本披露總體上涉及可植入醫(yī)療設備，并且具體地涉及當心臟信號形態(tài)隨著患者身體姿式改變時鑒別室上性心動過速(svt)和室性心動過速(vt)的方法和裝置。

背景技術(shù)：

用于遞送治療、監(jiān)測患者的生理狀況或其組合的各種可植入醫(yī)療設備(imd)已經(jīng)在臨床上植入或者被提議用于臨床植入患者體內(nèi)。一些imd可以采用承載刺激電極、感測電極和/或其他傳感器的一條或多條細長的電引線。imd可以向如心臟、腦、胃、脊髓、骨盆底等各種器官、神經(jīng)、肌肉或組織遞送治療或者監(jiān)測其狀況?？芍踩脶t(yī)療引線可以被配置為允許將電極或其他傳感器定位在所期望的位置處，以便遞送電刺激或感測生理狀況。例如，電極或傳感器可以被承載在引線的遠端部分處。引線的近端部分可以耦合至可植入醫(yī)療設備外殼，所述可植入醫(yī)療設備外殼可以包含如信號生成電路和/或感測電路等電路。

如心臟起搏器或可植入復律除顫器(icd)等一些imd經(jīng)由一條或多條可植入引線所承載的電極來將治療電刺激提供至或者監(jiān)測患者的心臟。引線可以是經(jīng)靜脈的，即通過一條或多條靜脈植入心臟，有時稱為心內(nèi)引線。其他引線可以是植入心臟以外的非經(jīng)靜脈引線。在任一情況下，由imd提供的電刺激可以包括用于解決異常心律(如心動過緩、心動過速或纖維性顫動)的信號，如起搏脈沖、心臟復律電擊或除顫電擊等。

在一些情況下，imd感測表示心臟的內(nèi)在去極化的信號，并且對感測到的信號進行分析以識別正常節(jié)律或異常節(jié)律。在檢測到異常節(jié)律時，所述設備可以遞送適當?shù)碾姶碳ば盘柣蛴糜诨謴突蚓S持更為正常的節(jié)律的多個信號。例如，imd可以在檢測到心動過速或心動過緩時向心臟傳遞起搏脈沖，并且在檢測到心動過速或纖維性顫動時向心臟傳遞心臟復律或除顫電擊。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

總體上，本披露涉及用于鑒別患者的心臟的要治療的心律(例如室性心動過速(vt))和不用治療的心律(例如室上性心動過速(svt))的技術(shù)。根據(jù)所述技術(shù)操作的icd執(zhí)行形態(tài)分析而用于基于姿勢無關(guān)心臟信號模板特征來檢測和鑒別vt和svt。

為了降低節(jié)律的錯誤分類的可能性，icd對于所有可用心臟信號感測向量而為多種患者身體姿勢生成并存儲心臟電信號模板。對于每個感測向量，icd從所述模板提取姿勢無關(guān)特征。在一個示例中，icd將在未知節(jié)律期間感測到的心臟電信號的類似特征與所存儲的特征的至少一部分進行比較。icd基于所述比較將所述未知節(jié)律分類為vt或svt。

在一個示例中，本披露提供了一種方法，包括：從多個可用感測向量中的每一者來感測已知心律期間的第一心臟信號；對于所述可用感測向量中的每一者，為多種患者姿勢中的每一者生成所述第一心臟信號的多個形態(tài)模板；從所述多個形態(tài)模板中的每一者來確定模板特征集；針對所述多個可用感測向量中的每一者，將來自所述多個形態(tài)模板中與所述多種姿勢之一相對應的一個形態(tài)模板的模板特征集與來自與所述多種姿勢中的所有其他姿勢相對應的所有其他形態(tài)模板的模板特征集中的每一個模板特征集進行比較；針對所述多個可用感測向量中的每一者，響應于所述比較而存儲姿勢無關(guān)模板特征集；從所述多個可用感測向量中的至少一個感測向量來感測未知心律期間的第二心臟信號；從所述第二心臟信號中確定與針對所述多個可用感測向量中的所述至少一個感測向量所存儲的所述姿勢無關(guān)模板特征集類似的特征；將從所述第二心臟信號中確定的所述特征與所述類似的姿勢無關(guān)模板特征集進行比較；以及響應于將從所述第二心臟信號中確定的所述特征與所述類似的姿勢無關(guān)模板特征集進行比較而對所述未知心律進行分類。

在另一個示例中，本披露提供了一種可植入醫(yī)療設備(imd)，包括耦合到限定多個可用感測向量的多個電極的感測模塊以及耦合到所述感測模塊的控制模塊。所述控制模塊被配置為：從所述多個可用感測向量中的每一者來感測已知心律中的第一心臟信號；并且針對所述多個可用感測向量中的每一者，為多種患者姿勢中的每一者生成所述第一心臟信號的多個形態(tài)模板并且從所述多個形態(tài)模板中的每一者來確定模板特征集。針對所述多個可用感測向量中的每一者，所述控制模塊進一步被配置為：將來自所述多個形態(tài)模板中與所述多種姿勢之一相對應的一個形態(tài)模板的模板特征集與來自與所述多種姿勢中的所有其他姿勢相對應的所有其他形態(tài)模板的模板特征集中的每一個模板特征集進行比較；并且響應于所述比較而存儲姿勢無關(guān)模板特征集。所述控制模塊從所述多個可用感測向量中的至少一個感測向量來檢測未知心律期間的第二心臟信號，從所述第二心臟信號中確定與針對所述多個可用感測向量中的所述至少一個感測向量所存儲的所述姿勢無關(guān)模板特征集類似的特征，將從所述第二心臟信號中確定的所述特征與所述類似的姿勢無關(guān)模板特征集進行比較；響應于將從所述第二心臟信號中確定的所述特征與所述類似的姿勢無關(guān)模板特征集進行比較而對所述未知心律進行分類。

在另一個示例中，本披露提供了一種包括指令的計算機可讀存儲介質(zhì)，所述指令在由可植入醫(yī)療設備中的控制模塊執(zhí)行時使得所述可植入醫(yī)療設備從多個可用感測向量中的每一者來感測已知心律期間的第一心臟信號；針對所述多個可用感測向量中的每一者，為多種患者姿勢中的每一者生成所述第一心臟信號的多個形態(tài)模板；從所述多個形態(tài)模板中的每一者來確定模板特征集；針對所述多個可用感測向量中的每一者，將來自所述多個形態(tài)模板中與所述多種姿勢之一相對應的一個形態(tài)模板的模板特征集與來自與所述多種姿勢中的所有其他姿勢相對應的所有其他形態(tài)模板的模板特征集中的每一個模板特征集進行比較；針對所述多個可用感測向量中的每一者，響應于所述比較而存儲姿勢無關(guān)模板特征集；從所述多個可用感測向量中的至少一個感測向量來感測未知心律期間的第二心臟信號；從所述第二心臟信號中確定與針對所述多個可用感測向量中的所述至少一個感測向量所存儲的所述姿勢無關(guān)模板特征集類似的特征；將從所述第二心臟信號中確定的所述特征與所述類似的姿勢無關(guān)模板特征集進行比較；響應于將從所述第二心臟信號中確定的所述特征與所述類似的姿勢無關(guān)模板特征集進行比較而對所述未知心律進行分類。

本發(fā)明內(nèi)容旨在提供本披露中描述的主題的概述。其并不旨在提供附圖及以下描述內(nèi)詳細描述的裝置和方法的排他性的或詳盡的解釋。在附圖及以下描述中闡述了一個或多個示例的進一步細節(jié)。

附圖說明

圖1是植入有示例imd系統(tǒng)的患者的概念圖，所述imd系統(tǒng)包括耦合到皮下除顫引線的icd。

圖2是圖1中患者的橫向視圖，示出了植入在替代位置的除顫引線。

圖3是根據(jù)一個實施例的icd的示意圖。

圖4是由icd執(zhí)行的用于生成形態(tài)模板并提取用于檢測和分類vt和svt的姿勢無關(guān)鑒別特征的方法的流程圖。

圖5是根據(jù)一個示例的用于鑒別vt和svt的方法的流程圖。

圖6是描繪svt分類區(qū)域的姿勢無關(guān)特征的多維圖。

圖7是根據(jù)另一個示例的用于執(zhí)行vt檢測的方法的流程圖。

具體實施方式

總體上，本披露描述了用于鑒別要治療的心律失常和不用治療的心律失常的技術(shù)。要治療的心律失常是指向心室之一或兩者遞送刺激治療的異常心律。要治療的心律失常可包括室性心動過速(vt)或心室纖維性顫動(vf)。要治療的心律失常通常對患者造成直接危險，并且需要治療以確保患者的安全。另一方面，不用治療的心律失常是指通常不需要向任一心室遞送刺激治療的異常心律。不用治療的心律失常可以包括室上性心動過速(svt)，其包括竇性心動過速、房性心動過速(at)、心房纖維性顫動(af)、心房撲動、房室結(jié)折返性心動過速(avnrt)、房室性往復性心動過速(avrt)等等。不用治療的心律失常通常不會對患者造成直接危險。因此，不用治療的心律失常可以不進行治療，即不向心臟遞送刺激治療。在其他情況下，可以使用刺激治療來治療不用治療的心律失常，但是不向患者的心室遞送刺激治療。

對心律是否是要治療的或是不用治療的精確地判定防止了當不需要對心室進行治療時(例如，在節(jié)律被錯誤表征為要治療的心律失常的情況下)無意中向患者的心室遞送治療或者當需要對心室進行治療時(例如，在節(jié)律被錯誤表征為不用治療的心律失常的情況下)阻止刺激治療。不必要地向患者遞送刺激治療可以使患者感到不舒服，不必要地損耗醫(yī)療設備的電源，并且在一些患者中或一些情況下可能誘發(fā)更危險的心律失常。

一些icd系統(tǒng)依賴于植入在心臟外部用于接收用于檢測和鑒別心律的心電圖(ecg)信號的電極。這些icd系統(tǒng)對于一些患者可能是期望的，因為經(jīng)靜脈引線的消除消除了將導管和引線推進到患者的血管和心臟中的需要，并且通過消除從皮下囊袋到患者心臟的感染途徑來降低嚴重感染的風險。在一些示例中，從(例如皮下地、肌下地或胸骨后地)植入在心血管系統(tǒng)外部的電極來感測ecg。從植入在心血管系統(tǒng)外部的電極獲得的ecg可以由于患者姿勢的變化而經(jīng)歷形態(tài)學變化。

根據(jù)本披露的icd包括用于使用ecg形態(tài)分析來鑒別vt和svt的快速性心律失常檢測器。從(例如皮下地、肌下地或胸骨后地)植入在心血管系統(tǒng)外部的電極來感測ecg。從植入在心血管系統(tǒng)外部的電極獲得的ecg可以由于患者姿勢的變化而經(jīng)歷形態(tài)學變化。所述快速性心律失常檢測器被配置為分析在不同患者姿勢期間獲取的ecg，以生成對于患者姿勢的變化基本上不敏感但是對于檢測vt和svt具有高度鑒別性的ecg信號特征集。所述快速性心律失常檢測器執(zhí)行比較形態(tài)分析，其利用先前被識別為基本上不受患者姿勢改變的影響但是可靠地用于鑒別vt和svt的ecg特征。

圖1是植入有示例imd系統(tǒng)10的患者12的概念圖，示例imd系統(tǒng)10包括耦合到除顫引線16的icd14。除顫引線16包括連接到icd14的近端以及包括一個或多個電極的遠端。除顫引線16在圖1中示出為例如皮下植入在皮膚和胸腔32和/或胸骨22之間的組織和/或肌肉中。除顫引線16從icd14向劍突20在皮下延伸。在劍突20附近的位置，除顫引線16彎曲或轉(zhuǎn)動并且基本上平行于胸骨22在上方皮下延伸。雖然在圖1的示例中示出為是從胸骨22橫向偏離并且基本上平行于胸骨22延伸，但是除顫引線16可以植入在胸骨22上方，偏離胸骨22，但是不平行于胸骨22(例如，在近端或遠端處從胸骨22橫向成角)。

在其他情況下，引線16可以植入在其他血管外位置。如圖2中患者12的橫向視圖所示，引線16可以至少部分地植入到胸骨后位置，例如在胸腔32和/或胸骨22和心臟26之間。在一種這樣的構(gòu)造中，引線16的近側(cè)部分從icd14朝向胸骨22(在圖2的橫向視圖中看不到)皮下延伸，并且引線16的遠側(cè)部分在前縱隔36中在胸骨22的下面或下方延伸。前縱隔36在側(cè)面由胸膜39界定，在后面由心包38界定，并且在前面由胸骨22界定。

在一些情況下，前縱膈36的前壁也可以由胸橫肌和一根或多根肋軟骨形成。前縱隔36包括一定量的疏松結(jié)締組織(如蜂窩組織)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨后肌肉組織(例如胸橫肌)、胸廓內(nèi)動脈的分支以及胸廓內(nèi)靜脈。在一個示例中，引線16的遠側(cè)部分基本上在前縱隔36的疏松結(jié)締組織和/或胸骨后肌肉組織內(nèi)沿著胸骨22的后側(cè)延伸。引線16可以至少部分地植入其他胸廓內(nèi)位置，例如其他非血管心包外位置，包括間隙、組織或圍繞心包的周邊并且鄰近但不連接到心包或心臟26的其他部分的其他解剖特征，并且不在胸骨22或胸腔32的上方。

在另一個示例中，icd14可以皮下植入在前側(cè)中間位置的胸腔32外部。引線16可以皮下穿透到與患者12的一部分背闊肌相鄰的位置，從icd14的中間植入囊袋橫向地、向后地向患者背部到與心臟26相對的位置，使得心臟26通常置于icd14與遠側(cè)電極線圈24和遠側(cè)感測電極28之間。

再次參考圖1，除顫引線16包括細長的引線主體18，引線主體18承載沿著引線主體18的長度的遠側(cè)部分定位的電極24、28和30。引線主體18使從相應的電極24、28和30延伸穿過所述引線主體的一個或多個細長的電導體(未示出)與耦合到icd14的近側(cè)連接器(未示出)絕緣。引線主體16可以由非導電材料形成，如硅膠、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物或其他合適的材料，并且成形為形成所述一個或多個導體延伸的一個或多個腔。所述導體經(jīng)由icd連接器組件17中的連接而電耦合到icd電路(如治療模塊或感測模塊)，icd連接器組件17包括用于接收引線16的近側(cè)連接器的連接器孔以及穿過icd外殼15的相關(guān)電饋通件。所述電導體將治療從icd14內(nèi)的治療模塊傳輸?shù)揭粋€或多個電極24、28和30，并將感測到的電信號從一個或多個電極24、28和30傳輸?shù)絠cd14內(nèi)的感測模塊。

除顫引線16在圖1中示出為包括除顫電極24，其可以是沿著除顫引線16的遠側(cè)部分的細長線圈電極。除顫引線16位于引線16上，使得當icd系統(tǒng)10被植入時，除顫電極24與icd14的外殼或罐電極15之間的治療向量基本上穿過或橫穿心臟26的(多個)心室。

除顫引線16也包括朝向除顫引線16的遠側(cè)部分定位的一個或多個感測電極28和30。在圖1所示的示例中，感測電極28和30通過除顫電極24彼此分離。換言之，感測電極28位于除顫電極24的遠端，并且感測電極30位于除顫電極24的近端。icd系統(tǒng)10可以經(jīng)由一個或多個感測向量來感測心臟26的電活動，所述一個或多個感測向量包括電極28和30與icd14的外殼或罐電極15的組合。例如，icd14可以接收橫穿電極28和30之間的感測向量、電極28和導電外殼或罐電極15之間的感測向量、電極30和導電外殼或罐電極15之間的感測向量、或者電極28、30和外殼或罐電極15的任何組合的皮下ecg信號。在一些情況下，icd14甚至可以使用包括除顫電極24的感測向量來感測心臟電信號。

icd14從上述用于檢測快速性心律失常的一個或多個感測向量來接收心臟電信號。icd14可以響應于檢測到vt或vf而經(jīng)由除顫電極24遞送一次或多次心臟復律或除顫電擊。icd14還可以在起搏能力可用時在心臟復律或除顫電擊之后提供起搏治療，如抗心動過速起搏(atp)和/或電擊后起搏。

icd14包括外殼15，在本文中也被稱為外殼電極或罐電極15，其形成保護icd14的內(nèi)部電子部件的氣密密封。外殼15可以由導電材料(如鈦、鈦合金或其他導電材料)形成以用作電極。外殼15可以用作“罐電極”，因為導電外殼或其一部分可以耦合到內(nèi)部電路，以在感測或除顫電擊遞送期間用作無關(guān)電極或接地電極。

icd14還包括連接器組件17(也稱為連接器塊或頭部)，其包括電饋通件，通過所述電饋通件在引線16內(nèi)的電導體和包括在外殼15內(nèi)的電子部件之間進行電連接。如本文將進一步詳細描述的，外殼15可以封閉一個或多個處理器、存儲器設備、發(fā)射器、接收器、傳感器、感測電路、治療電路以及其他適當?shù)牟考?/p>

圖1中所示的示例在本質(zhì)上是說明性的，并且不應被認為是對本披露中描述的技術(shù)的限制。在其他示例中，icd14和一個或多個相關(guān)聯(lián)的引線可以植入在其他位置。例如，icd14可以植入右胸部的皮下囊袋中。在所述示例中，除顫引線16可以從設備朝向胸骨22的胸骨柄皮下延伸，并且從胸骨的胸骨柄基本上平行于胸骨彎曲或轉(zhuǎn)向并在下方皮下或胸骨后延伸。

本文披露的技術(shù)可以以包括一個或多個基于外殼的電極和/或一個或多個基于引線的電極的許多icd和電極配置來實現(xiàn)，用于使得能夠感測橫穿一個或多個感測向量的ecg信號，并且用于向心臟26遞送電刺激。imd系統(tǒng)10是血管外imd系統(tǒng)，因為引線16定位在血管、心臟26和心包38外部的血管外位置。應當理解，雖然icd14和引線16可以定位在患者12的皮膚和肌肉層之間，但是icd14和任何相關(guān)聯(lián)的引線可以定位在患者的任何血管外位置，如在肌肉層之下，或者甚至在胸腔內(nèi)。

外部設備40被顯示為通過通信鏈路42與icd14進行遙測通信。外部設備40可以包括處理器52、顯示器54、用戶界面56和遙測單元58。處理器52控制外部設備的操作，并且處理從icd14接收的數(shù)據(jù)和信號?？梢园▓D形用戶界面的顯示器54向用戶顯示數(shù)據(jù)和其他信息，用于查看icd操作和編程參數(shù)以及從icd14檢索的ecg信號。用戶界面56可以包括鼠標、觸摸屏、鍵盤等，以使用戶能夠與外部設備40交互，以啟動與icd14的遙測會話，用于從icd14檢索數(shù)據(jù)和/或向icd14發(fā)送數(shù)據(jù)。遙測單元58被配置為用于與包括在icd14中的遙測模塊進行雙向通信，并且被配置為結(jié)合處理器52進行操作，用于經(jīng)由通信鏈路42發(fā)送和接收與icd功能相關(guān)的數(shù)據(jù)。

可以使用射頻(rf)鏈路(如藍牙、wi-fi或醫(yī)療植入通信服務(mics))或其他rf帶寬在icd14和外部設備40之間建立通信鏈路42。外部設備40可以呈現(xiàn)為在醫(yī)院、診所或醫(yī)生辦公室中使用的編程器，以從icd14檢索數(shù)據(jù)并且對icd14中的操作參數(shù)和算法進行編程而用于控制icd14功能。例如，外部設備40可以用于編程icd快速性心律失常檢測參數(shù)，如vt和vf間隔區(qū)、vt和vfnid以及與ecg信號的形態(tài)分析有關(guān)的檢測閾值。外部設備40也可以用于對治療控制參數(shù)(如用于終止vt或vf的電擊能量)進行編程。外部設備40可以可替代地被呈現(xiàn)為家庭監(jiān)視器或手持設備。

本文所披露的心動過速的鑒別和治療遞送技術(shù)可用于血管外imd系統(tǒng)，如圖1所示的可能易受姿勢引發(fā)的ecg形態(tài)變化的影響的系統(tǒng)10。由引線16承載并且位于皮下或胸骨后位置的感測電極28和30可能比附接到心臟或在心臟內(nèi)的感測電極更易受姿勢引發(fā)的心臟信號形態(tài)變化的影響。血管外imd系統(tǒng)的侵入性較小，并且可以比包括經(jīng)靜脈或心外膜引線的系統(tǒng)更容易植入。然而，本文所披露的技術(shù)可以在包括經(jīng)靜脈心臟內(nèi)引線和電極、心外膜電極或其他引線和電極系統(tǒng)的imd系統(tǒng)的其他示例中實施。在美國專利號7,031,771(brown等人)、美國專利號5,447,519(peterson)以及美國專利號7,496,409(greenhut等人)中總體上披露了在存在姿勢引發(fā)的心臟信號形態(tài)變化的情況下可以實施本文所披露的技術(shù)而用于鑒別vt和svt的其他imd系統(tǒng)的示例。

圖3是根據(jù)一個實施例的icd14的示意圖。封閉在外殼15內(nèi)的電子電路包括協(xié)作地監(jiān)測一個或多個ecg信號、判定何時需要心律轉(zhuǎn)復-除顫電擊以及執(zhí)行規(guī)定的心律轉(zhuǎn)復-除顫治療的軟件、固件和硬件。在一些示例中，icd14可以耦合到承載電極(如電極24、28和30)的引線(如引線16)，定位成與患者的心臟有操作關(guān)系而用于遞送心臟起搏脈沖，并且因此可以包括遞送低電壓起搏脈沖以及高電壓沖擊脈沖的能力。

icd14包括控制模塊80、相關(guān)聯(lián)的存儲器82、治療遞送模塊84、電感測模塊86、遙測模塊88以及心臟信號分析器90。電源98在需要時向icd14的電路(包括模塊80、82、84、86、88、和90中的每一者)提供電力。電源98可以包括一個或多個能量存儲設備，如一個或多個可再充電電池或不可再充電電池。

圖3中示出的功能塊表示可以包含在icd14中的功能，并且可以包含實現(xiàn)能夠產(chǎn)生歸屬于本文的icd14的功能的模擬電路和/或數(shù)字電路的任何離散和/或集成電子電路部件。例如，所述模塊可以包括模擬電路，例如，放大電路、濾波電路、和/或其他信號調(diào)節(jié)電路。所述模塊還可以包括數(shù)字電路，例如模數(shù)轉(zhuǎn)換器、組合邏輯電路或時序邏輯電路、集成電路、處理器、asic、存儲器設備等。

存儲器82可以包括任何易失性、非易失性、磁的、或電的非瞬態(tài)計算機可讀存儲介質(zhì)，比如，隨機存取存儲器(ram)、只讀存儲器(rom)、非易失性ram(nvram)、電可擦除可編程rom(eeprom)、閃存、或任何其他存儲器設備。而且，存儲器82可以包括存儲指令的非臨時性計算機可讀存儲介質(zhì)，在由一個或多個處理電路執(zhí)行這些指令時使控制模塊80或其他icd模塊執(zhí)行歸屬于icd14的各個功能。存儲指令的非瞬態(tài)計算機可讀介質(zhì)可以包括上述列出的介質(zhì)中的任何一種，其中唯一的例外是瞬態(tài)傳播的信號。

此處可以將歸屬于所述模塊的功能具體化為一個或多個處理器、硬件、固件、軟件或其任何組合。將不同特征描繪為模塊旨在突顯不同的功能方面并且不一定暗示這種模塊必須由分開的硬件或軟件部件來實現(xiàn)。而是，與一個或多個模塊相關(guān)的功能可以由分開的硬件或軟件部件來執(zhí)行、或者集成在共同的硬件或軟件部件中。例如，由心臟信號分析器90執(zhí)行的用于判定對由icd14遞送的治療的需要的心律失常檢測操作可以在執(zhí)行存儲在存儲器82中的指令的控制模塊80中實現(xiàn)。如本文使用的，術(shù)語“模塊”指代專用集成電路(asic)、電子電路、執(zhí)行一個或多個軟件或固件程序的處理器(共享、專用或群組)和存儲器、組合邏輯電路、狀態(tài)機、或提供所描述的功能的其他適合部件。

控制模塊80與治療遞送模塊84、心臟信號分析器90以及電感測模塊86通信，以便感測心臟電活動、檢測心律、并且響應于感測到的信號而生成心臟治療。治療遞送模塊84和電感測模塊86電耦合到由引線16(圖1所示)和外殼電極15承載的可以用作公共電極或接地電極的電極24、28和30。

電感測模塊86選擇性地耦合到電極28、30和外殼電極15，以便監(jiān)測患者心臟的電活動。電感測模塊86可以另外選擇性地耦合到電極24。感測模塊86能夠選擇性地監(jiān)測從可用電極24、28、30和15中選擇的一個或多個感測向量。例如，感測模塊86可以包括切換電路，所述切換電極用于選擇電極24、28、30和外殼電極15中的哪一些被耦合以感測在感測模塊86中所包括的放大器。切換電路可以包括開關(guān)陣列、開關(guān)矩陣、多路復用器或適合用于選擇性地將感測放大器耦合至所選電極的任何其他類型的切換設備。

在一些示例中，電感測模塊86包括用于感測選自電極24、28、30和外殼電極15的多個ecg感測向量的多個感測通道。例如，可以選擇電極28和30之間的感測向量用于感測一個通道上的第一ecg向量，并且至少一個附加感測向量可以在與外殼電極15成對的電極24、28和30之一之間選擇并且在另一個感測通道上接收。每個感測通道可以被配置為放大和過濾所述ecg以改善用于感測心臟事件(例如r波)的信號質(zhì)量。

感測模塊86的每個感測通道包括用于接收橫穿所選電極產(chǎn)生的ecg信號的感測放大器。所述感測放大器將感測事件信號傳遞到控制模塊80和/或心臟信號分析器90。例如，當接收到的ecg信號跨越感測閾值(其在一些情況下可以是自動調(diào)整的感測閾值)時，r波感測信號可以被傳遞到心臟信號分析器90的快速性心律失常檢測器94和定時電路92。

感測模塊86可以包括用于向控制模塊80和/或心臟信號分析器90提供數(shù)字ecg信號的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。在一個示例中，設有兩個感測通道用于從電極28和30之間的第一感測向量以及從與外殼電極15配對的電極28或電極30中選擇的第二感測向量來接收ecg。這兩個ecg信號由感測模塊86轉(zhuǎn)換成多位數(shù)字信號，并提供給快速性心律失常檢測器94，用于執(zhí)行如本文所述的ecg形態(tài)分析。

心臟信號分析器90包括用于檢測和鑒別svt、vt和vf的快速性心律失常檢測器94以及定時電路92。定時電路92可以包括用于測量時間間隔(如rr間隔)和設置時間窗口(如相對于r波感測信號的形態(tài)模板窗口或形態(tài)分析窗口)或用于執(zhí)行心臟信號分析器90的其他定時相關(guān)功能的各種定時器和/或計數(shù)器。

由定時電路94使用從感測模塊86接收的r波感測信號的定時來測量rr間隔。快速性心律失常檢測器94可以計算由定時電路92測量的落入不同速率檢測區(qū)中的rr間隔，用于確定心室速率或執(zhí)行用于檢測室性快速型心律失常的其他基于心率或基于間隔的評定。

快速性心律失常檢測器94從心臟信號分析器90接收數(shù)字化的ecg信號，用于基于信號形態(tài)來檢測快速性心律失常。在美國專利號5,354,316(keimel)、美國專利號5,545,186(olson等人)、美國專利號6,393,316(gillberg等人)、美國專利號7,031,771(brown等人)、美國專利號8,160,684(ghanem等人)以及美國專利號8,437,842(zhang等人)中總體上披露了可以由icd14執(zhí)行的用于檢測、鑒別和治療快速性心律失常并且適于包含本文所描述的技術(shù)的算法的示例。

檢測算法對于存在或不存在威脅生命的vt和vf是高度敏感和特異的。治療遞送模塊84包括高電壓(hv)治療遞送模塊，其包括一個或多個hv輸出電容器，并且在一些情況下，包括低電壓治療遞送模塊。當檢測到惡性心動過速時，所述hv電容器通過hv充電電路被充電到預編程的電壓電平。在檢測到hv電容器已經(jīng)達到遞送所編程的沖擊能量所需的電壓的來自治療遞送模塊84的反饋信號時，控制模塊80施加信號以觸發(fā)所述hv電容器的放電。以這種方式，控制模塊80控制治療遞送模塊84的高電壓輸出電路的操作，以使用除顫電極24和外殼電極15遞送高能量心律轉(zhuǎn)復/除顫電擊。定時電路92可以用于控制由治療遞送模塊84遞送的r波同步?jīng)_擊脈沖。

應當注意的是，所實現(xiàn)的心律失常檢測算法不僅可以利用ecg信號分析法，而且還可以利用補充傳感器96，如血壓、組織氧合、呼吸、患者活動、心音等，以便由控制模塊80促進判定是施加治療還是停止治療。

在控制模塊80(包括存儲器82、心臟信號分析器90以及所存儲的檢測標準和可以經(jīng)由遙測模塊88編程到存儲器82中的其他控制參數(shù))中協(xié)作地執(zhí)行本文所描述的vt檢測算法的執(zhí)行中的某些步驟?？梢栽诳焖傩孕穆墒Сz測器94中根據(jù)從感測模塊86輸出的r波感測事件信號之間的時間間隔來確定vt或vf的初始檢測。在一些示例中，通過在進行初始的基于rr間隔的vt檢測之后對所感測的(多個)ecg信號的形態(tài)的分析，由快速性心律失常檢測器94執(zhí)行vt和svt的鑒別。從感測模塊86的一個或多個感測通道接收的數(shù)字ecg信號可以存儲在存儲器82中。快速性心律失常檢測器94采用與形態(tài)分析結(jié)合的存儲在存儲器82中的數(shù)字化ecg信號。

如下所述，在穩(wěn)定的心律(穩(wěn)定的速率和形態(tài))期間采集數(shù)字化的ecg信號，并由心臟信號分析器90使用以產(chǎn)生用于每個可用感測向量(例如分別在電極28和30之間、在電極28和外殼電極15之間以及在電極30和外殼電極15之間的三個向量)的形態(tài)模板。為多種患者姿勢生成用于每個感測向量的形態(tài)模板。

由快速性心律失常檢測器94執(zhí)行的形態(tài)分析包括將使用在未知心律期間選擇的感測向量感測到的一個或多個ecg信號與存儲在存儲器82中的用于相應感測向量的形態(tài)模板進行比較。如上所述，可以使用響應于一個或多個所選的ecg信號而產(chǎn)生的r波感測信號，根據(jù)基于心率的rr間期檢測標準，將所述未知心律初步檢測為vt。在共同轉(zhuǎn)讓的美國專利號7,904,153(greenhut等人)中總體上披露了感測和處理皮下ecg信號的一些方面。

對于每個可用感測向量，為至少兩種不同的患者姿勢(例如坐著和躺著)生成形態(tài)模板。形態(tài)模板可以是從預定數(shù)量的心動周期獲得的總體平均波形?？梢韵鄬τ谟呻姼袦y模塊86產(chǎn)生的r波感測信號來限定模板窗口。可以在多個模板窗口上對ecg信號求總體平均值，以獲得用于給定的感測向量和患者姿勢的波形模板。形態(tài)模板可以定期更新。可以在美國專利號6,745,068(koyrakh等人)、美國專利號7,706,869(cao等人)以及美國專利號8,428,697(zhang等人)中總體上披露了用于生成和更新形態(tài)模板以及由icd14執(zhí)行模板比較的方法。

使用所存儲的模板，通過快速性心律失常檢測器94執(zhí)行形態(tài)分析，基于感測模塊86在未知心律期間接收的ecg信號與在已知竇性心律期間由心臟信號分析器90生成并存儲在存儲器82中的模板之間的比較來判定是否滿足形態(tài)匹配標準。許多標準可以用于確定未知節(jié)律期間的ecg信號與在竇性節(jié)律期間獲得的模板之間的相似性或相關(guān)性。在一個示例中，判定是否滿足形態(tài)匹配標準包括判定形態(tài)匹配分數(shù)或形態(tài)相似性的其他度量。形態(tài)特征的示例是波形區(qū)域，并且形態(tài)匹配度量的對應示例可以是未知心律期間從所選擇的感測向量接收的ecg信號與針對所選擇的感測向量所存儲的波形區(qū)域之間的波形面積差。標準化面積波形差通常可以是如于2013年3月14日提交的美國專利申請?zhí)?3/826,097(zhang等人)所披露的。所述形態(tài)匹配標準可能需要波形面積差在預定百分比差內(nèi)。

在美國專利號6,393,316(gillberg等人)中總體上披露的小波變換方法是可以在本文披露的vt/svt檢測和鑒別技術(shù)中實施的形態(tài)匹配方法的另一個示例。其他形態(tài)匹配方法可以由快速性心律失常檢測器94實施，其比較ecg信號的波形、振幅、斜率、時間拐點、峰值數(shù)量或其他特征，特別是ecg信號的r波或qrs部分。如本文所述，快速性心律失常檢測器94分析姿勢相關(guān)ecg模板，用于識別所述模板的姿勢無關(guān)特征。從由快速性心律失常檢測器94使用的用于鑒別vt與svt的姿勢無關(guān)特征中選擇svt鑒別特征。

橫穿所選感測向量接收的ecg形態(tài)可以隨著患者姿勢的變化而改變。將未知快節(jié)律期間的ecg形態(tài)與在竇性心律期間獲得的形態(tài)學模板進行比較的操作可能由于由患者姿勢的變化引起的ecg形態(tài)的變化而導致低形態(tài)匹配分數(shù)。其為竇性心動過速的快節(jié)律可能被錯誤地檢測為可電擊vt，從而導致不必要的沖擊療法。

通過獲得針對每個可用感測向量為不同的患者姿勢生成的多個形態(tài)模板并且識別那些模板的姿勢無關(guān)特征，那些姿勢無關(guān)特征可以存儲在存儲器82中，并且與響應于由心臟信號分析器90基于心臟間期或其他檢測標準而進行的vt檢測的未知節(jié)律期間的ecg信號特征相比較。如下所述，在未知節(jié)律期間使用所選感測向量從感測模塊86接收的數(shù)字化ecg信號與存儲的姿勢無關(guān)模板特征進行比較，而無需使用姿勢傳感器來確定患者的在未知節(jié)律期間的實際姿勢。在其他實施例中，傳感器96可以包括多維加速度計，用于檢測患者姿勢的變化而用于最初生成從其中提取姿勢無關(guān)特征的用于不同患者姿勢的模板。在美國專利號5,593,431(sheldon)中總體上披露了可以用于檢測患者姿勢的多軸加速度計。

遙測模塊88包括用于使用rf通信與外部設備40(圖1所示)通信的收發(fā)器和天線。在控制模塊80的控制下，遙測模塊88可以從外部設備40接收下行鏈路遙測并向外部設備40發(fā)送上行鏈路遙測。與vt或vf的檢測和心臟復律或除顫電擊的遞送相關(guān)的ecg發(fā)作數(shù)據(jù)可以存儲在存儲器82中。在接收到詢問命令時，存儲的情節(jié)數(shù)據(jù)由遙測模塊88發(fā)送到外部設備40。臨床醫(yī)生對發(fā)作數(shù)據(jù)的檢查有助于診斷和預測患者的心臟狀態(tài)和治療管理決策，包括選擇可編程vt/vf檢測和治療遞送控制參數(shù)。

圖4是由icd14執(zhí)行的用于生成形態(tài)模板并提取用于檢測和分類vt和svt的姿勢無關(guān)鑒別特征的方法的流程圖200。在框202，檢測目標患者姿勢。在穩(wěn)定的心律期間針對多種患者姿勢存儲ecg形態(tài)模板。在一個示例中，為至少四種患者姿勢(包括坐(或站立，但通常是直立的)、仰臥、右側(cè)躺臥和左側(cè)躺臥)中的每一者生成ecg模板。可以使用其他姿勢，例如向前彎、斜坐、俯臥等。可以使用任何所需數(shù)量和姿勢的組合?？梢酝ㄟ^外部設備顯示器54(圖1所示)自動地或由臨床醫(yī)生指導患者采取第一種所需的姿勢?？梢酝ㄟ^用戶與外部設備40的交互來將通知發(fā)送到icd14，以指示患者已經(jīng)采取了用于生成模板的所需姿勢之一。在框202，響應于接收到所發(fā)送的通知，icd14檢測到患者處于用于模板生成的目標姿勢。

可替代地，icd14可以使用包含在傳感器96中的姿勢傳感器來自動檢測目標患者姿勢(圖3)。姿勢傳感器信號可以由icd控制模塊80使用以檢測從患者姿勢到新姿勢的改變?？刂颇K80可以判定是否已經(jīng)生成模板并將其存儲在用于新姿勢的存儲器82中。如果不是，則在框202，控制模塊80將新姿勢檢測為目標姿勢，并且由心臟信號分析器90啟動模板生成。

在響應于檢測到目標患者姿勢而生成模板之前，在框204，icd14可以首先使用一個或多個可用感測向量來驗證心律是穩(wěn)定的。穩(wěn)定的心律可以是竇性心律或其他室上性節(jié)律，其被證實在所需數(shù)量的心動周期上具有穩(wěn)定的心率和/或在所需數(shù)量的心動周期上具有穩(wěn)定的ecg形態(tài)。當心房起搏可用時，穩(wěn)定的心律可以是正常竇性心律、竇性心動過速或心房起搏節(jié)律。在一些示例中，可以以多于一個竇性心率生成用于每個目標姿勢的模板，因為竇性心率的變化有時可以改變ecg形態(tài)。

在框206，可以生成用于每個可用感測向量的形態(tài)模板，同時患者保持為目標姿勢。例如，第一姿勢可以是坐位。icd14可以生成用于電極28和30之間的感測向量、電極28和外殼電極15之間的感測向量以及電極30和外殼電極15之間的感測向量的形態(tài)模板，同時患者保持在坐位。對于用于第一姿勢的三個感測向量中的每一者存儲所述形態(tài)模板。icd14可以將指示給定姿勢生成模板已完成的通知發(fā)送回外部設備40，使得生成模板的過程可以進行到下一種姿勢。

如果患者運動或ecg噪聲偽影的其他潛在來源在模板生成期間發(fā)生，則用戶可以有機會拒絕所生成的模板。在一些示例中，icd14可以將所生成的模板發(fā)送給所述編程器以供臨床醫(yī)生顯示和接受。

然后可以要求患者采取第二姿勢，例如仰臥位。所述用戶可以與外部設備40交互以傳送使icd14基于所述通知信號來檢測下一種患者姿勢并開始為所述第二姿勢的生成ecg模板的通知。針對所需數(shù)量的患者姿勢重復基于來自編程器的通知信號檢測患者已經(jīng)采取患者姿勢、驗證穩(wěn)定心律并且為每個可用感測向量生成形態(tài)模板的過程，直到已經(jīng)針對每個感測向量獲得了用于所有姿勢的模板。如上所述，icd可以自動檢測不同的患者姿勢，并且在檢測到新的姿勢時生成模板，直到用于每個可用ecg感測向量的所需數(shù)量的姿勢中的每一者都生成了完整的模板集。

在框206，用于生成模板的方法可以在示例之間變化。在一個示例中，各模板可以表示已經(jīng)在模板窗口上對齊并且被平均化以獲得被存儲為模板的平均心動周期波形的一系列心動周期。最初對于每個可用感測向量而針對所需數(shù)量的不同患者姿勢(例如至少兩種不同的姿勢，如坐著和躺著)生成并存儲形態(tài)模板集。在一個示例中，為至少四種不同的姿勢(例如，坐著、站立、仰臥、俯臥、右側(cè)躺臥、左側(cè)躺臥、向前彎曲以及斜躺等等)生成模板。

所述實際患者姿勢不一定與每個形態(tài)模板一起存儲，并且甚至對于icd14是未知的。所生成的模板可以存儲在icd存儲器82中，具有對應于橫穿不同感測向量的相似姿勢的標記或編號。這種標記或編號對于在生成模板期間是何種實際患者姿勢可以是非描述性的或是非標識的。在其他示例中，標記或編號可以是描述性的或與實際患者姿勢相關(guān)聯(lián)，例如基于從外部設備40接收的通知信號或基于姿勢傳感器。

當姿勢傳感器用于檢測用于模板生成的目標患者姿勢時，可以確定或不能確定實際的患者姿勢，例如坐、仰臥、俯臥或側(cè)躺。姿勢變化的檢測可能足以觸發(fā)模板生成。對于每個感測向量，生成的模板可以被標記為姿勢1、姿勢2、姿勢3等，使得可以識別針對普通患者姿勢生成的模板，而無需知道實際患者姿勢是什么。

在框210和212，一旦對于確定的每個可用感測向量而為所需數(shù)量的患者姿勢中的每一者存儲了模板，則在框208，將為給定向量的不同姿勢生成的模板彼此進行比較。用于每個感測向量的所生成的模板集表示了用于給定感測向量的ecg形態(tài)的姿勢相關(guān)性。這種姿勢相關(guān)性可以在感測向量之間和患者之間變化。在一些情況下，姿勢相關(guān)性可能較高，而在其他情況下，姿勢相關(guān)性可能較低或不存在。將通過模板特征的提取和比較來確定給定ecg感測向量的姿勢相關(guān)性。

在框210，確定和比較所述模板的各種特征，以識別針對給定感測向量的在姿勢相關(guān)模板之間基本相等或相同的模板形態(tài)特征。從針對各感測向量的為各種姿勢所存儲的各模板中提取模板特征集。所述特征集可以包括但不限于波形面積、q波振幅、q波信號寬度、q波斜率、r波振幅、r波信號寬度、r波斜率、t波振幅、t波斜率、t波信號寬度、r波到q波振幅比、r波到t波振幅比、r-t時間間隔、r波極性、頻率組成、峰值數(shù)量、最大峰值振幅時間、最大和最小峰值之間的時間、最大正斜率的時間、最大負斜率的時間、相對于最大振幅峰值的峰值的振幅和/或極性、qrs復合波的質(zhì)心的時機、一系列振幅閾值相交的時間模式、一系列斜率閾值相交的時間模式、使用小波變換生成的模板小波系數(shù)等。

在框212，對于給定的感測向量，在姿勢相關(guān)模板上比較類似的模板特征。針對給定的感測向量存儲在姿勢相關(guān)模板之間基本上相等的模板特征，并且在本文中稱為“姿勢無關(guān)特征”。在框212，通過比較分析從模板特征的總集中提取這些姿勢無關(guān)特征。例如，可以從每個姿勢相關(guān)模板中確定10個不同模板特征的初始集合。將這十個模板特征中的每一者與從針對同一感測向量存儲的其他姿勢相關(guān)模板中的每一者中確定的類似模板特征進行比較。

如果給定模板特征在給定ecg感測向量的模板之間的變化不超過姿勢無關(guān)閾值，則此特征被識別為所述感測向量的姿勢無關(guān)特征。例如，如果給定模板特征的變化不超過10％或用于確定相同感測向量的模板特征之間的姿勢相關(guān)的另一個預限定閾值，則在框212提取此模板特征作為此感測向量的姿勢無關(guān)特征。作為另一個示例，可以在心動周期之間比較在相同姿勢期間從多個心動周期提取的特征。相同姿勢的心動周期之間的特征的范圍或百分比變化被確定為姿勢內(nèi)范圍或姿勢內(nèi)百分比變化。還在姿勢相關(guān)模板之間確定給定特征的姿勢間距離或姿勢間百分比變化。如果特征的姿勢內(nèi)范圍或百分比變化近似等于姿勢間距離或百分比變化，則所述特征是姿勢無關(guān)。為了說明，給定特征可在相同姿勢期間的心動周期之間變化約5％。姿勢之間的相同特征可以變化約5％。由于所述特征具有與姿勢內(nèi)變化性相同的姿勢間變化性，因此將所述特征識別為姿勢無關(guān)特征。

判定來自一個模板的特征是否基本上等于來自另一個模板的特征的操作可以包括：確定相應的特征，判定所述特征的差異或比率，以及將所述特征的差異或比率與姿勢無關(guān)閾值進行比較。在一些實施例中，模板采樣點振幅可以被歸一化(例如通過給定模板內(nèi)的最大振幅)，并且可以從歸一化模板中確定特征。姿勢無關(guān)閾值可以基于被確定和比較的形態(tài)學特征的類型被限定為百分比、差異、范圍或其他值。

在框214，對提取用于每個可用感測向量的姿勢無關(guān)特征進行存儲。應當認識到，在一些情況下，可用感測向量可以具有變化的姿勢相關(guān)。這樣，可以針對每個可用感測向量提取和存儲不同的姿勢無關(guān)特征集。針對一個感測向量的姿勢無關(guān)特征集可以具有與針對另一個感測向量存儲的姿勢無關(guān)特征集數(shù)量不同和/或特征不同的所存儲的特征。

在一些示例中，對于每個感測向量可能需要最少數(shù)量的姿勢無關(guān)特征。如果沒有發(fā)現(xiàn)感測向量具有至少最小數(shù)量的姿勢無關(guān)特征，則可以從在vt/svt檢測和鑒別期間可以選擇用于形態(tài)分析的可用感測向量中排除此感測向量。所排除的向量被確定為是高度姿勢相關(guān)的，這樣可以導致由于在室上性節(jié)律期間由ecg信號中的姿勢誘導的變化而引起的低形態(tài)匹配分數(shù)的錯誤所造成的vt檢測。

旦針對每個可用感測向量存儲了姿勢無關(guān)特征集，則所存儲的特征集可用于在框216的vt/svt檢測和鑒別算法中使用，如以下結(jié)合圖5所描述的。從存儲器82檢索所存儲的姿勢無關(guān)特征集而用于由快速性心律失常檢測器94執(zhí)行的心動過速鑒別算法。

流程圖200所示的過程的一些或全部可以周期性地重復以更新所存儲的姿勢無關(guān)特征集。例如，在框218，控制模塊80可以確定是時候更新一個或多個姿勢無關(guān)特征集。控制模塊80可以確定是時候按照預定日程(例如每天一次、每周一次、每月一次或其他期望的頻率)更新模板特征值。

控制模塊可以附加地或替代地確定是時候響應于將所述特征值與穩(wěn)定的室上性節(jié)律期間的類似的ecg特征進行比較而更新所存儲的特征值。例如，每天一次或按照預定日程的方式，可以將所存儲的特征值與一個或多個心動周期的相應感測向量的ecg信號進行比較。由于所述特征是姿勢無關(guān)的，因此不需要確定所述比較期間的患者的姿勢。如果在穩(wěn)定的室上性節(jié)律期間的ecg信號仍然與預定更新標準內(nèi)的相同感測向量的存儲特征匹配，則不更新所述特征。在框216，快速性心律失常檢測器94繼續(xù)使用當前存儲的特征。如果在穩(wěn)定的室上性節(jié)律期間的ecg信號與基于預定更新標準的所存儲的姿勢無關(guān)模板特征值不匹配，則控制模塊80確定是時候進行更新。

如果控制模塊80確定是時候更新所存儲的模板特征(在框218)，則在框220，心臟信號分析器90驗證所述心律是穩(wěn)定的室上性節(jié)律。在框222，針對一個或所有可用感測向量重新確定所存儲的模板特征的新值，而沒有確定患者的姿勢，因為所述特征已經(jīng)被識別為是姿勢無關(guān)的。在框224，針對每個感測向量的每個姿勢無關(guān)特征存儲重新確定的值。應當認識到，不是所有可用感測向量需要同時更新，并且在框224可以在每次更新期間針對一些可用感測向量存儲更新的特征，但是不是為所有的可用感測向量存儲更新的特征。

在框222處的周期性更新可以包括獲得針對給定感測向量所存儲的姿勢無關(guān)模板特征的新值，而不重新確定哪個模板特征對于此感測向量是姿勢無關(guān)的?？梢约僭O在框212處首先被識別為對于給定感測向量而言是姿勢無關(guān)的特征將保持獨立。只有所述姿勢無關(guān)特征的值需要更新。

在其他情況下，可以針對姿勢相關(guān)而周期性地重新評估所述特征集。因此，在一些示例中，可以在步驟202開始重復圖4所示的過程，用于更新針對給定感測向量所存儲的姿勢無關(guān)模板特征集?？梢栽诳?06針對要被更新的每個感測向量而為多種患者姿勢生成模板?？梢栽诳?10從新生成的模板重新確定先前識別的姿勢無關(guān)特征的變化或范圍，以驗證每個特征保持姿勢無關(guān)，而不需要確定和比較更大數(shù)量的模板特征。可替代地，在框210a確定較大的姿勢無關(guān)特征集，在框212從姿勢無關(guān)特征集提取新的姿勢無關(guān)模板特征集。在一些情況下，所述的姿勢無關(guān)特征集的成員可以隨時間改變。

圖5是根據(jù)一個示例的用于鑒別vt和svt的方法的流程圖300。在框302，在一個或多個所選感測向量上接收ecg信號。參考圖1的示例，ecg1可以是在感測電極28和30之間的向量上接收的ecg信號。ecg2可以是在電極28和外殼電極15之間的向量上接收的ecg信號，并且ecg3可以是在電極30和外殼電極15之間的向量上接收的ecg信號。icd14可以配置有至少兩個感測通道，并且可以選擇三個可用感測向量中的兩個，如ecg1、ecg2和ecg3中的兩個。在其他示例中，可以從一個或多個可用感測向量中選擇一個或多個ecg感測向量。

在一些示例中，最初基于心率來檢測vt。r波感測信號由所述icd感測模塊響應于至少一個或所有所選擇的ecg信號的r波感測閾值相交而產(chǎn)生。由心臟信號分析器90響應于r波感測信號來確定rr間隔。在框304，rr間隔用于根據(jù)基于心率或基于間隔的vt檢測標準來檢測vt。例如，可以基于落入編程的vt間隔范圍中的檢測間隔(nid)的所需數(shù)量來檢測vt。為了說明，vt檢測間隔范圍可以包括小于或等于360ms并且大于320ms的rr間隔。心室纖顫檢測間隔(fdi)范圍可以限定為小于或等于320ms的rr間隔。vtnid可以被設置為12個連續(xù)間隔、24個連續(xù)間隔或另一個所需數(shù)量的vt檢測間隔。如果所需數(shù)量的連續(xù)rr間隔處于vt檢測間隔范圍內(nèi)，則可以進行初步vt檢測。

在其他示例中，初級vt檢測標準可以包括：與心臟時間間隔、間隔模式和/或形態(tài)有關(guān)的相關(guān)規(guī)則的優(yōu)先化集合；發(fā)病率；穩(wěn)定性；和/或大體形態(tài)檢測標準或其任何組合。在上述結(jié)合的專利中，如在美國專利號5,545,186(olson等人)、7,031,771(brown等人)、8,160,684(ghanem等人)以及8,437,842(zhang等人)中，披露了可以在框304用作初級檢測標準的vt檢測標準的各種示例。

如果基于rr間隔或其他主要檢測標準進行vt檢測，則在框304，在確認vt節(jié)律分類和遞送vt治療之前在框306至310執(zhí)行具有姿勢無關(guān)模板特征的未知節(jié)奏的比較形態(tài)分析。執(zhí)行形態(tài)分析以判定在未知節(jié)律期間接收的(多個)ecg信號的形態(tài)是否與為對應的(多個)ecg感測向量所存儲的姿勢無關(guān)模板特征相匹配。

為了進行這種比較，所述心臟信號分析器確定針對給定的感測向量已經(jīng)存儲了哪些姿勢無關(guān)特征。然后在未知節(jié)奏期間在框306處從所述ecg信號來確定那些特征，其已經(jīng)基于rr間隔或其他主要檢測標準而被預先檢測為vt。可以從用于執(zhí)行逐個心跳的特征的比較的一個或多個心跳上的單個心動周期來確定所述特征。可替代地，在未知節(jié)律期間的一個或多個心動周期可以在形態(tài)分析窗口內(nèi)對齊并且求整體平均值。然后在框308從平均的心動周期來確定ecg特征。

如果正在監(jiān)視多于一個ecg信號，則從每個相應的ecg信號確定針對每個感測向量所存儲的姿勢無關(guān)特征。不需要確定實際的患者姿勢，因為所確定的特征已經(jīng)被識別為姿勢無關(guān)特征。

在框308，將在未知節(jié)律期間從(多個)ecg信號確定的所述特征與針對每個相應的感測向量的所存儲的姿勢無關(guān)模板特征進行比較。如果在未知節(jié)律期間從ecg信號的單個心動周期提取特征，則可以進行逐個心跳的比較。在一個示例中，如果m個心跳中的至少n個心跳的特征(例如5個心跳中的3個)與類似的姿勢無關(guān)模板特征匹配，則確定此特征與所述模板特征匹配?？商娲兀瑢⒃谖粗穆善陂g從整體平均信號提取的特征與類似的姿勢無關(guān)模板特征進行比較。用于確定未知心律和所存儲的模板特征之間的相似性的單獨心跳特征或者整體平均心動周期信號之間的比較的操作可以包括將每個特征的形態(tài)匹配度量確定為百分比、符號變化、數(shù)字差異、比率或其他用于每個姿勢獨立特征的比較參數(shù)。

未知節(jié)律期間的給定特征的形態(tài)匹配度量可以被確定為所述特征和所述模板特征之間的差，表示為所存儲的模板特征的百分比。例如，r波寬度量可以被確定為((1-r波寬度差)/模板r波寬度)*100，其中r波寬度差是未知的單個心跳或平均心動周期的r波寬度與模板r波寬度之間的絕對差。如果r波寬度量至少為90％，則未知節(jié)律期間的心臟信號的r波寬度與r波寬度模板特征匹配。

在另一個示例中，歸一化波形面積差(nwad)可被確定為((1-ad)/模板wa)*100，其中ad是未知節(jié)律期間的歸一化ecg信號波形與歸一化模板波形之間的絕對面積差。模板wa(波形面積)是歸一化模板波形的面積。波形可以通過波形的最大采樣點振幅來歸一化。如果nwad至少為90％(或其他閾值百分比)，則未知信號的wa與模板的wa匹配。

一旦已經(jīng)確定了每個ecg感測向量的每個姿勢無關(guān)特征的形態(tài)匹配度量，則在框310將總體形態(tài)匹配標準應用于形態(tài)匹配度量。在一些示例中，基于針對此感測向量的每個姿勢無關(guān)特征所確定的形態(tài)匹配度量，首先將未知節(jié)律期間的每個ecg向量信號分類為svt或vt?？梢詫⒚總€形態(tài)匹配度量與匹配閾值進行比較，以判定單獨ecg特征的單獨形態(tài)匹配度量是否與姿勢無關(guān)特征匹配。被限定為應用于不同姿勢無關(guān)特征比較的形態(tài)匹配閾值的實際值可以在實施例之間變化，并且將基于被比較的信號特征的類型。不同的形態(tài)匹配標準可以應用于不同的姿勢無關(guān)特征。例如，可能需要一些特征以比其他特征更接近地匹配姿勢無關(guān)模板特征。

如果在未知節(jié)律期間的ecg信號特征的所需數(shù)量與基于每個相應特征的形態(tài)匹配標準的此感測向量的姿勢無關(guān)模板特征相匹配，則可以將未知節(jié)律期間的ecg向量信號分類為svt。應用于單個向量的形態(tài)學匹配標準可能需要至少一個特征處于類似的姿勢無關(guān)模板特征的預定范圍或百分比(例如10％或其它預定百分比閾值)內(nèi)。為了說明，如果所存儲的姿勢無關(guān)特征之一是qrs信號寬度并且模板qrs信號寬度是120ms，則未知節(jié)律期間的ecg信號可能需要在10ms內(nèi)或在模板qrs信號寬度的10％內(nèi)。

如果針對給定感測向量存儲了n個姿勢無關(guān)模板特征，則可能需要n個姿勢無關(guān)模板特征中的至少一個來基于各個特征的匹配標準來匹配未知節(jié)奏期間的類似ecg信號特征而以便將此感測向量分類為svt。在另一個示例中，可能需要大部分所存儲的姿勢無關(guān)模板特征(例如所存儲的姿勢無關(guān)模板特征中的兩個或三個)來匹配相應匹配標準內(nèi)的類似ecg信號特征，以便將感測向量信號分類為svt。在一些情況下，可能需要從一個感測向量確定的所有特征來匹配針對此感測向量的相應的匹配準則內(nèi)的所有類似的姿勢無關(guān)模板特征，以便在未知節(jié)律期間將所述感測向量信號分類為svt。如果沒有ecg信號特征或少于閾值數(shù)量的ecg信號特征，則基于針對每個特征所限定的或針對特征的組合所限定的匹配標準來匹配類似的姿勢無關(guān)模板特征，將感測向量分類為vt。

一旦每個感測向量都被分類為svt或vt，則在框316或框312進行總體svt或vt檢測。在一個示例中，svt檢測標準要求在框316處至少一個感測向量產(chǎn)生svt分類。在框310處應用的形態(tài)匹配標準在本文中也稱為“svt檢測標準”，因為匹配將指示所述節(jié)律的起源是室上性。

在其他示例中，在框310處應用的svt檢測標準可以包括針對來自多個ecg向量的特征而確定的形態(tài)匹配結(jié)果的不同邏輯組合，而不在未知節(jié)律期間對單獨ecg感測向量進行分類。例如，如果來自一個感測向量的至少一個信號特征與對應的姿勢無關(guān)模板特征匹配并且來自另一個感測向量的至少一個ecg信號特征與對應的姿勢無關(guān)模板特征匹配，或者如果來自相同感測向量的至少兩個ecg信號特征與對應的姿勢無關(guān)模板特征匹配，則可在框316檢測svt。換言之，如果來自每個感測向量的ecg信號與第一閾值數(shù)量(例如各一個)的模板特征相匹配，或者如果僅感測向量的ecg信號匹配較高的第二閾值數(shù)量(例如至少兩個)的模板特征，則檢測svt。在針對兩個感測向量中的每一者存儲三個姿勢無關(guān)特征的示例中，這個判定步驟可以邏輯地表示為：

如果ecg1特征1、2或3之一匹配，并且ecg2特征1、2或3之一匹配，則

thensvt；

或

如果ecg1的特征1、2和3中的兩個匹配，或者ecg2特征1、2和3中的兩個匹配，則

thensvt；

elsevt。

應當認識到，可以設想許多基于與一個或多個ecg感測向量的姿勢無關(guān)特征比較的不同組合的svt檢測標準。

如果在框316檢測到svt，則不遞送vt治療。具體地，如框318所示，停止電擊療法，因為svt被認為是不用治療的節(jié)律。通過返回到框302，ecg監(jiān)測繼續(xù)。如果在框310不滿足svt檢測標準，則在框312確認在框304進行的初步vt檢測。在框314，icd14遞送治療以治療vt。可以遞送心臟復律/除顫電擊。在包含起搏能力的imd系統(tǒng)中，可以在遞送電擊治療之前遞送atp。

在框310基于姿勢無關(guān)特征比較而應用的svt檢測標準被描述為僅在基于主要vt檢測標準(如基于rr間隔的標準)進行初步vt檢測之后才應用的次要vt/svt檢測標準。在其他示例中，應用于未知節(jié)律期間的ecg信號與姿勢無關(guān)模板特征之間的比較的形態(tài)匹配標準可以是在具有或不具有其他主要和/或次要檢測標準的情況下使用的主要vt檢測標準。

圖6是描繪svt分類區(qū)域410的姿勢無關(guān)特征的多維圖400。曲線400描繪了可以由心臟信號分析器90執(zhí)行的用于在未知心律期間將ecg感測向量分類為svt或vt的替代方法。在說明性示例中，可以針對給定ecg感測向量從每個姿勢相關(guān)模板提取多個特征，例如所述姿勢相關(guān)模板的八個、十個或更多個特征。在對所述特征進行比較之后，識別感測向量的姿勢無關(guān)特征集。這種處理對應于圖4所示的流程圖200。所得到的姿勢無關(guān)特征集可以在被識別為姿勢無關(guān)特征的數(shù)量上改變。在圖6所示的示例中，一組三個特征被識別為用于給定ecg感測向量的姿勢無關(guān)特征。這三個特征可以在三維圖400中可視化，其中，沿x軸402繪制特征1，沿y軸404繪制特征2，并且沿z軸406繪制特征3。

點“x”408指示三個姿勢無關(guān)特征(特征1、特征2和特征3)的模板值的位置，被確定針對給定感測向量的曲線400的三維空間中的x、y和z坐標。例如，特征1可以是r波寬度，特征2可以是q波寬度，特征3可以是最大正r波斜率的時間。應當認識到，給定ecg感測向量的姿勢無關(guān)特征的圖可以是1維、2維、3維或任何n維圖，其中“n”是針對給定的ecg感測向量所識別的姿勢無關(guān)特征的數(shù)量。

svt分類區(qū)域410由每個相應特征1、特征2和特征3的形態(tài)匹配閾值范圍412、414和416限定。形態(tài)匹配閾值范圍可以表示給定特征的值的范圍，其在所述模板特征值的±5％、±10％或其他可接受范圍內(nèi)。在未知節(jié)律期間的六個單獨心動周期由點1-6420(圓圈符號)表示。在未知節(jié)律期間的心動周期1至6已被逐個心跳地分析以確定每個周期的特征1、特征2和特征3的值。所述心動周期特征值由所繪制的心動周期點1-6420中的每一者來表示。換言之，每個心動周期的特征由三維空間中的點1-6420的x，y和z坐標來表示。

心動周期2、4、5和6落在svt分類區(qū)域410內(nèi)，并且表示具有基于形態(tài)匹配閾值范圍412、414和416與三個類似姿勢無關(guān)模板特征匹配的形態(tài)特征的心動周期。心動周期2、4、5和6被分類為svt周期。心動周期1和3落在svt分類區(qū)域410之外，并且表示不與所述姿勢無關(guān)模板特征匹配的心動周期。心動周期1和3被分類為vt周期。在一個示例中，如果m個周期中的n個被分類為svt點，因為它們落在svt分類區(qū)域410內(nèi)，例如，如果六個心動周期點中的四個落入如圖所示的svt分類區(qū)域410內(nèi)，則被分析的感測向量的ecg信號被分類為svt。如果m個心動周期的小于n個落入svt分類區(qū)域410內(nèi)，則ecg感測向量被分類為vt。在其他示例中，如果至少連續(xù)心動周期的閾值數(shù)量被分類為vt，即所有心動周期點落在svt分類區(qū)域410之外，則ecg感測向量被分類為vt。在一些情況下，可能需要12、24或另一數(shù)量的連續(xù)心動周期點落在svt分類區(qū)域410之外，以便將在未知節(jié)律期間的ecg感測向量信號分類為vt信號。

如果僅使用一個ecg感測向量，則基于所述感測向量的svt或vt分類，將所述未知節(jié)律檢測為svt或vt。如果正在使用多于一個ecg感測向量，則如果在未知節(jié)律期間至少一個感測向量被分類為svt，則檢測svt。

在其他示例中，將未知節(jié)律期間的整體平均心動周期與所述姿勢無關(guān)模板特征進行比較。在這種情況下，單個點(例如點1)可以被確定為其x坐標、y坐標、z坐標設置等于從每個對應的特征1、特征2和特征3的平均心動周期所確定的值。如果點1落在svt分類區(qū)域410之外，如圖所示，則在未知節(jié)律期間將所述ecg感測向量信號分類為vt。如果表示平均心動周期的姿勢無關(guān)特征的單個點落在svt分類區(qū)域410內(nèi)，則在未知節(jié)律期間將ecg感測向量信號分類為svt。

圖6所描繪的svt分類區(qū)域410的立體形狀是所述姿勢無關(guān)特征的可接受值彼此獨立的情況。還認識到，圖6的svt分類區(qū)域410的形狀可以采取這樣的形式，其中所述特征的可接受值是相互依賴的，導致球形、橢圓形或其他形狀，并且不限于基于三個姿勢無關(guān)特征的3個維度。

在一些情況下，應用于從未知節(jié)律期間的ecg信號確定的特征集的形態(tài)匹配閾值可以被限定為距圖400的n維空間中的模板點408的最大距離?？梢曰跀?shù)學關(guān)系來確定未知心臟信號的點1和模板點408之間的n維空間中的距離422。將距離422與形態(tài)匹配距離閾值進行比較。如果距離422大于形態(tài)匹配閾值，則點1被分類為vt點。如果距離422小于所述形態(tài)匹配閾值，則所述點被分類為svt點。如果所述點表示未知節(jié)律的多個心動周期的整體平均值，則根據(jù)所述點的分類對所述ecg感測向量信號進行分類。可替代地，如果在逐個心跳的分析中對多個點進行分類，則基于所需數(shù)量的點位于形態(tài)匹配距離閾值內(nèi)(或大于形態(tài)匹配距離閾值)來對所述ecg感測向量信號進行分類。例如，如果連續(xù)確定的點的閾值數(shù)量大于距模板特征點408的閾值距離，則所述感測向量被分類為vt。最終的vt或svt檢測基于未知節(jié)律期間的一個或多個ecg感測向量信號的分類。

圖7是根據(jù)另一個示例的用于執(zhí)行vt檢測的方法的流程圖500。在框502，針對每個可用感測向量生成了一組姿勢無關(guān)模板特征，例如，如結(jié)合圖4所描述的。在一些患者中，ecg信號可以是姿勢無關(guān)的，并且在其他患者中，姿勢的變化改變了所述ecg信號。在呈現(xiàn)姿勢無關(guān)的患者中，針對一種姿勢確定的模板特征集與針對給定感測向量的所有姿勢的模板特征集匹配。如果所有ecg感測向量都是姿勢無關(guān)的，如在框504確定的，則心臟信號分析器90可以執(zhí)行vt檢測，而不執(zhí)行ecg信號特征與姿勢無關(guān)模板特征的比較，如框506所示。例如，可以使用基于任何基于間隔和/或基于形態(tài)的檢測標準而沒有確定所述ecg信號的姿勢無關(guān)特征或者將這些特征與所存儲的姿勢無關(guān)模板特征進行比較。

如果所有向量都不是姿勢無關(guān)的(框504)，則在框508，為所述感測向量中的每一者存儲姿勢無關(guān)特征集。由icd14執(zhí)行的vt檢測算法將包括與姿勢無關(guān)模板特征(針對至少一些ecg感測向量)的比較。

在框510，選擇ecg感測向量用于vt檢測。可以選擇一個或多個向量。向量選擇可以至少部分地基于每個可用向量的姿勢相關(guān)。在一些情況下，單個向量可以是高度姿勢相關(guān)的，使得所有特征或大多數(shù)特征都是姿勢相關(guān)的(沒有模板特征或少數(shù)模板特征被存儲為姿勢無關(guān)特征)。其他向量可以是姿勢相關(guān)相對較少的，其中存儲相對較大數(shù)量的姿勢無關(guān)特征。因此，框510的向量選擇可以包括基于所存儲的姿勢無關(guān)特征的數(shù)量來選擇呈現(xiàn)最高姿勢相關(guān)的一個或多個向量?？梢栽诖鎯哂休^低數(shù)量的姿勢無關(guān)特征的向量之前選擇具有較高數(shù)量的姿勢無關(guān)特征的向量。所存儲的姿勢無關(guān)特征的全部或子集實際上可用于與未知節(jié)律期間的ecg信號特征進行比較。姿勢無關(guān)可以是用于在其他選擇標準(如信噪比或其他信號質(zhì)量參數(shù)要求)之中的ecg感測向量選擇的一個標準。

在框512，基于主要檢測標準(例如基于rr間隔、rr間隔穩(wěn)定性、心率開始和/或總形態(tài))來檢測vt。在一些情況下，在框512處用于主要vt檢測的(多個)ecg信號可以與在框510處為姿勢無關(guān)模板特征比較所選擇的(多個)ecg信號相同或不同。

響應于初步vt檢測，在框510，從所選擇的每個感測向量確定類似于對應的感測向量的所存儲的姿勢無關(guān)模板特征的ecg信號特征。如上所述，可以使用所存儲的姿勢無關(guān)模板特征的全部或子集?；趀cg信號特征與對應的姿勢無關(guān)模板特征的比較分析，例如，如結(jié)合圖5或圖6所描述的，在框514，每個所選ecg信號向量被分類為svt或vt節(jié)律。

如果至少一個ecg感測向量被分類為svt，如在框516所確定的，則在框518將所述未知節(jié)律檢測為svt。在另一個示例中，svt檢測標準可以要求所有選擇的ecg感測向量被分類為svt。如果所選擇的ecg感測向量中沒有一個被分類為svt，則在框520處確認在框512處的初步vt檢測。

因此，在前面的描述中已經(jīng)參照具體實施例給出了用于檢測和鑒別vt和svt的方法和設備。在其他示例中，本文描述的各種方法可以包括以與本文所示出和描述的說明性示例不同的順序或組合執(zhí)行的步驟。應當理解的是，可以在不脫離本披露和以下權(quán)利要求書的范圍的情況下對參考實施例做出各種修改。