 替代的衰减期间包含在额外的实施例中。通过在一段时间期间增加阈值导致的曲 线的跳变是可以替换衰减或常数阈值期间的另一替换物。
尽管连续的或模拟的信号在说明性的例子中示出， 本领域的技术人 员应当认识 到， 检测曲线和 / 或捕获的信号也可以在数字域中表示， 以便任何这些衰减的数字近似可 被实施。
如上面所指出的， 可植入的装置通常单独使用心率或是结合一些其他因素使用心 率来判断被植入者是否需要治疗。 “一些其他因素” 可以包括任何适合的因素诸如， 例如， 与检测的事件相关联的心脏信号的形态 / 形状、 和 / 或任何非心脏和 / 或非电信号的观察。 形态学分析的例子包括相对于表示预先确定的心脏状况， 诸如正常窦性心律， 或一些预先 确定的心律失常状况， 诸如心房颤动的存储模板的相关分析。面积差和平方差是可以被执 行的相关分析的两种形式。 其他分析， 诸如主成分分析、 源分离、 小波变换、 并且其他数学分 析也可以作为形态学分析的一部分而被执行。
一些说明性的非心脏或非电信号可以包括， 例如， 脉搏血氧数据、 患者呼吸数据、 指示患者动作的加速度计数据、 血液成分的光学询问 (optical interrogation)、 或包括被 植入者内的测量温度或血压在内的任何其他适合的因素。 这些因素中的一些可以使用组织 阻抗测量而被计算。非心脏信号可以以若干形式被使用， 包括， 例如， 为确保捕获的电信号 实际上是心脏信号， 或为告知通过提供患者状态 ( 例如， 患者的呼吸是加速的、 吃力的、 正 常的、 还是停止的？或者患者是直立的还是躺下的？ ) 的指示所作出的决定。本发明关注 在其中将这些额外的因素、 或任何其他适合的因素包括在作出刺激提供决定中的实施例。
上面所提供的、 用于判断 “相似的” 或 “不相似的” 事件是否正在发生的公式是说 明性的例子。所示方法将两个最近的峰值进行比较来确定他们是否是相似的。其他因素可 以被使用。 例如， 系统可以维护关于前面的峰值行为或趋势行为的统计， 并且可以使用平均 值或趋势平均值、 以及标准差或方差来确定新的检测事件是可能落在 “相似的” 界限内， 还 是 “不相似的” 界限内。
在又另一个例子中， 可以相对于估计的峰值， 而不是最近的峰值， 对相似的 / 不相 似的进行判断。在另一个例子中， 峰对峰比率被计算并 被记录以产生峰值比率的统计。落 在统计界限外的预料外的峰值比率结果可以被认为指示不相似性。
滞后可以内置于相似的 / 不相似的识别步骤中。例如， 峰值比率的 3 部分范围可 以被使用如下 ：
范围 结果
峰值比率＞ 1.3 或峰值比率＜ 0.7 不相似的
0.9 ＜峰值比率＜ 1.1 相似的
其他 和前面的结果一样
在这个例子中， 滞后带被内置于峰值比率计算中。
峰值相似性是判断连续的检测事件是否是相似的或不相似的一种方法。 另一种方 法可以包括形态学分析。例如， 可以由相关波形分析对两个连续事件进行分析， 来判断所
述两个事件是否是相似的或不相似的。在另一个例子中， 将一系列的检测事件的每一个和 模板进行比较， 来判断相对于模板是否发生相似性或不相似性。在又另一个例子中， 事件 可以用一串比较进行对比， 而不是将两个事件彼此比较， 例如， 可以将事件 (n) 与每个事件 (n-1) 和事件 (n-2) 进行比较来观察相似的 / 不相似的图形是否出现， 很可能指示过度计 数， 并且在说明性例子中很可能证明较不敏感的检测曲线的使用。
就像将检测事件和存储数据进行比较来判断最近的检测事件和存储数据的相似 性一样， 给定正在进行的比较的性质， 描述检测事件和前面的检测事件的比较， 在简单幅度 上、 或是在形态学上也是准确的。存储数据可以来自对一个或多个前面的事件的分析。这 提供了更多的对潜在活动的一般描述。
如上面所指出的， 也可以使用对估计峰值的其他测量。上述例子简单地将两个前 面的峰值幅度进行平均。下面是额外的说明性的估计峰值的计算 ：
估计峰值 [n] ＝峰值 [n-1]
估计峰值 [n] ＝ ( 峰值 [n-1]+ 峰值 [n-2])/2
估计峰值 [n] ＝ ( 峰值 [n-1]+ 估计峰值 [n-1])/2
其中 [n] 代表被考虑的事件， 而 [n-1， n-2] 代表前面检测的事件。另外， 可以采用 更多的波群函数。在另一个实施例中， 新的检测峰值与前面的峰值或估计峰值的相似性 / 不相似性可以被分析来判断是否从更新的估计峰值的计算中排除了新的检测峰值。
如上面所指出的， 提供了对于值的各种变化， 例如， 参照图 7A-7B， 以下范围是说明 性的 ：
不相似的 相似的
无应答 ： 50-350ms 50-250ms
CT1％ ： 80-110％ 60-85％
CT1 持续时间 ： 0-400ms 0-300ms
CT2％ ： 40-90％ 30-60％
CT2 持续时间 ： 0-200ms 0-200ms
DF％ ： 30-70％ 25-50％
DFTO ： 从无应答开始 500-1500ms
此外， 如上面所讨论的， 除了对峰值相似性或连续检测的其他特性进行比较， 连续 检测之间的期间还可以控制调入哪个检测曲线。在一个例子中， 如果两次检测之间的期间 超过例如 500-1000ms 的阈值， 则假没检测不是在单个心脏周期中发起的， 并且调用 “相似 的” 检测曲线。
以下是特定的额外配置例子 ：
例子 A ：
不相似的 相似的
无应答 ： 150ms 150ms
CT1％ ： 90％ 80％
CT1 持续时间 ： 200ms 200ms
CT2％ ： 75％ 60％
CT2 持续时间 ： 300ms 20msDF％ ： 45％ 45％
DFTO ： 从无应答开始 800ms
例子 B ：
不相似的 相似的
无应答 ： 100ms 200ms
CT1 幅度 ： 80％ 80％
CT1 持续时间 ： 200ms 200ms
CT2 幅度 ： 50％
CT2 持续时间 ： 100ms
DF％ ： 35％ 35％
DTO ： 从无应答开始 1250ms
如例子 B 中所示， 当不相似的事件被识别时， 将 CT2 分量从检测曲线中排除。一些 实施例并入了这种变化。此外， 由于更短的不应期和 CT2 参数的省略， 不相似的曲线在这里 比相似的曲线更敏感。如上面所指出的， 这可能助长可被其他方法识别和修正的一致的过 度检测。
在一些例子中， 以特定方式对上述配置进行修改， 以包含如下公式 ：
阈值幅度＝估计峰值的 P％ + 常数
例如 ：
不相似的 相似的
无应答 ： 200ms 200ms
CT1％ ： 80％ +25ADC 80％
CT1 持续时间 ： 350ms 200ms
CT2％ ： 50％ +25ADC 50％
CT2 持续时间 ： 200ms 100ms
在这个例子中， “25ADC” 意味着 25 个 ADC 单元。在这个说明性的配置中， CT1％和 CT2％的最大值可以被设为 ADC 输出的最大动态范围， 或设为其他一些预先确定的最大值。
上面的说明性例子可以以很多适合的形式体现。 一些实施例将是以各种组合包含 一个或多个上述特征 / 子方法的方法实施例。一些实施例 将是适于执行上面所讨论的方 法的装置。一些实施例将采取包含控制器可读指令集的实体媒介的形式， 诸如磁性的、 电 的、 或光学的存储媒介。一些实施例将采取与用于按照一种或更多方法指导装置中不同部 件的操作的存储的指令集相关的控制器 / 微控制器的形式， 或包括这种控制器 / 微控制器。
简而言之， 说明性的例子可以利用微处理器驱动的系统， 所述系统包括用于将一 个或多个信号矢量选择作为感测矢量的输入切换矩阵。 所述切换矩阵产生一个或更多轮流 耦合于模数转换电路系统的放大器和滤波器电路。 对输入信号的额外滤波可以在数字域被 执行， 包括例如 50/60Hz 陷波滤波器。随后可以通过使用微控制器和任何相关的适合的寄 存器和逻辑电路来将输入信号进行分析。 一些实施例包括， 例如， 用于峰值检测和测量或事 件检测和测量， 或用于相关波形分析的专用硬件。
在若干说明性的例子中， 基于对指示刺激的心律的识别， 充电操作被进行。 用于充 电高电压或刺激电容的子电路可以具有任何适合的形式。 一个例子使用了在本领域中公知的结构、 采用回扫变压器电路的形式的充电器。任何使得相对低电压电池来将电容充电到 相对高的电压的过程和 / 或电路都可以被采用。
所述装置还可以包括输出电路系统， 该输出电路系统包括， 例如， 用于控制来自高 功率电容的输出极性和持续时间的输出 H 桥或其修改。和 H 桥相关的控制电路系统可以被 包括例如以监视或控制用于恒定电流输出信号或用于执行诊断函数的电流水平。 所述电路 系统可以被容纳在密封封装的筒中。
本领域的技术人员将认识到， 本发明可以表现为不同于在此处所描述或考虑的特 定实施例的各种其他形式。因此， 可以做出形式和细节上的改变而不脱离本发明的范围和 精神。