本申請(qǐng)要求于2015年8月6日提交的美國專利申請(qǐng)No.14/819,889的優(yōu)先權(quán)，其要求于2014年8月18日提交的并且題為CALCULATION OF SELF-CORRELATION IN AN IMPLANTABLE CARDIAC DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,440、于2014年8月18日提交的并且題為CARDIAC RATE TRACKING IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,437以及于2014年8月18日提交的并且題為PEAK SELECTION FOR SELF CORRELATION ANALYSIS OF CARDIAC RATE IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,438中的每個(gè)的權(quán)益和優(yōu)先權(quán)，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。本申請(qǐng)還涉及于2015年8月6日提交的并且題為CARDIAC RATE TRACKING IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE(代理人文件號(hào)1001.3750101)的美國專利申請(qǐng)No.14/819,817以及于2015年8月6日提交的并且題為PEAK SELECTION FOR SELF CORRELATION ANALYSIS OF CARDIAC RATE IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE(代理人文件號(hào)1001.3751101)的美國專利申請(qǐng)No.14/819,851，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

背景技術(shù)：

可植入除顫器被設(shè)計(jì)成遞送電刺激以終止某些有害的心律失常。這種裝置必須準(zhǔn)確地識(shí)別危險(xiǎn)的心律失常(敏感性)。它們還必須避免在不需要時(shí)遞送電刺激(特異性)。在這種有害的心律失常的鑒別中獲得高靈敏度和特異性是一個(gè)挑戰(zhàn)。

典型地可治療的心律失常包括心室纖維性顫動(dòng)(VF)和/或多形性室性快速性心律失常(PVT)。其他心律失?？梢园▎涡涡允倚钥焖傩孕穆墒С?MVT)、心房纖維性顫動(dòng)(AF)和心房撲動(dòng)(Flutter)，其中AF和Flutter的房性心律失常被認(rèn)為是室上性快速性心律失常(SVT)。針對(duì)一些患者，MVT由使用了抗心動(dòng)過速起搏(ATP)的可植入除顫器來治療，而AF和Flutter典型地由其他治療完全解決。此外，患者可以經(jīng)歷運(yùn)動(dòng)誘發(fā)的室性心動(dòng)過速(VT)，其典型地根本不進(jìn)行治療。一些患者經(jīng)歷束支傳導(dǎo)阻滯和可能以升高的速率出現(xiàn)的其他狀況，導(dǎo)致了針對(duì)每個(gè)心跳的心臟信號(hào)的信號(hào)形狀(形態(tài))相對(duì)于較慢速率的形態(tài)而改變?？芍踩胙b置被期望適當(dāng)?shù)貐^(qū)分這些各種狀況并僅針對(duì)特定狀況施加正確的治療。

Chen等人在Ventricular Fibrillation Detection By A Regression Test On The Autocorrelation Function,Med Biol Eng Comput.；25(3):241-9(1987年5月)中討論了自相關(guān)函數(shù)(ACF)的使用來識(shí)別其中執(zhí)行ACF的心室纖維性顫動(dòng)。Chen等人假設(shè)ACF輸出中的峰值預(yù)期是周期性的和/或規(guī)則的，并且當(dāng)發(fā)生室性心動(dòng)過速(VT)時(shí)應(yīng)當(dāng)通過線性回歸測(cè)試。因此，ACF的結(jié)果經(jīng)受線性回歸分析，并且如果線性回歸未能找到線性擬合，則聲明VF。Chen等人將它們的分析限制于VF和VT，并且沒有解決這樣的事實(shí)：他們討論的線性回歸針對(duì)室上性心律失常諸如心房撲動(dòng)或心房纖維性顫動(dòng)(針對(duì)其典型地不需要除顫治療)也可能會(huì)失敗。此外，使用ACF來添加線性回歸測(cè)試將針對(duì)可植入系統(tǒng)產(chǎn)生非常大的計(jì)算負(fù)擔(dān)。

Sweeney等人在美國專利8,409,107和/或8,521,276中討論了被應(yīng)用于使用曲線匹配的檢測(cè)到的心臟信號(hào)的變換的ACF的使用。ACF將被應(yīng)用于識(shí)別重復(fù)曲線。這樣的重復(fù)曲線可以被用于從被變換的信號(hào)中找到心跳，其可以被用于計(jì)算速率。然而，ACF不直接被應(yīng)用于時(shí)變心臟信號(hào)。

這些示例中的每個(gè)中的ACF涉及要被計(jì)算的大量計(jì)算步驟。為了使ACF在可植入裝置中更有用，解決潛在心律失常的頻譜的簡化方法和可替代方法是需要的。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明人已經(jīng)認(rèn)識(shí)到，除其他外，要解決的問題可以包括修改的自相關(guān)函數(shù)至可植入心臟裝置中的并入?？梢赃M(jìn)行修改以減少相關(guān)函數(shù)的計(jì)算負(fù)擔(dān)并且適應(yīng)于在監(jiān)視心臟功能的可植入裝置的背景下出現(xiàn)的一些困難。本主題可以幫助提供對(duì)增強(qiáng)可植入心律管理裝置中的靈敏度和特異性的問題的解決方案。

本發(fā)明包括若干單獨(dú)可實(shí)施的元件，其提供在可植入裝置中以較小計(jì)算負(fù)擔(dān)的ACF的可靠使用的途徑。

在第一方面，本發(fā)明包括用于最小絕對(duì)差(MAD)函數(shù)的計(jì)算以構(gòu)造自相關(guān)(Self Correlation)的規(guī)則集合。與ACF相比，MAD的使用促進(jìn)了分析心臟信號(hào)的更簡單和更少計(jì)算密集的方式。

在第二方面，本發(fā)明包括用于在自相關(guān)或ACF內(nèi)的候選峰值的識(shí)別和選擇以產(chǎn)生心率估計(jì)的規(guī)則集合。

在第三方面，本發(fā)明包括用于使用來自自相關(guān)或ACF的輸出峰值來隨時(shí)間跟蹤心率的規(guī)則集合。

第一方面、第二方面和第三方面可以每個(gè)獨(dú)立于其他方面或者以諸如第一-第二、第一-第三或第二-第三的任何合適的組合而被使用。

在第四方面，本發(fā)明包括一種集成系統(tǒng)或方法，其中第一方面的簡化的自相關(guān)與第二方面和第三方面結(jié)合。

在各種實(shí)施例中，裝置和方法可以在持續(xù)的基礎(chǔ)上或在觸發(fā)事件之后使用第一方面至第四方面中的任一個(gè)。

在某些示例中，本公開涉及增強(qiáng)以使得自相關(guān)函數(shù)可以采取簡化的ACF的形式，諸如MAD，如下面進(jìn)一步討論的那樣。在于2014年8月18日提交的并且題為PEAK SELECTION FOR SELF CORRELATION ANALYSIS OF CARDIAC RATE IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,438中進(jìn)一步討論了有助于在自相關(guān)函數(shù)的結(jié)果內(nèi)選擇峰值的增強(qiáng)，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。諸如在于2014年8月18日提交的并且題為CARDIAC RATE TRACKING IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,437中的跟蹤分析使用了峰值選擇的結(jié)果來提供隨時(shí)間用在治療和其他決策中的速率估計(jì)，其中增加的置信度基于重復(fù)的峰值選擇。本發(fā)明的一些示例可以省略這些峰值選擇和跟蹤增強(qiáng)或使用其替代方案。

該概述旨在提供本專利申請(qǐng)的主題的概述。其并不旨在提供本發(fā)明的排他性或窮盡性解釋。包括詳細(xì)描述以提供關(guān)于本專利申請(qǐng)的進(jìn)一步信息。

附圖說明

在不一定按比例繪制的附圖中，相同數(shù)字可以在不同視圖中描述相似部件。具有不同字母后綴的相同數(shù)字可表示相似部件的不同實(shí)例。附圖借由示例而非限制的方式總體示出了本文檔中討論的各種實(shí)施例。

圖1示出了皮下植入的心臟治療系統(tǒng)；

圖2示出了經(jīng)靜脈植入的心臟治療系統(tǒng)；

圖3示出了用于生成心率估計(jì)的整體方法；

圖4-圖5示出了使用自相關(guān)函數(shù)的數(shù)據(jù)分析并且將這種分析與ACF區(qū)分開；

圖6-圖7示出了R[n]峰值的分析以識(shí)別候選心率和心率估計(jì)；

圖8A-圖8B示出了跟蹤心率的一種方法；

圖9示出了心率隨時(shí)間的跟蹤；

圖10-圖13演示了使用假設(shè)示例的幾個(gè)心率跟蹤步驟；

圖14是示出了分析方法的方框流程圖；

圖15A-圖15B示出了將R[n]的計(jì)算、峰值選擇器、跟蹤器和治療決策框鏈接在一起的不同場(chǎng)景；并且

圖16是用于心臟信號(hào)分析的整體方法的方框流程圖。

具體實(shí)施方式

圖1-圖2示出了說明性心臟系統(tǒng)的植入位置。本發(fā)明可以應(yīng)用于如圖1中示出的僅皮下系統(tǒng)中，或如圖2中示出的經(jīng)靜脈系統(tǒng)中。替代方案可以包括具有多個(gè)皮下、經(jīng)靜脈和/或心內(nèi)元件、心外膜系統(tǒng)或完全靜脈內(nèi)或心內(nèi)系統(tǒng)。

圖1中示出的說明性系統(tǒng)相對(duì)于心臟10被示出，并且旨在傳送將在患者的肋骨和患者皮膚下方發(fā)生的皮下植入物。罐12在左腋窩附近被植入，其中側(cè)向、前部或后部位置是可能的。引線14將罐12耦接到電極16、18和20，該電極16、18和20被示出為沿著患者的胸骨被植入，典型地在其左側(cè)或右側(cè)。圖1中的系統(tǒng)可以包括被配置為與植入物12通信的外部編程器22。

圖2中的系統(tǒng)是示例性地相對(duì)于心臟30示出的經(jīng)靜脈系統(tǒng)，為了清楚起見，再次省略了患者的肋骨。罐32處于高胸部位置，其中引線34進(jìn)入脈管系統(tǒng)并進(jìn)入心臟。引線34可以包括上腔靜脈線圈電極36、右心室線圈電極38和一個(gè)或兩個(gè)心室感測(cè)/起搏電極40、42。再次地，編程器在44處被示出并且被配置為與植入系統(tǒng)通信。該系統(tǒng)還可以包括左心室引線(未示出)。

用于圖1或圖2中的系統(tǒng)中的任一個(gè)的通信可以是感應(yīng)的、RF的、直接的(即，使用患者自己的組織作為通信介質(zhì))、或者經(jīng)由任何其他合適的通信介質(zhì)。這樣的通信對(duì)于配置用于感測(cè)、治療或其他特征的植入系統(tǒng)、加載用于植入系統(tǒng)的新軟件或固件以及檢索關(guān)于系統(tǒng)操作的信息(諸如裝置狀態(tài)、治療歷史、診斷數(shù)據(jù)(相關(guān)的裝置和患者兩者))或其他合適的數(shù)據(jù)可以是有用的。編程器可以包含如出于這些提到的目的而提供處理、存儲(chǔ)器、顯示器、遙測(cè)/RF通信等所需的這樣的電路。

圖1和圖2中的罐典型地將包含用于可植入系統(tǒng)的操作電路。操作電路可以包括控制器以及信號(hào)處理、存儲(chǔ)器存儲(chǔ)和高功率電氣、低功率電氣和/或非電輸出的生成所需的任何合適的模擬和/或數(shù)字電路。例如，模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)可以是直接轉(zhuǎn)換ADC、逐次逼近ADC、斜坡比較ADC、Wilkinson ADC、積分型、雙斜率或多斜率ADC、流水線ADC或Σ-ΔADC。如本領(lǐng)域技術(shù)人員將理解的，可以替代地使用其他ADC類型、這些類型中的任何一個(gè)的修改和/或混合。

操作電路可以使用本領(lǐng)域眾所周知的眾多示例中的任何一個(gè)被耦接到用于可植入裝置的合適電池技術(shù)，并且可以使用各種電容器技術(shù)來輔助用于除顫或其他高輸出目的的能量的短期建立和/或存儲(chǔ)。例如，治療遞送電路可以包括變壓器、二極管的組合，并且高功率電容器可以被用于產(chǎn)生用于存儲(chǔ)在電容器上的高電壓，其中開關(guān)電路用于控制高電壓向患者的遞送，例如，回掃變壓器電路可以與高功率電容器和H橋電路一起使用，如本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的那樣。用于罐的引線和外殼可以使用適合于植入的各種材料來制造，諸如那些廣泛已知的材料，以及在貫穿本領(lǐng)域用于這種材料的涂層。例如，罐可以使用鈦來制成，如果需要?jiǎng)t具有氮化鈦或氧化銥(或其他材料)涂層，并且引線可以由聚合物材料(諸如聚醚、聚酯、聚酰胺、聚氨酯或聚碳酸酯)或其他材料(諸如硅橡膠)形成。電極也可以由合適的材料形成，諸如銀、金、鈦或不銹鋼(諸如MP35N不銹鋼合金)，或其他材料。

系統(tǒng)植入物的位置可以變化。例如，圖1中示出的系統(tǒng)是位于患者的皮膚和胸腔之間的前胸和側(cè)胸上的僅皮下系統(tǒng)。其他僅皮下系統(tǒng)(包括沒有引線14、具有多個(gè)引線14或代替引線14的陣列的系統(tǒng))可以與其他僅前面放置和/或前后、僅后、左右等位置一起使用，包括例如在美國專利6,647,292、6,721,597、7,149,575、7,194,302中指出的位置(其中的每個(gè)通過引用并入本文)以及其他位置。皮下放置可以包括皮膚和胸腔之間的任何位置，包括肌肉下。

除了圖2的經(jīng)靜脈系統(tǒng)，說明性的經(jīng)靜脈系統(tǒng)還包括單室、雙室和雙心室系統(tǒng)。還提出了完全靜脈內(nèi)系統(tǒng)?？梢允褂贸松厦嫣岬降哪切┲獾念~外或其他涂層或材料，特別是用于心外膜、經(jīng)靜脈或靜脈內(nèi)系統(tǒng)、引線和罐。系統(tǒng)可以進(jìn)一步包括可直接附接到心肌而完全沒有引線的可植入“種子”。一些系統(tǒng)可以將可植入的心內(nèi)種子與僅皮下的除顫器結(jié)合，其中種子和除顫器能夠用于雙向通信，諸如命令的治療遞送和/或感測(cè)到的數(shù)據(jù)的傳送。

這些設(shè)計(jì)、材料和植入方法的各種替代和細(xì)節(jié)是本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的。可以執(zhí)行上述方法或者可以配置成執(zhí)行這些方法的市售系統(tǒng)是已知的，包括Boston Scientific Teligen^TM ICD和S-ICD^TM系統(tǒng)、Medtronic Concerto^TM和Virtuoso^TM系統(tǒng)、以及St.Jude Medical Promote^TM RF和Current^TM RF系統(tǒng)。這樣的平臺(tái)包括用于各種系統(tǒng)元件的許多示例和替代方案。

如示出和描述的，存在可以相對(duì)于本發(fā)明實(shí)施可植入心律管理裝置或系統(tǒng)的各種方式。在幾個(gè)示例中，在本發(fā)明中關(guān)注的方法和裝置包括捕獲和分析遠(yuǎn)場(chǎng)心臟信號(hào)的能力。遠(yuǎn)場(chǎng)信號(hào)的一些示例包括在兩個(gè)皮下放置的電極之間或者在罐電極和心內(nèi)電極之間捕獲的信號(hào)?？梢栽谄渌娲桨钢性u(píng)估近場(chǎng)信號(hào)和/或作為近場(chǎng)和遠(yuǎn)場(chǎng)信號(hào)的組合而生成的信號(hào)。

圖3示出了用于生成心率估計(jì)的整體方法。計(jì)算函數(shù)“R[n]”。函數(shù)R可以是例如如下面在圖4-圖5中示出的自相關(guān)函數(shù)。函數(shù)R表示通過計(jì)算作為信號(hào)的一部分的比較器與整體信號(hào)本身之間的相對(duì)大數(shù)量(50或更多)比較而執(zhí)行的一系列比較，其中通過相對(duì)于整體信號(hào)重復(fù)地將比較器移位來執(zhí)行該比較。

R在本文中作為離散函數(shù)被討論，而不是連續(xù)函數(shù)；在其他示例中，R可以是連續(xù)函數(shù)。在示例中，R[n]可以是可被周期性地調(diào)用的函數(shù)，或者它可以在連續(xù)的基礎(chǔ)上生成。簡要參考圖5，基于比較器122與緩沖器120的滾動(dòng)比較在140處示出了如在選定時(shí)間點(diǎn)處計(jì)算的說明性R[n]，其中緩沖器120具有長度M并且比較器長度為M/2，給出了R[n]的長度是M/2。人們可能想到R[n,t]，其中n具有表示在時(shí)間t處的R的獨(dú)立計(jì)算的值。例如，圖10示出了三個(gè)“R”函數(shù)-在t1、t2和t3中的每個(gè)處，針對(duì)n＝0至400計(jì)算R。

使用如從步驟60計(jì)算的R[n]，在62處識(shí)別多個(gè)候選峰值。圖6-圖7提供了候選峰值的識(shí)別的示例。候選峰值可以被理解為表示心臟事件的潛在“速率”。如由R[n]中的峰值表示的高匹配表明與心跳相關(guān)聯(lián)的循環(huán)電波形的對(duì)準(zhǔn)。例如，如果在n＝90處出現(xiàn)R[n]的峰值，并且采樣速率為256Hz，則R[0]與峰值之間的時(shí)間將為90/256＝352ms。針對(duì)該示例，將比較器在時(shí)間上向回移位352ms在比較器和原始信號(hào)之間生成相對(duì)較高的匹配。352ms可以被稱為滯后深度，并且如果真的是連續(xù)R波之間的間隔，則它將對(duì)應(yīng)于每分鐘171次搏動(dòng)(bpm)。

接下來，該方法在64處確定是否存在有效跟蹤。跟蹤是監(jiān)視R[n]計(jì)算的輸出和來自其的峰值以確定是否可以報(bào)告高置信度心率的過程。圖8A-圖8B示出了速率跟蹤的說明性方法。圖9示出了速率跟蹤的另一方法。

如果跟蹤已經(jīng)存在，則該方法包括確定是否確認(rèn)候選峰值之一，如66處示出的。如果不存在跟蹤，則如68處示出的執(zhí)行峰值跟蹤，以確定是否可以聲明新的有效跟蹤。接下來，在66或68之后，該方法通過報(bào)告速率和置信度來結(jié)束示出的迭代。

在一些情況下，將沒有高置信度被報(bào)告。例如，傳導(dǎo)到心室的房性心律失?？梢酝ㄟ^心室去極化之間的不穩(wěn)定時(shí)段來表征。因此，測(cè)量的心室速率可以是高度可變的。當(dāng)心室速率高度可變時(shí)，R[n]可能僅產(chǎn)生相對(duì)低的峰值，或者可能不會(huì)在迭代計(jì)算期間產(chǎn)生一致的相似峰值。因此，來自整個(gè)過程的輸出速率可能丟失或者可能在框70處僅以低置信度被報(bào)告。圖10-圖13說明了示出圖3的方法的若干迭代的示例。圖14以方框流程圖示出了與圖3大體一致的分析數(shù)據(jù)的方式。

在示例中，輸出速率和置信度可以被用于確認(rèn)或質(zhì)疑如使用更常規(guī)過程計(jì)算的心率。例如，裝置可以使用默認(rèn)搏動(dòng)檢測(cè)方案，其中將在放大和濾波之后的接收到的心臟信號(hào)與檢測(cè)閾值進(jìn)行比較。一些說明性搏動(dòng)檢測(cè)方法在例如美國專利8,565,878和5,709,215中示出，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。然后可以推測(cè)檢測(cè)閾值的交叉以表示搏動(dòng)或R波，并且可以使用各種已知的方法來識(shí)別和消除由噪聲或過度檢測(cè)引起的檢測(cè)閾值交叉。參見例如美國專利7,248,921、8,160,686、8,160,687、8,265,737和8,744,555，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

剩余的檢測(cè)到的搏動(dòng)或R波及其之間的間隔可以被用于計(jì)算速率。在一些實(shí)施例中，本發(fā)明被用于雙重檢查使用這種方法計(jì)算的速率。這種雙重檢查可以根據(jù)需要而調(diào)用或者在持續(xù)的基礎(chǔ)上被提供。例如，可以執(zhí)行雙重檢查以確認(rèn)在治療遞送之前或在用于治療遞送的準(zhǔn)備之前的速率。在一些實(shí)施例中，本發(fā)明可以提供速率估計(jì)，其可以推翻如使用其他方法(諸如搏動(dòng)檢測(cè))計(jì)算的速率。

在另一示例中，可以執(zhí)行雙重檢查以確認(rèn)精確的事件檢測(cè)作為驗(yàn)證感測(cè)配置的方式，其中如果感測(cè)配置未被驗(yàn)證，則可以改變感測(cè)向量。在其他實(shí)施例中，本發(fā)明的元件可以被用于默認(rèn)提供速率計(jì)算，或者可以是速率計(jì)算的唯一來源。

圖4-圖5示出了使用自相關(guān)函數(shù)的數(shù)據(jù)分析并且將這樣的分析與ACF區(qū)分開。圖4在100處示出了感測(cè)到的ECG信號(hào)。該信號(hào)可以被視為長度為M的緩沖器，如102處示出的。在104處示出了R[1]、R[2]...R[M-1]的計(jì)算。在普通ACF中，通過將緩沖器的一部分和比較器的一部分相乘(經(jīng)由點(diǎn)積)，其中比較器相對(duì)于緩沖器在時(shí)間上移位，來執(zhí)行R[n]的每個(gè)計(jì)算。比較器本身只是原始緩沖器的副本。由于時(shí)間上的移位，需要如106處示出的校正因子，這是因?yàn)殡S著R[n]的每次連續(xù)計(jì)算，重疊的尺寸減小，而使用越來越少的數(shù)據(jù)點(diǎn)來計(jì)算點(diǎn)積。比較器的移位可以被稱為滯后深度。假定所需要的大量操作，針對(duì)植入式裝置，完全計(jì)算可能是相當(dāng)繁重的。提供了若干簡化以促進(jìn)基于可植入系統(tǒng)的分析。

第一個(gè)簡化是使用減法替換用以計(jì)算點(diǎn)積的乘法。減法結(jié)果的絕對(duì)值產(chǎn)生最小絕對(duì)差(MAD)。換掉點(diǎn)積并替代地使用MAD將使所需的計(jì)算量減少一個(gè)數(shù)量級(jí)或更多，其中精度上最小降低。

接下來，為了消除用于重疊的校正因子106，具有長度M的緩沖器110被分成兩半，以提供樣本部分M/2和可用的滯后深度114。然后，迭代比較識(shí)別樣本112和緩沖器110之間的差異區(qū)域。如116處示出的，結(jié)果是從零的滯后深度到M/2的滯后深度的M/2個(gè)總比較。

在一些實(shí)施例中，可以通過壓縮輸入數(shù)據(jù)來執(zhí)行額外的簡化。例如，系統(tǒng)可以以256Hz的速率執(zhí)行心臟信號(hào)的模數(shù)轉(zhuǎn)換?？梢詫?duì)原始信號(hào)的有限或壓縮版本執(zhí)行R[n]的計(jì)算，再次減少了計(jì)算量(盡管以下采樣所需的計(jì)算為代價(jià)，其可能已經(jīng)被執(zhí)行以促進(jìn)數(shù)據(jù)存儲(chǔ))。

在動(dòng)態(tài)示例中，可以根據(jù)來自一個(gè)或多個(gè)先前迭代的檢測(cè)到的心率來調(diào)整采樣速率本身或采樣速率的壓縮程度。例如，如果給定的計(jì)算找到相對(duì)高的心率，則可以使用原始信號(hào)的未壓縮版本，而如果計(jì)算找到相對(duì)低的速率，則可以替代地使用原始信號(hào)的壓縮版本。

轉(zhuǎn)向圖5，示出了在特定時(shí)間點(diǎn)的R[n]的示例計(jì)算。在120處示出了ECG，如由具有長度M的緩沖器來存儲(chǔ)。用于自相關(guān)的比較器在122處被示出，并且包括具有最近檢測(cè)到的樣本的緩沖器120的一半。優(yōu)選地，M的長度是足夠的，使得在良性速率(諸如60bpm)期間至少2次搏動(dòng)將擬合在比較器內(nèi)。因此，在說明性示例中，緩沖器120具有大約4秒的長度，并且比較器122具有大約2秒的長度。另一示例具有約2秒長度的緩沖器120和具有約1秒長度的比較器122?？梢允褂闷渌笮?。在一些示例中，本發(fā)明的特征在于具有足夠大的緩沖器，以確保將捕獲以所限定的最低所需速率發(fā)生的至少兩個(gè)心動(dòng)周期，其中最低所需速率可以在60-120bpm的范圍內(nèi)。在進(jìn)一步的圖示中，緩沖器長度可以是從1.5秒到6秒，并且比較器長度在750毫秒和3秒之間。在本文示出的示例中，比較器是緩沖器的長度的一半；在其他示例中，比較器可以在整體緩沖器長度的十分之一到二分之一之間。

設(shè)想了許多額外的調(diào)整。在一些示例中，可以根據(jù)估計(jì)的心率或心率的歷史來調(diào)整緩沖器的長度和/或比較器的長度。例如，在較慢的心率下，緩沖器和比較器長度可能太短而不能捕獲多個(gè)心動(dòng)周期，而這是獲得準(zhǔn)確結(jié)果所需的。因此，可以采用動(dòng)態(tài)方法，其中根據(jù)一個(gè)或多個(gè)先前速率計(jì)算來將緩沖器和比較器長度調(diào)整為針對(duì)較慢心率的較長長度，以及以較高心率的較短長度。為了降低功耗，整個(gè)函數(shù)被以此調(diào)用的周期性也可以被調(diào)整，使得緩沖器長度不會(huì)導(dǎo)致數(shù)據(jù)被分析超過例如兩次。在具體示例中，緩沖器長度可以是心率的倒數(shù)的至少兩倍或三倍，并且函數(shù)在此被調(diào)用的周期被選為等于先前檢測(cè)到的心率的倒數(shù)或者先于速率計(jì)算的幾個(gè)速率的平均值。

在另一示例中，可以選擇較長的緩沖器和/或比較器周期以在某些裝置狀態(tài)下使用。例如，在遞送高壓治療(例如除顫或心臟復(fù)律)之后，可以選擇較長的緩沖器和/或比較器。在另一示例中，如果提供了噪聲標(biāo)志(例如通過識(shí)別噪聲事件標(biāo)識(shí)物的周期或集合，諸如在美國專利7,248,921中定義的，其通過引用并入本文中)，則可以選擇較長的緩沖器和/或比較器。針對(duì)這些長/短緩沖器/比較器示例，一些實(shí)施例可以設(shè)置兩個(gè)第二緩沖器和一個(gè)第二比較器的默認(rèn)長度，并且例如切換到四個(gè)第二緩沖器和兩個(gè)第二比較器?？梢赃x擇其他持續(xù)時(shí)間和類型。

在另一個(gè)動(dòng)態(tài)示例中，如果識(shí)別出心臟R波之間的可變間隔的一個(gè)或多個(gè)指示符，則可以選擇較長的緩沖器和/或比較器長度。例如，如果可以觀察到P波，則P波的缺失表明可導(dǎo)致可變R-R間隔的房性心律失常。針對(duì)另一示例，如果相關(guān)波形分析(其中QRS復(fù)合波相互比較或者與模板相比較)示出了心臟信號(hào)的形態(tài)未改變，但是如使用普通R波檢測(cè)計(jì)算的R波之間的間隔例如再次地，則該組合表明房性心律失常。其他標(biāo)識(shí)物例如在美國專利8,457,737和8,942,802中指出，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。當(dāng)懷疑心房撲動(dòng)或心房纖維性顫動(dòng)時(shí)，使用這些標(biāo)識(shí)物中的一個(gè)或多個(gè)，而后緩沖器和比較器長度可以比上面指出的標(biāo)準(zhǔn)長度(諸如1秒/2秒)增加50％或100％。

如124處示出的，在該示例中應(yīng)用MAD函數(shù)，并且然后跨針對(duì)R[n]的特定迭代進(jìn)行的所有比較使用MAD的最大值來對(duì)MAD函數(shù)進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化。這產(chǎn)生在126處繪制的結(jié)果。得到的圖形包括在130處的峰值，其對(duì)應(yīng)于零滯后深度計(jì)算，在此期間MAD將為零，給出了1的輸出。下一個(gè)峰值132、134和136每個(gè)對(duì)應(yīng)于在比較器中的R波峰與來自緩沖器的R波峰對(duì)準(zhǔn)的同時(shí)計(jì)算MAD所處的時(shí)間點(diǎn)。例如，如果比較器的峰值138與緩沖器的峰值140對(duì)準(zhǔn)，則如果R波間隔是相似的，則這也將對(duì)準(zhǔn)相鄰的峰值，以在該特定對(duì)準(zhǔn)處給出小的絕對(duì)差。在分析中，零滯后深度計(jì)算典型地被忽略。

比較器122和緩沖器120之間的其他峰值對(duì)準(zhǔn)可以在R[n]中生成較小的峰值。例如，當(dāng)比較器的峰值138與144處的T波對(duì)準(zhǔn)時(shí)，出現(xiàn)峰值142。這種定位產(chǎn)生較小的MAD輸出，一旦使用公式124進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化，其將在R[n]中生成明顯但小的峰值。使用諸如在124處的公式進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化促進(jìn)了與固定閾值的比較以對(duì)不良匹配信號(hào)內(nèi)的相對(duì)峰值與示出緩沖器和比較器之間對(duì)準(zhǔn)和匹配的有意義峰值進(jìn)行區(qū)分。

可以周期性地計(jì)算R[n]函數(shù)。在一個(gè)示例中，因?yàn)榫彌_器和比較器占用相當(dāng)大的時(shí)間塊，諸如多于一秒或甚至兩秒，所以不需要連續(xù)地重新計(jì)算R[n]。例如，R[n]的重新計(jì)算之間的周期可以大約是比較器的持續(xù)時(shí)間，或者在另一示例中，大約是比較器的持續(xù)時(shí)間的一半。例如，如果比較器長度是2秒，則緩沖器可以是4秒長，并且可以以一秒的間隔執(zhí)行R[n]的計(jì)算。因此，每秒鐘，緩沖器將被更新并且比較器重新形成，并且比較和時(shí)間移位的序列將重復(fù)。例如，圖10示出了在t1、t2和t3處的R[n]的重復(fù)計(jì)算，因此，R[n,t1]、R[n,t2]和R[n,t3]在該圖的200處被示出。本文各個(gè)圖中的說明性示例表明R[n]的異步計(jì)算的使用。這些是異步的，這是因?yàn)橛?jì)算沒有被鏈接到或被同步到通過一些其他方法執(zhí)行的搏動(dòng)檢測(cè)。其他實(shí)施例可以替代地使用R[n]的搏動(dòng)同步更新或重新計(jì)算。混合實(shí)施例可以同步更新以利用由搏動(dòng)檢測(cè)引起的微處理器/微控制器喚醒，但是可以限制R[n]的計(jì)算不比一些所期度量更頻繁地發(fā)生。例如，可以以不小于一秒的間隔對(duì)R[n]的計(jì)算進(jìn)行同步搏動(dòng)。圖6-圖7示出了對(duì)R[n]峰值的分析，以識(shí)別候選心率和心率估計(jì)。圖6示出了流程圖中的操作，而圖7提供了圖形示例。

在圖6中，從框150處開始，該方法開始于R[n,tk]內(nèi)的任何峰值的識(shí)別。在該示例中，在最大峰值的50％內(nèi)并且滿足一些最小尺寸標(biāo)準(zhǔn)的峰值被向前報(bào)告給峰值跟蹤器，如152處指示出的。例如，可以如下面的圖8A-圖8B和圖9中示出的執(zhí)行跟蹤。

然后選擇最大候選集合，如154處指示出的。在說明性示例中，可以在R的縮放計(jì)算中設(shè)置閾值。例如，使用圖5中的公式124，可以將候選峰值的閾值設(shè)置在R＝0.3處，使得為了被認(rèn)為是候選，峰值必須大于最大峰值的0.3倍。最大峰值將始終發(fā)生在R[0]處，這是因?yàn)檫@是當(dāng)比較器和緩沖器完美對(duì)準(zhǔn)時(shí)并且因此R[0]＝1。大于0.3的任何后續(xù)峰值可以是候選峰值。在示例中，至多五個(gè)大于0.3的最大峰值(不包括R[0]處的峰值)被視為候選。

如156處示出的，如果任何最大候選具有將候選放置在“過速區(qū)域(tachy zone)”中的滯后深度，則設(shè)置過速標(biāo)志。如果峰值的滯后深度相對(duì)較小，則候選峰值處于“過速區(qū)域”。這可以通過詢問在R[nt]處是否存在峰值來識(shí)別，其中nt小于過速閾值。例如，如果要為表示高于160bpm的速率的候選峰值設(shè)置過速區(qū)域標(biāo)志，并且采樣速率為256Hz，則n<96處的峰值處于過速區(qū)域，這是因?yàn)榉逯党霈F(xiàn)有小于375ms等于160bpm以上速率的滯后深度。無論它最終總結(jié)出的速率最可能是正確的，如果設(shè)置了過速標(biāo)志，則其指示出分析表明可能的心動(dòng)過速。

接下來，如在158處示出的選擇第一候選峰值。用于發(fā)現(xiàn)候選峰值的兩個(gè)規(guī)則中的任一個(gè)可以應(yīng)用：如在160處示出的，可以選擇具有如下滯后深度的峰值，該滯后深度允許找到大于75bpm的速率并且其比第一時(shí)間峰值大了所選限制Δ，否則，如在162處示出的，選擇候選峰值的第一時(shí)間峰值。第一時(shí)間峰值是具有最小滯后深度的候選峰值。只要其高于速率閾值，在160處第一規(guī)則就允許選擇顯著大于第一時(shí)間候選峰值的峰值。在該示例中，速率閾值在75bpm處；可以使用其他閾值。

在說明性示例中，160和162的組合確保首先分析與較高速率相關(guān)聯(lián)的峰值，并且在該程度上偏置該方法以尋找更高速率候選。朝著更高速率的偏置可以是所期的以使在快速性心律失常的存在下心率低估的風(fēng)險(xiǎn)最小化。

接下來，通過查找“尖峰(picket)”和對(duì)“尖峰”進(jìn)行計(jì)數(shù)來分析候選峰值，如164處示出的。尖峰是在候選峰值的滯后深度的倍數(shù)處的峰。圖7示出了尖峰的示例。在110個(gè)樣本的滯后深度處找到第一峰值(對(duì)應(yīng)于以256Hz采樣的140bpm)。該滯后深度給出如180處示出的R-R間隔?？梢酝ㄟ^在220個(gè)樣本和330個(gè)樣本的滯后深度處觀察額外峰值來識(shí)別兩個(gè)尖峰，其是候選的滯后深度的倍數(shù)。在182和184處的尖峰提供了140bpm速率可能是正確心率的確認(rèn)。

尖峰的計(jì)數(shù)可以包括峰值間距的一些變化的允許。例如，尖峰峰值應(yīng)該在最大公差內(nèi)等間隔。該公差可以被定義為取決于計(jì)算出的心率，或者可以就毫秒或樣本(n)而言來設(shè)置。例如，如果第一峰值處于80個(gè)樣本的滯后處(在256Hz處為313毫秒)，則預(yù)期將在75到85個(gè)樣本之間(293毫秒到332毫秒)出現(xiàn)一個(gè)尖峰。在其他示例中可以定義更窄或更寬的公差。

在該示例中應(yīng)當(dāng)注意的是，最大峰值不是第一選出的候選峰值。有兩個(gè)原因是為什么這樣：首先，相對(duì)于滿足規(guī)則160的候選峰值，最大峰值不夠大。在示例中，為了選擇除第一峰值之外的峰值作為候選，后面的峰值需要比候選至少大30％(使Δ為相對(duì)的)，這不是這里的情況。在另一示例中，Δ可以是固定值，諸如使用來自圖5的MAD公式124的0.2。

第二，最大峰值在對(duì)應(yīng)于70bpm的速率的滯后深度處，再次不滿足規(guī)則160。在該示例中，為了選擇除第一峰值之外的峰值作為候選，后面的峰值需要處于對(duì)應(yīng)于大于75bpm的速率的滯后深度?？梢赃x擇其他閾值。尖峰確定可能需要被用于建立后續(xù)尖峰的峰值在最大的N個(gè)峰值之間，或者每個(gè)峰值大于預(yù)定閾值，諸如使用圖5中的124處的公式的在0.35或0.50以上的峰值。

在其他示例中可以修改規(guī)則160、162兩者。

為了說明性目的，圖7還示出了過速區(qū)域186。在該示例中，過速區(qū)域覆蓋從零到大約九十的滯后深度。這對(duì)應(yīng)于高達(dá)九十個(gè)樣本的偏移。在示出的圖示中，384個(gè)樣本等于1.5秒，意味著4ms的采樣周期。九十個(gè)樣本將對(duì)應(yīng)360ms的RR估計(jì)間隔，等于167bpm。如上面指出的，可以使用針對(duì)過速區(qū)域的其他設(shè)置。

現(xiàn)在返回到圖6，該方法通過確定是否通過了尖峰測(cè)試而進(jìn)行，如在168處示出的。在示例中，如果相對(duì)于候選峰值識(shí)別出至少兩個(gè)尖峰，則該尖峰測(cè)試通過。在另一示例中，取決于分析下的峰值的滯后深度，多個(gè)尖峰閾值可以應(yīng)用。例如，在具有最大滯后深度N的分析中，規(guī)則集合可以針對(duì)具有小于N/3的滯后深度的候選峰值調(diào)用至少兩個(gè)尖峰，以及針對(duì)具有大于N/3且小于N/2的滯后深度的候選峰值調(diào)用至少一個(gè)尖峰。該相對(duì)方法適應(yīng)這樣的事實(shí)：針對(duì)具有在N/3和N/2之間的滯后深度的候選峰值，只有一個(gè)尖峰是可能的，這是因?yàn)榈诙夥鍖⑻幱诖笥凇癗”本身的滯后深度處。這種相對(duì)性是可選的，并且可以至少部分地使用下面討論的主峰值測(cè)試來管理。

如果通過了尖峰測(cè)試，則該方法針對(duì)過速區(qū)域中的任何大峰值進(jìn)行最終檢查，如170處示出的。在一些有限的情況下，可以在混沌過速事件期間報(bào)告大量的峰值。在這種情況下，在框154處僅選擇“N”個(gè)最大候選峰值的決策可能無法選擇在過速區(qū)域中的峰值作為候選。因此，在170處的測(cè)試尋找在過速區(qū)域中的任何峰值，該峰值在最大峰值的大小的30％內(nèi)，但未被識(shí)別為候選。在題為PEAK SELECTION FOR SELF CORRELATION ANALYSIS OF CARDIAC RATE IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,438中提供了大的過速區(qū)域峰值測(cè)試的額外示例性討論，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

如果在170處識(shí)別出大的過速區(qū)域峰值，則該峰值也經(jīng)受尖峰測(cè)試。如果在170處選擇的峰值具有尖峰，使得它通過尖峰測(cè)試，則來自框170的大的過速區(qū)域峰值在框174處被報(bào)告為RR估計(jì)。否則，如在156處指出的，設(shè)置過速區(qū)域標(biāo)志，并且在168處通過尖峰測(cè)試的候選峰值將在174處被報(bào)告為RR估計(jì)。

在一些示例中，可以檢查所有候選，直到找到通過尖峰測(cè)試的一個(gè)候選為止，并且如果不能找到通過尖峰測(cè)試的任何候選峰值，則該方法進(jìn)行到框172?？商鎿Q地，只有第一選出的候選峰值在168處經(jīng)受尖峰測(cè)試，并且在尖峰測(cè)試失敗一次之后，該方法進(jìn)行到框172。

在到達(dá)框172時(shí)，應(yīng)用主峰值測(cè)試。主峰值測(cè)試確定是否存在比R[n]中所有其他峰值(不包括n＝0處的峰值)大30％的峰值。如果存在，則該主峰值被識(shí)別為RR估計(jì)。

主峰值測(cè)試172還可以被限于當(dāng)識(shí)別出的主峰值處于對(duì)應(yīng)于低于預(yù)設(shè)閾值(諸如60、75或90bpm)的速率的滯后深度時(shí)通過。速率限制可以被包括在框172中作為針對(duì)低速率峰值的分析數(shù)據(jù)中可能沒有尖峰的確認(rèn)。這是因?yàn)镽[n]計(jì)算的時(shí)間跨度可能不足以產(chǎn)生用于所有心率的尖峰模式，特別是具有較長搏動(dòng)間隔的較低心率。

例如，使用3秒的緩沖器和1.5秒長的比較器，針對(duì)在800毫秒(75bpm)的滯后深度處的峰值的第一尖峰將在1.6秒處。由于在給定3秒/1.5秒緩沖器/比較器大小的情況下最大滯后深度僅為1.5秒，因此在給定緩沖器/比較器大小時(shí)不能識(shí)別這樣的尖峰。另一方面，在較小滯后深度(諸如500毫秒(120bpm))處的主峰值將預(yù)期在此情形中具有兩個(gè)尖峰，且在不存在任何尖峰的情況下將不會(huì)被視為高可能的RR估計(jì)，這是因?yàn)橄啾扔谕ǔＥc可信的RR估計(jì)相關(guān)聯(lián)而言將呈現(xiàn)出較少的周期性。在172處可以使用的主峰值測(cè)試的額外討論在題為PEAK SELECTION FOR SELF CORRELATION ANALYSIS OF CARDIAC RATE IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,438中提供，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

如果RR估計(jì)經(jīng)由三個(gè)可能的途徑之一-通過尖峰測(cè)試(158-164-168)的候選峰值、大的過速峰值(170)或主峰值測(cè)試(172)而被計(jì)算，則可以報(bào)告出RR估計(jì)。也可以應(yīng)用置信度等級(jí)。在示例中，有三個(gè)等級(jí)可用：

-高(HiGH)置信度，如果

o速率>過速閾值，具有3個(gè)尖峰，并且R>HC閾值，或者

o速率<過速閾值，具有2個(gè)尖峰，并且R>HC閾值；

-中(MID)置信度，如果沒有滿足高置信度或低置信度條件，則默認(rèn)為中置信度；以及

-低(LOW)置信度，如果

o R<LC閾值，或

o 1個(gè)或更少的尖峰和主峰值測(cè)試172未被通過

在該示例中，可以在調(diào)用高速率的范圍中設(shè)置過速閾值，例如，超過150、180或200bpm。在一些示例中，可以根據(jù)緩沖器和比較器大小來選擇過速閾值，以便鏈接到可能出現(xiàn)的尖峰的數(shù)量。HC閾值定義將僅依賴于如何計(jì)算R。在示例中，給定使用圖5中的124處的公式的R的計(jì)算，HC閾值被設(shè)置為0.65。同樣地，LC閾值將以與R的計(jì)算密切聯(lián)系的方式來定義。在也使用來自圖5的公式124的示例中，LC閾值被設(shè)置為0.35。

置信度信息還可以被并入到圖8A-圖8B中示出的跟蹤步驟中。例如，響應(yīng)于高置信度速率，可以加速從一個(gè)跟蹤到另一個(gè)跟蹤的切換或聲明新跟蹤，而同時(shí)這些步驟可以針對(duì)低的置信度速率被延遲。

在Bigemini模式中，存在用于心室去極化或“R”波的兩種交替形態(tài)。當(dāng)使用自相關(guān)分析Bigemini模式時(shí)，可能難以確定輸出是反映交替的且具有不同形態(tài)的R波和T波峰值，還是具有Bigemini模式的兩個(gè)R波。識(shí)別Bigemini和/或抖動(dòng)的特定方法在與本申請(qǐng)同一日提交的并且題為CARDIAC RATE TRACKING IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE(代理人文件No.5279.098PRV)的相關(guān)美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.____中示出，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

圖8A-圖8B示出了跟蹤心率的一種方法。從圖8A中的框200處開始，執(zhí)行發(fā)現(xiàn)R[n]、選擇峰值集合和生成RR估計(jì)的任何合適的方式。圖4-圖7中示出的方法為框200提供了各種選項(xiàng)。如202所示，跟蹤方法通過確定是否存在現(xiàn)有或“主動(dòng)”跟蹤而開始。如果是這樣，則方法進(jìn)行到圖8B中的B。

如果不存在現(xiàn)有跟蹤，則該方法確定是否已經(jīng)生成了有效的RR估計(jì)，如204處示出的。如果從先前的分析沒有有效的RR估計(jì)，則不會(huì)聲明新的跟蹤，并且該方法在212處沒有跟蹤而終止，并等待下一次迭代。如果找到有效的RR估計(jì)，則該方法接下來確定最后Y個(gè)RR估計(jì)(或嘗試)中的X個(gè)是否類似，如206處示出的。例如，如果最后4個(gè)RR估計(jì)中的3個(gè)類似，則在206處的測(cè)試將針對(duì)X/Y的3/4滿足。在一個(gè)示例中，在206處應(yīng)用6個(gè)中的3個(gè)規(guī)則。如果滿足框206處的測(cè)試，則在208處建立新的跟蹤。

如果在206處的測(cè)試未被滿足，則可以基于單個(gè)非常高的置信度速率計(jì)算來建立新的跟蹤。非常高的置信度的定義可能不同。在一個(gè)示例中，可以使用上面應(yīng)用的高/中/低置信度規(guī)則，并且以高置信度計(jì)算的任何RR估計(jì)將足以滿足210處的規(guī)則。在另一示例中，可以設(shè)置在210處的針對(duì)非常高的置信度規(guī)則的單獨(dú)閾值。在一個(gè)實(shí)施例中，在使用圖5中的124處示出的公式來計(jì)算R的系統(tǒng)中，當(dāng)R>0.85時(shí)，滿足框210。如果滿足210處的規(guī)則，則如208處示出的建立新跟蹤。否則，如212處指出的，不設(shè)置新的跟蹤。

轉(zhuǎn)到圖8B，存在有效跟蹤，并且確定最新的RR估計(jì)是否在門(Gate)內(nèi)，如220處示出的。門具有可以以各種方式定義的寬度。例如，門可以是40毫秒寬，或者可以是20bpm寬。門可以以先前的RR估計(jì)或2-4個(gè)以前的RR估計(jì)的平均值為中心。在一個(gè)圖示中，通過將最近的RR估計(jì)轉(zhuǎn)換為bpm并將上限和下限設(shè)置為拉遠(yuǎn)10bpm來計(jì)算門。因此，例如，如果最近的RR估計(jì)是400ms，則其轉(zhuǎn)換為150bpm，并且門將從140bpm轉(zhuǎn)換到160bpm，并且在429ms和375毫秒之間的RR估計(jì)將被認(rèn)為是在門“中”。

門寬度也可以是速率變化性的因素。例如，最近的RR估計(jì)集合的變化性可以通過簡單地跟蹤從一個(gè)估計(jì)到下一個(gè)估計(jì)有多少改變來計(jì)算。如果在該示例中速率看起來是高度可變的，則可以增加門寬度。

如果RR估計(jì)在門內(nèi)，則該方法聲明跟蹤在222處繼續(xù)。RR估計(jì)也被報(bào)告出。

如果RR估計(jì)不在門內(nèi)，則應(yīng)用滑行(Coasting)規(guī)則。當(dāng)已經(jīng)識(shí)別/定義了有效跟蹤時(shí)滑行發(fā)生，但是RR估計(jì)計(jì)算的迭代不能產(chǎn)生滿足跟蹤定義的結(jié)果?；械氖褂迷试S跟蹤繼續(xù)并經(jīng)過臨時(shí)擾動(dòng)，例如諸如噪聲或PVC?；型ㄟ^保持最后已知的RR估計(jì)來避免輸出RR估計(jì)中的間隙。當(dāng)R[n]中存在峰值但由于無論什么原因未能通過峰值選擇器中的嚴(yán)格測(cè)試以識(shí)別候選峰值作為RR估計(jì)時(shí)，滑行特別有用?；锌捎糜谕炀柔槍?duì)此類峰值的RR估計(jì)，但僅在有限的時(shí)間內(nèi)。

在說明性示例中，不允許繼續(xù)無限地滑行并且應(yīng)用限制，如在224處示出的。如果滑行在其限制內(nèi)，則該方法經(jīng)由框232繼續(xù)并且在222處繼續(xù)跟蹤。為了限制滑行，可以應(yīng)用各種規(guī)則并且每個(gè)規(guī)則可以具有不同限制。

例如，如在226處示出的，如果沒有從R的計(jì)算報(bào)告RR估計(jì)或峰值，則對(duì)于滑行的持續(xù)時(shí)間可能存在第一“無數(shù)據(jù)”限制。在示例中，在聲明在236處跟蹤丟失之前，系統(tǒng)將只允許“無數(shù)據(jù)”的單次迭代。例如，如果噪聲已經(jīng)中斷感測(cè)并且R[n]中的峰值沒有超過基本閾值，則這樣的“無數(shù)據(jù)”狀況可以發(fā)生。如果多態(tài)性心律失常發(fā)作，則也可以發(fā)生“無數(shù)據(jù)”狀況，使得R[n]簡單地不具有任何顯著的峰值。

接下來，存在其中不產(chǎn)生RR估計(jì)的滑行狀態(tài)，如在228處示出的，其中該狀態(tài)還要求在門中不存在任何報(bào)告的峰值，如230處示出的。因此，框228覆蓋其中缺少速率估計(jì)并且沒有確認(rèn)跟蹤的一組情況，而框230覆蓋其中存在跟蹤的較低置信度確認(rèn)的狀態(tài)，是否已經(jīng)識(shí)別出超出跟蹤的RR估計(jì)。

第四種形式的滑行可以作為轉(zhuǎn)換或“跳轉(zhuǎn)(jump)”的一部分而發(fā)生為交替跟蹤，如232處指出的。在這種情況下，現(xiàn)有跟蹤繼續(xù)，直到通過具有使用與圖8A的206或210中類似的確定來聲明的“新”跟蹤來滿足交替跟蹤條件為止。

如從框226、228、230、232可以看出，對(duì)于滑行狀態(tài)存在不同的輸入，每個(gè)輸入從些許變化的置信度等級(jí)開始。例如，當(dāng)226沒有接收到數(shù)據(jù)時(shí)，底層跟蹤或感測(cè)可靠性中的置信度低，并且當(dāng)228沒有被報(bào)告的RR估計(jì)且沒有被報(bào)告的峰值落在門內(nèi)時(shí)，置信度沒有好得多。這兩個(gè)框226、228可以在超過滑行限制之前在1-3次迭代的范圍中結(jié)合單個(gè)限制?？商鎿Q地，框226可具有較低成本限制(1-2次迭代)，而框228具有相等或較高限制(1-4次迭代)，其中結(jié)合的限制匹配上限(1-4)。

在230處，通過表明跟蹤仍然可能是有效的，門條件中的交替峰值是高得多的置信度條件，即使感測(cè)到異常(諸如噪聲)存在也是如此。該條件230可以仍具有在2-10次迭代的范圍內(nèi)的更高的滑行限制，或者可以簡單地經(jīng)受整體限制(在2-10次迭代的范圍內(nèi))，其將結(jié)合226、228、230或232中的任一個(gè)內(nèi)的任何滑行。

存在跳轉(zhuǎn)限制的框232，以使能快速轉(zhuǎn)換到新的跟蹤，而不必在評(píng)估新的跟蹤是否存在之前首先等待在236處跟蹤丟失的聲明。跳轉(zhuǎn)限制還防止了基于出現(xiàn)在舊的、但不再有效的跟蹤內(nèi)的峰值轉(zhuǎn)移到新的速率。當(dāng)在224處經(jīng)由跳轉(zhuǎn)限制而滿足滑行限制時(shí)，結(jié)果遵循不同的路徑到達(dá)238。因此，如果滿足跳轉(zhuǎn)限制，則該方法簡單地以新的跟蹤定義繼續(xù)。為了滿足跳轉(zhuǎn)限制232，在說明性示例中，可以將與在206處應(yīng)用的相同規(guī)則應(yīng)用于新的跟蹤。如在232處指出的，跳轉(zhuǎn)限制可以僅被應(yīng)用于高速率條件，其通常比低速率條件具有更大的關(guān)注，使用例如在100-180bpm的范圍內(nèi)的限制，其中特別地150bpm是一個(gè)示例速率。

跳轉(zhuǎn)的使用允許快速轉(zhuǎn)換到較高速率RR估計(jì)，當(dāng)存在現(xiàn)有跟蹤并且發(fā)生跳轉(zhuǎn)時(shí)具有較不嚴(yán)格的規(guī)則集。在該示例中，當(dāng)沒有識(shí)別出跟蹤時(shí)聲明新跟蹤將需要比跳轉(zhuǎn)所需的新數(shù)據(jù)更高的置信度。

如果在224處超過滑行限制，則跟蹤將被聲明丟失，如在236指出的。如果未超過滑行限制，則可以記錄滑行“狀態(tài)”234，其中針對(duì)每個(gè)不同的滑行條件226、228、230、232識(shí)別不同的滑行狀態(tài)。當(dāng)滑行時(shí)，跟蹤如222示出那樣繼續(xù)，直到調(diào)用下一次迭代為止。

圖9示出了心率隨時(shí)間的跟蹤?？梢源嬖谟糜趫?zhí)行自相關(guān)的各種觸發(fā)，如在240處指出的。例如，自相關(guān)默認(rèn)可以是貫穿系統(tǒng)的壽命由可植入系統(tǒng)調(diào)用的連續(xù)分析?？商鎿Q地，可以響應(yīng)于識(shí)別出的需要治療的潛在條件(諸如升高的速率條件)來調(diào)用自相關(guān)。在一個(gè)示例中，可以使用常規(guī)R波檢測(cè)方案(通常通過將檢測(cè)到的心臟信號(hào)與時(shí)變閾值進(jìn)行比較)來計(jì)算心率。如果識(shí)別出的速率與閾值交叉，則可以啟動(dòng)自相關(guān)方法以確認(rèn)升高的速率。閾值可以根據(jù)需要被設(shè)置在例如100-180bpm或更高或更低的范圍內(nèi)。

在一個(gè)示例中，心臟治療系統(tǒng)可以使用多個(gè)間隔檢測(cè)(NID)方法或X/Y濾波器從非關(guān)注狀態(tài)轉(zhuǎn)換到治療準(zhǔn)備和遞送狀態(tài)。例如，X/Y濾波器可以調(diào)用要被分析并且在治療被遞送之前被認(rèn)為是可治療的24個(gè)先前檢測(cè)到的心跳中的18個(gè)。針對(duì)這樣的系統(tǒng)，如果X達(dá)到較低閾值，例如8/24，則可以調(diào)用自相關(guān)以在達(dá)到18/24邊界之前開始分析和確認(rèn)(或拒絕)計(jì)算出的速率。類似地，如果使用NID方法，則低于治療邊界的NID閾值可以被用于觸發(fā)自相關(guān)分析。

在另一示例中，與其他速率計(jì)算方法/電路進(jìn)行比較，可以調(diào)用自相關(guān)以通過計(jì)算心率來周期性地確認(rèn)感測(cè)完整性。在一些示例中，本申請(qǐng)中示出的自相關(guān)可以用作可植入裝置中的心率的唯一估計(jì)器。

一旦在240處觸發(fā)分析，就以間隔執(zhí)行自相關(guān)，使得針對(duì)t＝{0,1,...i}中的每個(gè)計(jì)算R[n,t]，如242、244、246處示出的。從這一系列計(jì)算中，尋找速率跟蹤，并且如果可能的話，如248處示出的建立速率跟蹤。分析可以確認(rèn)或拒絕計(jì)算出的速率，如250處示出的。

此外，如252處指出的，該分析可以被用于確認(rèn)、加速或延遲治療遞送。返回上述示例，如果一旦由常規(guī)R波檢測(cè)識(shí)別出的心率與閾值交叉就調(diào)用自相關(guān)，則如果自相關(guān)確認(rèn)了需要治療的升高的心率，則可以降低治療閾值。例如，如果系統(tǒng)使用被設(shè)置為18/24的X/Y計(jì)數(shù)器，則如果自相關(guān)在X/Y計(jì)數(shù)器條件被滿足之前確認(rèn)非常高的速率，則計(jì)數(shù)器可以被減少到12/16。在另一實(shí)施方式中，在指定的時(shí)間段內(nèi)、針對(duì)檢測(cè)到的事件的數(shù)量或者直到執(zhí)行R[n]的下一次計(jì)算及其分析為止，自相關(guān)RR估計(jì)可以替換常規(guī)計(jì)算出的心率。

圖10-圖13演示了使用假設(shè)示例的幾個(gè)心率跟蹤步驟。圖10示出了速率跟蹤活動(dòng)的啟動(dòng)。如260、262和264處示出的，在時(shí)間t1、t2和t3中的每個(gè)處計(jì)算自相關(guān)函數(shù)。出于理解本實(shí)施例的操作的目的，266處的圖形示出了每個(gè)R[n]計(jì)算的峰值如何彼此對(duì)準(zhǔn)。觀察R[n,t1]，260處的圖形示出了在大約95、190和285個(gè)樣本的滯后深度處發(fā)現(xiàn)高于R＝0.3閾值的三個(gè)峰值。使用圖6的方法，這些三個(gè)峰值268、270、272將出于峰值分析而被報(bào)告出。

接下來，再次使用圖6中示出的規(guī)則，選擇來自R[n,t1]的第一峰值268作為候選峰值。然后將尋找尖峰。如圖示出的，針對(duì)候選峰值268，存在識(shí)別出的至270和272處的額外峰值的兩個(gè)尖峰。因此，圖6的方法將確認(rèn)峰值268提供RR估計(jì)，而峰值268、270和272中的每個(gè)將被報(bào)告給跟蹤引擎。

來自R[n,t1]的RR估計(jì)在圖形266中在274處被示出；來自R[n,t1]的其他峰值也被示出為交替峰值。同樣地，如在276和278處示出的，RR估計(jì)從R[n,t2]和R[n,t3]處的其他兩個(gè)計(jì)算的分析得出。在此，尚未聲明跟蹤。因此，每個(gè)RR估計(jì)可以被認(rèn)為產(chǎn)生中等置信度速率估計(jì)，直到可以聲明跟蹤為止。

轉(zhuǎn)到圖11，使用3/6規(guī)則，R[n,t1]、R[n,t2]和R[n,t3]中的每個(gè)的結(jié)果的匹配足以滿足圖8B中的跟蹤定義。因此，在280處示出了跟蹤門，以用于在R[n,t4]處評(píng)估自相關(guān)的下一次迭代。在282處圖形地示出了新計(jì)算的R[n,t4]。在R[n,t4]中，除了在286處針對(duì)R波的高得多的峰值之外，還在284處出現(xiàn)與T波比較相關(guān)聯(lián)的峰值。再次應(yīng)用圖6中的規(guī)則集合，第一峰值在284處，并且如果控制圖6中的162處的規(guī)則，則可以選擇該峰值。然而，在286處的第二峰值顯著大于第一峰值，并且在支持大于75bpm的速率的滯后深度處出現(xiàn)，在圖6中的160處滿足該規(guī)則。因此選擇峰值286用于分析，并且如之前發(fā)現(xiàn)具有兩個(gè)尖峰(未示出)并且被用于報(bào)告出RR估計(jì)。如288處示出的，針對(duì)R[n,t4]的RR估計(jì)在門內(nèi)。

還應(yīng)當(dāng)注意的是，被用于RR估計(jì)的峰值286超過高置信度的HC閾值。因此，在288處的RR估計(jì)然后將被用于由跟蹤器進(jìn)行的具有高置信度的速率報(bào)告。

圖12呈現(xiàn)了在跟蹤被建立并且門在290處被設(shè)置之后用于R[n,t4]的計(jì)算的不同場(chǎng)景。在此，輸出從R[n,t3]急劇改變至R[n,t4]，如292處示出的。使用圖6的規(guī)則，選擇第一峰值294作為候選峰值，然而，由于在296處的下一個(gè)顯著峰值太遠(yuǎn)，所以沒有找到尖峰。也不存在主峰值。因此，沒有計(jì)算RR估計(jì)。

觀察包括R[n,t4]的更新的總體圖形，可以看出門298是空的，在其中沒有RR估計(jì)或交替峰值。因此，針對(duì)R[n,t4]，在圖12中分析處于滑行狀態(tài)。因?yàn)闆]有RR估計(jì)可以基于R[n,t4]來計(jì)算，所以速率不會(huì)被報(bào)告給峰值跟蹤器。因?yàn)楦櫾诨袪顟B(tài)中繼續(xù)，所以將提供輸出速率估計(jì)，并且在示例中，將是在門內(nèi)的值或者可以與先前的輸出相同?；?98處的空門，輸出速率估計(jì)將被給出低置信度水平。

圖13示出了在已經(jīng)建立跟蹤之后用于R[n,t4]的計(jì)算的另一種不同場(chǎng)景。設(shè)置門300以用于分析，然而，如302處示出的R[n,t4]不將如在304處示出的位于門內(nèi)的峰值標(biāo)識(shí)為RR估計(jì)。相反，在較小滯后深度處的峰值306被識(shí)別為RR估計(jì)。因此，RR估計(jì)308位于遠(yuǎn)離門304，盡管R[n,t4]中的交替峰值之一在門內(nèi)。

返回參考圖8B，圖13中示出的事件將使用過速跳轉(zhuǎn)限制232來觸發(fā)滑行分析。具體地，RR估計(jì)308處于相對(duì)短的滯后深度處，在該示例中被示出為對(duì)應(yīng)于180和240bpm之間的速率。假定這是第一個(gè)這樣的RR估計(jì)，所以沒有足夠的信息可用于聲明新的跟蹤。這可能是短暫的跳轉(zhuǎn)，或者可能是新的節(jié)奏的開始。說明性方法將等待并且使用跟蹤繼續(xù)滑行，直到接收更多數(shù)據(jù)為止。輸出速率估計(jì)將繼續(xù)在現(xiàn)有跟蹤內(nèi)。然而，由于RR估計(jì)在門外，所以任何速率估計(jì)將以低置信度被報(bào)告?；谶^速區(qū)域中的大的峰值將設(shè)置過速標(biāo)志。

在美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,437并且題為CARDIAC RATE TRACKING IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE中提供了與圖10-圖13中的跟蹤示例有關(guān)的額外場(chǎng)景，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

圖14是示出了分析方法的方框流程圖。在圖的左手側(cè)示出了一般方法，其開始于在320處接收感測(cè)到的信號(hào)。如322處指示出的，對(duì)感測(cè)到的信號(hào)320執(zhí)行自相關(guān)。自相關(guān)分析生成結(jié)果，其經(jīng)受進(jìn)一步分析324。在幾個(gè)示例中，這全部導(dǎo)致速率輸出，如326處指出的。

在自相關(guān)322中，分析開始于選擇一起工作的樣本集，如330處示出的。例如，選擇第一數(shù)據(jù)集和第二數(shù)據(jù)集，每個(gè)集具有長度。第一數(shù)據(jù)集可以具有大約為第二數(shù)據(jù)集的長度的一半的長度，并且第二數(shù)據(jù)集至少包括第一數(shù)據(jù)集加上額外的數(shù)據(jù)。

然后，如332示出的，跨可用滯后深度將第一數(shù)據(jù)集和第二數(shù)據(jù)集彼此進(jìn)行比較。在示例中，如果第二數(shù)據(jù)集具有長度2N，則第一數(shù)據(jù)集具有長度N，并且可用滯后也是N。一個(gè)示例使用大約1秒的心臟信號(hào)以用于第一數(shù)據(jù)集，并且使用兩秒的心臟信號(hào)以用于第二數(shù)據(jù)集。在其他示例中，可以在數(shù)據(jù)集之間使用不同的比率。例如，第一數(shù)據(jù)集可以具有長度N，而第二數(shù)據(jù)集具有長度3N，給出2N的可用滯后深度。在一個(gè)示例中，第一數(shù)據(jù)集具有約一秒的長度，并且第二數(shù)據(jù)集跨越三秒。

在若干示例中，約一秒的第一數(shù)據(jù)集長度針對(duì)120bpm和更高的真實(shí)心率而被優(yōu)化，這是因?yàn)獒槍?duì)較慢的真實(shí)心率其將不包含兩個(gè)心動(dòng)周期。然而，較長的第一數(shù)據(jù)集增加了計(jì)算負(fù)擔(dān)。在一個(gè)示例中，第一數(shù)據(jù)集覆蓋1.5秒，并且第二數(shù)據(jù)集覆蓋3秒，針對(duì)80bpm和更高來優(yōu)化?？梢允褂闷渌洗笮?。分析可以跨整個(gè)可用滯后深度，或者僅僅是其一部分。

如上面討論的，比較332可以使用點(diǎn)積來執(zhí)行，但是更優(yōu)選地，使用減法來執(zhí)行以減少計(jì)算復(fù)雜性和負(fù)擔(dān)。在332處該過程可以產(chǎn)生輸出R[n,t]，其中n＝0到最大滯后深度，并且t表示分析的時(shí)間戳。在此包括“t”符號(hào)，這是因?yàn)樵摵瘮?shù)可以迭代地執(zhí)行，例如以1-3秒間隔(或根據(jù)需要更短或更長)。

在一些示例中，選擇總滯后和樣本大小以確保當(dāng)心率處于例如每分鐘60次搏動(dòng)的范圍內(nèi)時(shí)，至少兩個(gè)心動(dòng)周期將被包括在分析中。例如，給定256Hz數(shù)據(jù)捕獲，下采樣到64Hz，第一數(shù)據(jù)集中的樣本的總量可以是64個(gè)樣本，并且第二數(shù)據(jù)集可以具有128個(gè)樣本，使得通過一秒滯后深度來將一秒的數(shù)據(jù)與兩秒的數(shù)據(jù)進(jìn)行比較。

接下來，在一些示例中，可以將該比較的輸出進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化，如在334處指出的。在一些實(shí)施例中，標(biāo)準(zhǔn)化可以包括例如將比較的輸出縮放為0和1之間的值，盡管輸出縮放一般是任意函數(shù)。標(biāo)準(zhǔn)化334本質(zhì)上可以是線性的，或者可以使用平方或平方根來執(zhí)行以生成平滑函數(shù)或突出比較輸出的特征的其他函數(shù)。例如，復(fù)雜方法可以采取比較332的輸出的平方根，將它們縮放到從0-1的范圍，并且然后對(duì)該輸出進(jìn)行平方。在一些示例中，采用更簡單的方法來標(biāo)準(zhǔn)化到比較332的最大值。在一些示例中，可以省略標(biāo)準(zhǔn)化步驟334。

轉(zhuǎn)向分析框324，如上述各種示例中指出的，一種方法是首先包括峰值選擇分析，如340處示出的，以識(shí)別自相關(guān)函數(shù)中的一個(gè)或多個(gè)峰值，其可以被識(shí)別為可能的心率，并且然后是跟蹤分析342以評(píng)估整體分析的若干迭代的輸出，以產(chǎn)生甚至更可信的速率估計(jì)。跟蹤342還可以幫助面對(duì)諸如噪聲的外來輸入時(shí)的速率估計(jì)的維持，從而即使當(dāng)來自320的接收到的信號(hào)差時(shí)也允許可能的心率的內(nèi)插。

峰值選擇340和標(biāo)準(zhǔn)化334的組合可以鏈接在一起。在某些示例中，進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化到0至1的比例，其中峰值選擇340被配置為忽略低于0.3、0.25或0.2的峰值。盡管這樣的值對(duì)于理解該方法是有用的，但在許多系統(tǒng)中，標(biāo)準(zhǔn)化將在0和N之間的范圍內(nèi)進(jìn)行，其中N是2的冪。例如，如果針對(duì)R[n]使用一個(gè)字節(jié)的存儲(chǔ)器，則這允許R[n]在0和255之間的值，并且可以執(zhí)行標(biāo)準(zhǔn)化334以使用完整字節(jié)。峰值選擇340將使用縮放的閾值。例如，如果峰值選擇使用0.3乘以N作為最小峰值閾值，則針對(duì)一個(gè)字節(jié)R[n]，0.3乘以255將給出76.5的最小峰值閾值，意味著76的峰值將下降到閾值以下，并且77的峰值將滿足閾值。

在其他示例中，可以省略跟蹤框342。在一些示例中，分析324可以被極大地簡化，例如，以簡單地挑選在自相關(guān)函數(shù)中輸出的最大峰值。

在框340中，說明性示例可以使用于2014年8月18日提交的并且題為PEAK SELECTION FOR SELF CORRELATION ANALYSIS OF CARDIAC RATE IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,438中提供的細(xì)節(jié)。在框342中，另一個(gè)示例使用于2014年8月18日提交的并且題為CARDIAC RATE TRACKING IN AN IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)No.62/038,437中提供的細(xì)節(jié)。如上面指出的，這些臨時(shí)專利申請(qǐng)的公開內(nèi)容通過引用并入本文。

圖15A-圖15B示出了R[n]計(jì)算器、峰值選擇器、RR估計(jì)跟蹤器和治療決策可以被鏈接在一起的幾種方式。在圖15A的示例中，R[n]計(jì)算器400將R[n]計(jì)算的輸出報(bào)告給峰值選擇器402。峰值選擇器402向峰值跟蹤器404提供RR估計(jì)(a)和峰值集合。在該示例中，峰值選擇器402還向治療決策框506提供RR估計(jì)(a)以及由峰值選擇器402分析產(chǎn)生的任何標(biāo)志以及置信度(a)指示符。治療決策框406可以使用來自峰值選擇器402的RR估計(jì)(a)以及任何標(biāo)志和報(bào)告置信度(a)來確定常規(guī)速率估計(jì)是否可能是正確的或不正確的。RR估計(jì)跟蹤器404向治療決策406報(bào)告RR估計(jì)(b)和置信度。

例如，峰值選擇器402可以識(shí)別出RR估計(jì)(a)，但具有低置信度(a)，而RR估計(jì)跟蹤器404基于二次峰值識(shí)別出具有較高置信度(b)的不同RR估計(jì)(b)，該二次峰值滿足現(xiàn)有跟蹤并且其具有一個(gè)或多個(gè)尖峰或處于過速區(qū)域中，即使被報(bào)告的RR估計(jì)(a)不在跟蹤中也是如此。在這種情況下，治療決策框406可以忽略RR估計(jì)(a)，并且替代地采用RR估計(jì)(b)。

在另一個(gè)示例中，如果RR估計(jì)(a)被報(bào)告具有高置信度(a)，但是使用保留的、先前的RR估計(jì)并報(bào)告低置信度(b)，RR估計(jì)跟蹤器在現(xiàn)有跟蹤中沒有找到峰值并且報(bào)告其正在滑行，則治療決策框406可以采用RR估計(jì)(a)而非RR估計(jì)(b)。

因此，在圖15A的示例中，允許治療決策框406使用來自峰值選擇器402和RR估計(jì)跟蹤器404中的每個(gè)的報(bào)告的置信度從RR估計(jì)(a)和RR估計(jì)(b)之間進(jìn)行選擇。

在圖15B的示例中，R[n]計(jì)算器420再次將其結(jié)果提供給峰值選擇器422。峰值選擇器422執(zhí)行其功能，并向RR估計(jì)跟蹤器424提供峰值、RR估計(jì)(a)、任何設(shè)置標(biāo)志和置信度(a)。RR估計(jì)跟蹤器424執(zhí)行其功能并向治療決策框426提供RR估計(jì)(b)、置信度(b)和任何設(shè)置標(biāo)志。因此，在圖15B中，RR估計(jì)跟蹤器將具有相關(guān)聯(lián)的置信度(b)的單個(gè)輸出RR估計(jì)(a)確定給治療決策框426。

圖15A-圖15B中的單個(gè)框中的一個(gè)或多個(gè)可以是單個(gè)系統(tǒng)中的硬件的分離件，但是兩個(gè)或更多個(gè)框可以被集成在單個(gè)專用電路中?？商鎿Q地，圖15A-圖15B中的分離框可以是較大軟件結(jié)構(gòu)中的分離的功能框。例如，給定數(shù)據(jù)流(或存儲(chǔ)堆棧)，可以執(zhí)行對(duì)計(jì)算R[n]400/420的函數(shù)調(diào)用，隨后是在給定輸出R[n]的情況下執(zhí)行峰值選擇402/422的函數(shù)調(diào)用，隨后是使用來自峰值選擇的RR估計(jì)(a)和峰值來跟蹤RR估計(jì)404/424的函數(shù)調(diào)用，其可全部用作用于調(diào)用治療決策406/426的輸入(以及其他數(shù)據(jù))。在一個(gè)示例中，在專用電路上提供框400、402和404，并且將這些框的輸出提供給其中執(zhí)行治療決策過程的處理器或控制器。

在圖15A-圖15B(以及上面和下面示出的其他示例)中示出的實(shí)施例中，RR估計(jì)可以被認(rèn)為是心率的估計(jì)。在與RR估計(jì)和一個(gè)或多個(gè)峰值相關(guān)聯(lián)地提供置信度測(cè)量的情況下，這可以被視為心率的一個(gè)或多個(gè)可能的估計(jì)。

圖16示出了用于識(shí)別速率的兩種方法的集成。使用框500示出了常規(guī)速率方法，其中通過將檢測(cè)到的信號(hào)與閾值進(jìn)行比較來獨(dú)立地檢測(cè)R波。在框500中可以使用常規(guī)的R波檢測(cè)。一些說明性示例出現(xiàn)在美國專利8,565,878和5,709,215中。

檢測(cè)到的R波被報(bào)告給噪聲/過度檢測(cè)移除框502，其確認(rèn)R波是可能的心臟事件。一旦在502處已經(jīng)確認(rèn)獨(dú)立地檢測(cè)到的R波，就獲得了速率和形狀(形態(tài)學(xué))信息504，并將其提供給治療決策和/或遞送框506。該常規(guī)方法然后返回到等待狀態(tài)508，直到下一個(gè)R波檢測(cè)為止。

該方法還集成了使用自相關(guān)的速率計(jì)算，其可以根據(jù)需要與新的檢測(cè)500異步地(例如以固定的間隔)或者同步地被調(diào)用。在510處描繪了該等待狀態(tài)。在激活時(shí)，使用計(jì)算R[n]、選擇峰值以及可選地跟蹤RR估計(jì)中的一個(gè)或多個(gè)的組合512來進(jìn)行自相關(guān)速率估計(jì)。然后在514處將得到的RR估計(jì)報(bào)告給治療決策框506，并且再次進(jìn)入等待狀態(tài)510。可以使用上面描述的跟蹤工具來生成來自框512的RR估計(jì)，或者在一些示例中，可以從評(píng)估自相關(guān)函數(shù)的峰值選擇器直接生成心率估計(jì)。

治療決策506可以在各種方法中使用這些不同計(jì)算中的每個(gè)來識(shí)別是否需要治療。例如，速率之一可以被用于雙重檢查另一個(gè)，或者可以比較速率以識(shí)別匹配。如果速率不匹配，則可以使用例如額外感測(cè)輸入(諸如運(yùn)動(dòng)傳感器或血壓或氧合傳感器)來執(zhí)行額外分析。如果速率都表明需要治療(無論匹配與否)，則可以調(diào)用治療功能。其他方法如上面指出的。

在一個(gè)示例中，如果主峰值測(cè)試被應(yīng)用并且由主峰值來滿足，則治療決策506可以被配置為將與主峰值相關(guān)聯(lián)的估計(jì)的心率處理為比使用來自框500的R波檢測(cè)生成的速率更可靠。在另一示例中，通過尖峰測(cè)試的峰值可以在治療決策506中被處理為比使用來自框500的R波檢測(cè)生成的速率更可靠。在又一示例中，峰值選擇的輸出可以被視為不如R波檢測(cè)輸出可靠，直到經(jīng)由圖8A-圖8B的方法聲明跟蹤、并且然后僅當(dāng)峰值選擇輸出落在限定的跟蹤內(nèi)時(shí)為止。

取決于R波檢測(cè)速率、跟蹤和峰值選擇輸出的狀態(tài)，其他示例可以具有多個(gè)分析過程。例如，以下規(guī)則可以應(yīng)用于各種示例中：

-如果R波檢測(cè)速率和自相關(guān)速率兩者匹配并且都是高速率，則高速率被確認(rèn)，表明快速性心律失常

-如果R波檢測(cè)表明高速率但是自相關(guān)速率較低，則在高速率被視為有效之前需要額外的分析(等待時(shí)間、檢測(cè)到的事件寬度或形態(tài)分析)，如果：

o自相關(guān)速率基于落在有效跟蹤內(nèi)的速率估計(jì)(速率估計(jì)是來自峰值分析的候選或選定峰值)；或

o自相關(guān)速率基于通過尖峰測(cè)試或主峰值測(cè)試之一的選定峰值

-如果R波檢測(cè)速率低，但是自相關(guān)速率高，則在高速率被視為有效之前需要額外的分析(等待時(shí)間、檢測(cè)到的事件寬度或形態(tài)分析)，除非自相關(guān)速率在聲明的跟蹤內(nèi)并且基于通過尖峰測(cè)試的峰值(無論是直接還是經(jīng)由大的過速峰值測(cè)試)

在另一示例中，省略跟蹤并且可以應(yīng)用以下規(guī)則：

-如果使用R波檢測(cè)計(jì)算出的速率高并且自相關(guān)速率超過過速閾值(無論速率是否匹配)，則所述使用R波檢測(cè)計(jì)算出的速率被視為有效；

-如果使用R波檢測(cè)計(jì)算出的速率高并且自相關(guān)測(cè)試未能滿足尖峰測(cè)試或主峰值測(cè)試，則所述使用R波檢測(cè)計(jì)算出的速率被視為有效；

-如果使用自相關(guān)測(cè)試計(jì)算出的速率低于R波檢測(cè)速率并且低于過速閾值并且通過尖峰測(cè)試或通過主峰值測(cè)試，則所述使用自相關(guān)測(cè)試計(jì)算出的速率被視為有效

在本發(fā)明的范圍內(nèi)其他組合也是可能的。

在一個(gè)示例中，如果周期性地調(diào)用自相關(guān)分析，并且如果以高置信度來計(jì)算自相關(guān)速率，則自相關(guān)速率取代使用R波檢測(cè)計(jì)算的速率，直到自相關(guān)分析的下一次迭代為止。在使用NID或X-out-of-Y濾波器的系統(tǒng)中，則自相關(guān)分析速率可以被視為在替換R波檢測(cè)的時(shí)間段期間重復(fù)發(fā)生。例如，如果自相關(guān)確定每分鐘180次搏動(dòng)的速率，并且以一秒間隔調(diào)用自相關(guān)函數(shù)，則NID或X-out-of-Y濾波器分析在自相關(guān)分析的迭代之間的一秒間隔期間將以每分鐘180次搏動(dòng)添加三個(gè)事件。

治療決策506可以使用例如一個(gè)速率的直接計(jì)算或者使用如上面討論的NID或X-out-of-Y濾波器中的一個(gè)或多個(gè)跨若干迭代的計(jì)算來確定由框502/512中的一個(gè)或兩個(gè)估計(jì)的心率是否超過治療閾值。治療決策可以將速率與從心臟信號(hào)收集到的形態(tài)(形狀)信息結(jié)合。在一些示例中，治療決策506可以設(shè)置兩個(gè)或更多個(gè)速率邊界，包括以下中的一個(gè)或多個(gè)：僅休克邊界，其中高于閾值的速率被認(rèn)為需要高能量心臟復(fù)律或除顫休克；VT區(qū)域，其中應(yīng)用諸如抗心動(dòng)過速起搏的低能量治療；以及條件區(qū)域，其中執(zhí)行形狀元素的組合(模板匹配、寬度、間隔穩(wěn)定性、振幅等)以及速率的額外分析。治療決策506可以集成額外傳感器輸入或來自單獨(dú)裝置的輸入，諸如血液氧合、壓力、顏色等測(cè)量結(jié)果，來自諸如壓力監(jiān)視器、無引線起搏器等的單獨(dú)裝置的測(cè)量結(jié)果，或來自位置或運(yùn)動(dòng)傳感器的測(cè)量結(jié)果，該位置或運(yùn)動(dòng)傳感器可以單獨(dú)被設(shè)置在患者體內(nèi)或者與執(zhí)行上面描述的自相關(guān)和其他功能的系統(tǒng)的其余部分集成在單個(gè)裝置中。

各種注釋&示例

第一非限制性示例采取被配置為用于心臟信號(hào)的迭代分析的可植入醫(yī)療裝置系統(tǒng)(12、14、32、34)的形式，包括：多個(gè)電極(16、18、20、36、38、40、42)，用于感測(cè)心臟信號(hào)；自相關(guān)裝置，用于從感測(cè)到的心臟信號(hào)生成自相關(guān)函數(shù)，所述自相關(guān)函數(shù)具有取決于滯后深度的幅度；以及分析裝置，用于使用所述自相關(guān)裝置的輸出來確定心率的一個(gè)或多個(gè)估計(jì)；其中所述自相關(guān)裝置包括：樣本選擇裝置，用于選擇具有第一長度N的心臟信號(hào)的第一數(shù)據(jù)集；以及信號(hào)選擇裝置，用于選擇具有第二長度的心臟信號(hào)的第二數(shù)據(jù)集，其中第二長度長于第一長度，并且第二數(shù)據(jù)集包括第一數(shù)據(jù)集；比較裝置，用于在從大約零到大約N的一系列滯后深度處執(zhí)行從所述第二數(shù)據(jù)集重復(fù)減去所述第一數(shù)據(jù)集，以生成所述自相關(guān)函數(shù)。第一非限制性示例的詳細(xì)示例在圖1、圖2和圖14的組合中示出，其中圖和圖2中示出的電極在各個(gè)地點(diǎn)和位置中，并且在框322中指示的自相關(guān)裝置具有用于選擇第一數(shù)據(jù)集和第二數(shù)據(jù)集的選擇裝置330和用于將數(shù)據(jù)集彼此比較的比較裝置332，并且在324處示出的分析裝置生成速率輸出326。關(guān)于第一示例的某些變體可以包括使第二長度大約是第一長度的兩倍，并使用差值計(jì)算的絕對(duì)區(qū)域作為減法。

第二非限制性示例采取如第一非限制性示例中的系統(tǒng)(12、14、32、34)的形式，其中分析裝置包括峰值選擇器裝置，用于識(shí)別自相關(guān)函數(shù)中的幅度峰值并找到心率的第一估計(jì)。圖14是說明性的，其中峰值選擇器裝置340作為分析裝置324的一部分。

第三非限制性示例采取如第二非限制性示例中的系統(tǒng)的形式，還包括用于縮放來自比較裝置的輸出的標(biāo)準(zhǔn)化裝置。圖14是說明性的，其中標(biāo)準(zhǔn)化裝置334作為自相關(guān)裝置322的一部分。

第四非限制性示例采取如第三非限制性示例中的系統(tǒng)的形式，其中標(biāo)準(zhǔn)化裝置被配置為將比較裝置的輸出縮放到0和N之間的比例；并且峰值選擇器裝置被配置為忽略小于0.3乘以N的任何峰值。

第五非限制性示例采取如第二至第四非限制性示例中的任一個(gè)中的系統(tǒng)的形式，其中分析裝置包括跟蹤裝置，用于跟蹤峰值選擇器裝置的輸出，以使用峰值選擇器裝置的輸出的若干迭代來生成心率估計(jì)。圖14是說明性的，其中跟蹤裝置342作為分析裝置324的一部分。

第六非限制性示例采取如第二至第五非限制性示例中的任一個(gè)中的系統(tǒng)的形式，其中峰值選擇器裝置是可操作的以通過識(shí)別與識(shí)別出的幅度峰值相關(guān)聯(lián)的滯后深度、將滯后深度轉(zhuǎn)換成時(shí)間間隔、并且從時(shí)間間隔計(jì)算速率，來找到心率的第一估計(jì)。第七非限制性示例采取如第一至第六非限制性示例中的任一個(gè)中的系統(tǒng)的形式，其中第一數(shù)據(jù)集包括覆蓋大約兩秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)，并且第二數(shù)據(jù)集包括覆蓋大約四秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)。第八非限制性示例采取如第一至第六非限制性示例中的任一個(gè)中的系統(tǒng)的形式，其中第一數(shù)據(jù)集包括覆蓋大約一秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)，并且第二數(shù)據(jù)集包括覆蓋大約兩秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)。第九非限制性示例采取如第一至第八非限制性示例中的任一個(gè)中的系統(tǒng)的形式，其中自相關(guān)裝置被配置為在減去之前首先對(duì)感測(cè)到的心臟信號(hào)進(jìn)行下采樣以減少計(jì)算負(fù)擔(dān)。

第十非限制性示例采取如第一至第九非限制性示例中的任一個(gè)中的系統(tǒng)的形式，還包括用于確定是否需要心臟治療的決策裝置。圖16說明性地包括治療決策裝置506。

第十一非限制性示例采取如第一至第十非限制性示例中的任一個(gè)中的系統(tǒng)的形式，還包括用于檢測(cè)R波以便從其識(shí)別心率的R波檢測(cè)裝置，其中，所述決策裝置被配置為從使用所述R波檢測(cè)裝置估計(jì)的心率和使用所述自相關(guān)函數(shù)估計(jì)的心率中進(jìn)行選擇。圖16示出為包括用于檢測(cè)R波并從中識(shí)別心率的R波檢測(cè)裝置500、502、504，其中治療決策裝置506從R波檢測(cè)500、502、504和自相關(guān)510、512、514中獲取速率信息并做出治療決策。

第十二非限制性示例采取如第十一非限制性示例中的系統(tǒng)的形式，其中R波檢測(cè)裝置是可操作的以將感測(cè)到的心臟信號(hào)與時(shí)變閾值進(jìn)行比較，以便生成心跳的檢測(cè)，使得可以通過識(shí)別檢測(cè)到的心跳之間的間隔來計(jì)算心率。

第十三非限制性示例采取如第一至第十二非限制性示例中任一項(xiàng)中的系統(tǒng)的形式，其中所述可植入醫(yī)療裝置系統(tǒng)包含罐和引線系統(tǒng)，所述罐容納至少包括了自相關(guān)裝置和分析裝置的操作電路，并且所述引線系統(tǒng)包括了所述多個(gè)電極中的至少一些。圖1-圖2示出了罐和引線系統(tǒng)。

第十四非限制性示例采取如第十三非限制性示例中的系統(tǒng)的形式，其中罐和引線系統(tǒng)被配置用于作為僅皮下系統(tǒng)植入。圖1中示出了僅皮下系統(tǒng)。

第十五非限制性示例采取如第十三非限制性示例中的系統(tǒng)的形式，其中罐和引線系統(tǒng)被配置為作為經(jīng)靜脈系統(tǒng)植入。圖2中示出了經(jīng)靜脈系統(tǒng)。

第十六非限制性示例采取心臟信號(hào)的迭代分析的方法的形式，包括：感測(cè)來自多個(gè)電極的心臟信號(hào)；從感測(cè)到的心臟信號(hào)生成自相關(guān)函數(shù)，所述自相關(guān)函數(shù)具有取決于滯后深度的幅度；并且使用所述自相關(guān)函數(shù)來確定心率的第一估計(jì)；其中生成所述自相關(guān)函數(shù)的步驟包括：從具有第一長度N的心臟信號(hào)中選擇第一數(shù)據(jù)集，并從具有大約為所述第一長度的兩倍長度的第二長度的心臟信號(hào)中選擇第二數(shù)據(jù)集，其中所述第二數(shù)據(jù)集包括所述第一數(shù)據(jù)集；在從大約零到大約N的一系列滯后深度處從所述第二數(shù)據(jù)集中重復(fù)地減去所述第一數(shù)據(jù)集，以生成所述自相關(guān)函數(shù)。

第十七非限制性示例采取如第十六非限制性示例中的方法的形式，還包括識(shí)別自相關(guān)函數(shù)中的幅度峰值并找到心率的第一估計(jì)。第十八非限制性示例采取如第十六或第十七非限制性示例中的方法的形式，其中生成自相關(guān)函數(shù)的步驟包括對(duì)重復(fù)的減法步驟的結(jié)果進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化。

第十九非限制性示例采取如第十六至第十八非限制性示例中任一個(gè)中的方法的形式，其中確定心率的第一估計(jì)的步驟包括識(shí)別具有第一滯后深度的自相關(guān)中的峰值，其中所述峰值被分析地確定為可能指示在所述第一滯后深度處所述第一數(shù)據(jù)集與所述第二數(shù)據(jù)集的可靠高相關(guān)性，以及使用所述第一滯后深度來計(jì)算所述心率。

第二十非限制性示例采取包括重復(fù)執(zhí)行如第十六至第十九非限制性示例中的任一個(gè)中的方法的方法的形式，將如在第一時(shí)間處識(shí)別的第一滯后深度與如在第二時(shí)間處識(shí)別的第一滯后深度進(jìn)行比較；并且如果所述比較步驟找到所述第一滯后深度的相似性，則確定可靠的速率是可能的。

第二十一非限制性示例采取如第十六至第二十非限制性示例中任一個(gè)中的方法的形式，其中第一數(shù)據(jù)集包括覆蓋大約兩秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)，并且第二數(shù)據(jù)集包括覆蓋大約四秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)。

第二十二非限制性示例采取如第十六至第二十非限制性示例中的任一個(gè)中的方法的形式，其中第一數(shù)據(jù)集包括覆蓋大約一秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)，并且第二數(shù)據(jù)組包括覆蓋大約兩秒數(shù)據(jù)的來自感測(cè)到的心臟信號(hào)的數(shù)據(jù)。

第二十三非限制性示例采取如第十六至第二十二非限制性實(shí)施例中任一項(xiàng)中的方法的形式，還包括使用至少心率的第一估計(jì)來確定是否需要心臟治療。

第二十四非限制性示例采取如第十六至第二十三非限制性示例中任一個(gè)中的方法的形式，還包括：檢測(cè)R波，以便從中識(shí)別心率的第二估計(jì)；并且從所述心率的第一估計(jì)和心率的第二估計(jì)之間進(jìn)行選擇，以產(chǎn)生心率的最終估計(jì)。

第二十五非限制性示例采取可植入醫(yī)療裝置的形式，所述可植入醫(yī)療裝置包括感測(cè)電路和處理器以及其中包含用于由處理器實(shí)施的指令的非暫時(shí)性介質(zhì)，處理器被配置為對(duì)指令進(jìn)行操作以如下使用感測(cè)電路和治療輸出電路：使用感測(cè)電路來感測(cè)心臟信號(hào)；從感測(cè)到的心臟信號(hào)生成自相關(guān)函數(shù)，所述自相關(guān)函數(shù)具有取決于滯后深度的幅度，通過：從具有第一長度N的心臟信號(hào)中選擇第一數(shù)據(jù)集，并從具有大約為所述第一長度的兩倍長度的第二長度的心臟信號(hào)中選擇第二數(shù)據(jù)集，其中所述第二數(shù)據(jù)集包括所述第一數(shù)據(jù)集；在從大約零到大約N的一系列滯后深度處從所述第二數(shù)據(jù)集中重復(fù)地減去所述第一數(shù)據(jù)集，以生成所述自相關(guān)函數(shù)；并且使用所述自相關(guān)函數(shù)來確定心率的第一估計(jì)。

許多額外的示例采取可植入心臟系統(tǒng)的形式，所述可植入心臟系統(tǒng)包括容納操作電路的罐，所述操作電路被配置為與多個(gè)電極一起使用，其中操作電路被配置為執(zhí)行第十六至第二十四非限制性示例中的任一個(gè)的方法。

這些非限制性示例中的每個(gè)可以獨(dú)立存在，或者可以以各種排列或組合與一個(gè)或多個(gè)其他示例結(jié)合。

上述詳細(xì)描述包括參考形成詳細(xì)描述的一部分的附圖。附圖借由圖示示出了可以實(shí)踐本發(fā)明的具體實(shí)施例。這些實(shí)施例在本文中也被稱為“示例”。這些示例可以包括除了示出的或描述的那些之外的元件。然而，本發(fā)明人還考慮了其中僅提供示出的或描述的那些元件的示例。此外，本發(fā)明人還考慮了使用關(guān)于特定示例(或其一個(gè)或多個(gè)方面)或相對(duì)于本文示出或描述的其他示例(或其一個(gè)或多個(gè)方面)的示出或描述的那些元件(或其一個(gè)或多個(gè)方面)的任何組合或排列的示例(或其一個(gè)或多個(gè)方面)。

在本文檔與通過引用并入的任何文檔之間的用法不一致的情況下，本文檔中的用法控制。

在本文檔中，如在專利文獻(xiàn)中常見的，使用術(shù)語“一”或“一個(gè)”以包括一個(gè)或多于一個(gè)，獨(dú)立于“至少一個(gè)”或“一個(gè)或多個(gè)”的任何其他實(shí)例或用法。在本文檔中，術(shù)語“或”被用于指代非排他性的或，使得“A或B”包括“A但不是B”、“B但不是A”和“A和B”，除非另有指示。在本文檔中，術(shù)語“包括”和“其中”被用作相應(yīng)術(shù)語“包含”和“在其中”的簡單英語等價(jià)物。另外，在所附權(quán)利要求中，術(shù)語“包括”和“包含”是開放式的，即，包括除了在權(quán)利要求中的這樣的術(shù)語之后列出的那些之外的元件的系統(tǒng)、裝置、物品、組成、配方或過程仍被認(rèn)為落在該權(quán)利要求的范圍內(nèi)。此外，在所附權(quán)利要求中，術(shù)語“第一”、“第二”和“第三”等僅用作標(biāo)記，并且不旨在對(duì)其對(duì)象強(qiáng)加數(shù)字要求。

本文描述的方法示例可以是至少部分地機(jī)器或計(jì)算機(jī)實(shí)施的。一些示例可以包括使用指令編碼的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)或機(jī)器可讀介質(zhì)，所述指令可操作以將電子裝置配置為執(zhí)行如上面的示例中描述的方法。這樣的方法的實(shí)施方式可以包括代碼，諸如微代碼、匯編語言代碼、更高級(jí)語言代碼等。這樣的代碼可以包括用于執(zhí)行各種方法的計(jì)算機(jī)可讀指令。代碼可以形成計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品的部分。此外，在示例中，代碼可以諸如在執(zhí)行期間或在其他時(shí)間有形地被存儲(chǔ)在一個(gè)或多個(gè)易失性、非暫時(shí)性或非易失性有形計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上。這些有形計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)的示例可以包括但不限于硬盤、可移動(dòng)磁盤、可移動(dòng)光盤(例如，壓縮盤和數(shù)字視頻盤)、磁帶盒、存儲(chǔ)卡或棒、隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)、只讀存儲(chǔ)器(ROM)等。

上面的描述旨在是說明性的，而不是限制性的。例如，上面描述的示例(或其一個(gè)或多個(gè)方面)可以彼此組合使用。諸如由本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員在閱讀上面的描述之后，可以使用其他實(shí)施例。提供摘要以符合37C.F.R.§1.72(b)，以允許讀者快速確定技術(shù)公開的性質(zhì)。提交時(shí)應(yīng)理解，其不被用于解釋或限制權(quán)利要求的范圍或含義。此外，在上面的具體實(shí)施方式中，各種特征可以被組合在一起以簡化本公開。這不應(yīng)被解釋為意圖未聲明的公開的特征對(duì)于任何權(quán)利要求是必要的。相反，發(fā)明主題可以在于少于特定公開的實(shí)施例的所有特征。因此，所附權(quán)利要求由此作為示例或?qū)嵤├徊⑷刖唧w實(shí)施方式中，其中每個(gè)權(quán)利要求獨(dú)立作為單獨(dú)的實(shí)施例，并且可以設(shè)想這樣的實(shí)施例可以以各種組合或排列彼此結(jié)合。本發(fā)明的范圍應(yīng)當(dāng)參考所附權(quán)利要求以及這些權(quán)利要求所賦予的等同物的全部范圍來確定。