本公開一般涉及可植入醫(yī)療設備，并具體地涉及用于在將電刺激脈沖遞送到患者的心臟之后感測心臟信號并檢測心律的方法與裝置。

背景技術：

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)已經臨床植入或提出用于臨床植入患者體內。一些imd可采用攜載刺激電極、感測電極、和/或其它傳感器的一根或多根細長電引線。imd可向各種器官、神經、肌肉或組織(諸如，心臟、大腦、胃、脊髓、盆骨底等等)遞送治療或監(jiān)測它們的狀況。可植入醫(yī)療引線可配置成允許電極或其它傳感器被放置在期望位置處以用于遞送電刺激或感測生理狀況。例如，各電極或傳感器可被攜載在引線的遠端部分處。引線的近端部分可耦合到植入醫(yī)療設備外殼，該可植入醫(yī)療設備外殼可包含諸如信號生成電路和/或感測電路之類的電路。

諸如心臟起搏器或可植入復律-去纖顫器(icd)之類的一些imd經由通過一根或多根可植入引線攜載的電極將治療性電刺激提供給患者的心臟或監(jiān)測患者的心臟。該引線可以是經靜脈的，例如通過一個或多個靜脈植入到心臟中。其他引線可以是植入在心臟外的非經靜脈的引線，例如心外膜地、心包地、或皮下地植入。在任一情況下，由imd提供的電刺激可包括諸如起搏脈沖、心臟復律電擊或除顫電擊之類的信號以解決諸如心動過緩、心動過速或纖顫之類的異常心律。

在一些情況下，imd感測代表心臟的固有去極化的信號并分析所感測的信號以標識正?；虍惓５男穆?。在檢測到異常心律時，該設備可遞送合適的電刺激信號或多個電刺激信號以恢復或維持更正常的心律。例如，imd可在檢測到心動過速或心動過緩時向心臟遞送起搏脈沖，并且在檢測到心動過速或纖顫時向心臟遞送復律或除顫電擊。

技術實現(xiàn)要素：

一般地，本公開涉及用于在向患者的心臟遞送電刺激脈沖(諸如，復律(cv)或除顫(df)電擊)之后恢復心臟信號感測的技術。根據(jù)本公開的技術操作的可植入復律器除顫器(icd)執(zhí)行從刺激前心臟信號感測修改的刺激后心臟信號感測。用于感測心臟電信號的心臟事件感測閾值根據(jù)電刺激脈沖遞送后的刺激后衰減序列自動地調整。刺激后衰減序列至少部分地基于在遞送電刺激脈沖之前所確定的刺激前心臟事件振幅。

在一個示例中，本公開提供了一種方法，該方法包括：將電刺激脈沖遞送至患者的心臟、在遞送該電刺激脈沖之前確定刺激前心臟事件振幅、以及響應于電刺激脈沖遞送根據(jù)第一刺激后衰減序列自動地調整心臟事件感測閾值，其中由第一組感測控制參數(shù)控制第一刺激后衰減序列，該第一組感測控制參數(shù)包括基于刺激前心臟事件振幅的至少一個感測控制參數(shù)。

在另一示例中，本公開提供了一種醫(yī)療設備，包括：治療遞送模塊，該治療遞送模塊被配置成產生電刺激脈沖并經由耦合至該醫(yī)療設備的多個電極將電刺激脈沖遞送至患者的心臟；感測模塊，該感測模塊被配置成接收心臟電信號并響應于該心臟電信號跨過心臟事件感測閾值而產生心臟事件信號；控制模塊，該控制模塊耦合至感測模塊以及治療遞送模塊，并被配置成從感測模塊接收心臟事件信號并控制治療遞送模塊遞送電刺激脈沖、在遞送電刺激脈沖之前確定刺激前心臟事件振幅；感測模塊進一步配置成響應于通過治療遞送模塊的電刺激脈沖的遞送根據(jù)第一刺激后衰減序列調整心臟事件感測閾值，由第一組感測控制參數(shù)控制的第一刺激后衰減序列包括基于刺激前心臟事件振幅的至少一個感測控制參數(shù)。

在另一示例中，本公開提供了包括指令的非暫態(tài)計算機可讀存儲介質，當由醫(yī)療設備中的控制模塊執(zhí)行該指令時，該指令使得醫(yī)療設備將電刺激脈沖遞送至患者的心臟、在遞送電刺激脈沖之前確定刺激前心臟事件振幅；并響應于電刺激脈沖遞送根據(jù)第一刺激后衰減序列來調整心臟事件感測閾值，由第一組感測控制參數(shù)控制的第一刺激后衰減序列包括基于刺激前心臟事件振幅的至少一個感測控制參數(shù)。

本發(fā)明內容旨在提供對本公開中所描述的主題的概覽。它不旨在提供以下的附圖和描述內所詳細描述的裝置與方法的排他性或窮盡性解釋。一個或多個示例的進一步細節(jié)在以下的附圖和描述中闡述。

附圖簡述

圖1是植入有包括耦合到皮下除顫和感測引線的icd的示例imd系統(tǒng)的患者的概念圖。

圖2是描繪植入在替代位置中的除顫和感測引線的圖1中的患者的橫向視圖。

圖3是根據(jù)一個實施例的icd的示意圖。

圖4是由icd執(zhí)行的用于在遞送cv/df電擊脈沖之后感測心臟事件的方法的流程圖。

圖5是根據(jù)一個示例的用于在電擊后設置并控制心臟事件感測閾值的方法的流程圖。

圖6是在遞送電擊之前的心臟電信號與自動調整的心臟事件感測閾值的示圖。

圖7是根據(jù)所公開的技術的原始心臟電信號、經濾波并整流的心臟電信號以及電擊遞送后自動調整的心臟事件感測閾值的示圖。

圖8是在圖7中示出的電擊后心臟事件感測閾值的一部分的放大圖。

詳細描述

一般地，本公開描述了用于感測心臟事件以在可電擊心律失常與不可電擊心律失常之間進行區(qū)分的技術?？呻姄粜穆墒СＶ傅氖菍ζ鋵㈦姄糁委熯f送到一個或兩個心室的異常心律?？呻姄粜穆墒С？砂ㄐ氖倚膭舆^速(vt)以及心室纖顫(vf)?？呻姄粜穆墒СＭǔ＝o患者造成即刻危險，并且需要治療以便確?；颊叩陌踩?。另一方面，不可電擊心律失常指的是通常不需要電擊治療被遞送至心室中的任一個的正?；虍惓５男穆苫蛲ㄟ^另一植入的起搏器的起搏心律。不可電擊心律可包括室上性心動過速(svt)(包括竇性心動過速)、房性心動過速(at)、心房纖顫(af)、心房撲動、房室結折返性心動過速(avnrt)、房室往復心動過速(avrt)等等。不可電擊心律失常通常不給患者造成即刻危險。如此，不可電擊心律失?？刹唤浱幚?，即，沒有電擊治療被遞送到心臟。在其他實例中，可使用電刺激治療來處理不可電擊心律失常，但該電刺激治療可以是低電壓起搏治療或未被遞送到患者的心室。

電擊治療通常包括至少一個高壓電擊脈沖，該高壓電擊脈沖對于攜載心臟內的復律/除顫電極的頸靜脈引線系統(tǒng)可在至少10焦耳與高達35焦耳的范圍中，并且對于攜載心外復律/除顫電極的皮下引線系統(tǒng)在至少65焦耳與高達80焦耳的范圍中。在遞送電擊治療之后，需要對可電擊心律是否已經被終止的準確確定，使得如果可電擊心律失常未被終止，則可迅速遞送通常具有更高或最大電擊能量的另一電擊。此外，需要在電擊后迅速評估心臟電活動以檢測電擊后起搏的需要，例如，以在cv/df電擊遞送后治療心搏停止或心動過緩。

心臟電信號(諸如皮下心電圖(ecg)或心臟內電描記圖(egm))經由植入電極被接收并由icd進行分析以檢測可電擊心律。心臟電信號包括伴隨心室的去極化(例如，r波)以及復極化(例如，t波)的心臟事件信號。根據(jù)本公開的icd包括快速性心律失常檢測模塊，該快速性心律失常檢測模塊被配置成通過分析電擊后信號分析段期間接收到的心臟電信號在遞送電擊脈沖后在可電擊心律與不可電擊心律之間進行區(qū)分。icd包括感測模塊，該感測模塊被配置成使用自動調整的電擊后感測閾值來感測心臟事件信號(諸如r波)，該感測閾值使得icd能夠迅速檢測電擊后的可電擊心律。心臟事件感測閾值(例如，r波感測閾值)的自動調整在電擊后被修改，以促進低振幅電擊后纖顫波或心搏停止的適當檢測并迅速確定電擊后心律以便向電擊后心律提供合適的治療反應。雖然主要在遞送電擊后進行感測的情境中描述本公開的各技術，但這些技術可用于其他類型的電刺激后的快速感測恢復，包括但不限于電擊后起搏以及房性心動過速起搏(atp)。

圖1是植入有包括耦合到除顫引線16的icd14的示例imd系統(tǒng)10的患者12的概念圖。除顫引線16包括連接至icd14的近端和包括一個或多個電極的遠端。除顫引線16在圖1中被示為被皮下地植入例如在皮膚和胸腔32和/或胸骨22之間的組織和/或肌肉中。除顫引線16從icd14朝向劍突20皮下地延伸。在劍突20附近的位置處，除顫引線16彎曲或轉彎并且基本上平行于胸骨22皮下地上(superior)延伸。雖然在圖1的示例中被示為從胸骨22橫向偏移并且基本平行于胸骨22延伸，但除顫引線16可被植入在胸骨22之上，與胸骨22偏移，但不平行于胸骨22(例如，在近端或遠端處從胸骨22橫向成角度)。

在其他實例中，引線16可植入在其他血管外位置。如圖2中的患者12的橫向視圖中所示，引線16可至少部分地植入在胸骨下位置中，例如，在胸腔32和/或胸骨22與心臟26之間。在一個這樣的配置中，引線16的近端部分從icd14朝向胸骨22皮下地延伸(在圖2的橫向視圖中示出看不到)，并且引線16的遠端部分在前縱膈36中在胸骨22下面或下方上延伸。前縱隔36由胸膜39橫向界定、由心包膜38從后面界定并且由胸骨22從前面界定。

在一些實例中，前縱隔36的前壁還可由胸橫肌以及一個或多個肋軟骨形成。前縱隔36包括大量疏松結締組織(諸如網狀組織)、一些淋巴管、淋巴結、胸骨下肌肉組織(例如，橫胸肌)、胸廓內動脈的分支、以及胸廓內靜脈。在一個示例中，引線16的遠端部分基本上在前縱隔36的疏松結締組織和/或胸骨下肌肉組織內沿著胸骨22的后側延伸。引線16可至少部分地植入在其他胸內位置，例如其他非血管、心包外的位置，包括圍繞心包或心臟26的其他部分的周邊且毗鄰于但不附連至心包或心臟26的其他部分且不在胸骨22或胸腔之上的間隙、組織或其他解剖特征。

在另一示例中，icd14可皮下植入在胸腔32的外部在前面中間位置中。引線16可皮下地隧穿到毗鄰患者12的背闊肌的一部分的位置中，從icd14的中間植入袋側向并向后隧穿患者的背部到與心臟26相對的位置，使得心臟26大體設置在icd14與遠端線圈電極24和遠端感測電極28之間。

再次參見圖1，引線16包括細長的引線體18，該引線體18攜載沿著引線體18的長度的遠端部分定位的電極24、28以及30。引線體18使一個或多個細長的電導體(未示出)絕緣，該一個或多個細長的電導體從相應的電極24、28和30延伸通過引線體18到耦合到icd14的近端連接器(未示出)。引線體18可由非導電材料(諸如硅膠、聚氨酯、含氟聚合物、或其混合物、和其他合適的材料)形成，并被成形為形成一個或多個導體在其內延伸的一個或多個內腔。這些導體經由icd連接器組件17中的連接被電耦合到icd電路(諸如治療模塊或感測模塊)，該icd連接器組件17包括用于接收引線16的近端連接器的連接器孔以及跨icd外殼15的相關聯(lián)的電饋通件。這些電導體將來自icd14內的治療模塊的治療傳送到電極24、28和30中的一個或多個，并且將來自電極24、28和30中的一個或多個的心臟電信號傳送到icd14內的感測模塊。

除顫引線16在圖1中被示出包括除顫電極24，該除顫電極24可以是沿著除顫引線16的遠端部分的細長的線圈電極。除顫電極24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通過或跨心臟26的心室(多個)。

除顫引線16還包括朝向除顫引線16的遠端部分定位的一個或多個感測電極28和30。在圖1中所示的示例中，感測電極28和感測電極30通過除顫電極24彼此分開。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鄰近除顫電極24。icd系統(tǒng)10可經由一個或多個感測向量來感測心臟26的電活動，該一個或多個感測向量包括電極28與電極30以及icd14的外殼或罐電極15的各種組合。例如，icd14可接收以下的皮下ecg信號：電極28與電極30之間的感測向量兩端、電極28與導電外殼或罐電極15之間的感測向量兩端、電極30與導電外殼或罐電極15之間的感測向量的兩端、或電極28、30與外殼或罐電極15的任何組合的兩端。在一些實例中，icd14甚至可使用包括除顫電極24的感測向量來感測心臟電信號。

icd14分析從以上描述的感測向量中的一個或多個接收到的電信號以檢測并治療可電擊快速性心律失常(諸如，vt或vf)。icd14可響應于檢測到vt或vf經由除顫電極24遞送一個或多個復律或除顫電擊。當起搏能力可用時，icd14還可在復律或除顫電擊之后提供起搏治療，諸如抗心動過速起搏(atp)和/或電擊后起搏。如本文所描述的，icd14在遞送cv/df電擊之后分析從感測向量中的一個或多個接收到的電信號，以確定可電擊心律是否仍然顯示需要附加的電擊或是否心搏停止或心動過緩顯示需要電擊后心臟起搏。

icd14包括外殼15，本文中也被稱作外殼電極或罐電極15，該外殼15形成保護icd14的內部電子部件的氣密密封。外殼15可由導電材料形成，諸如鈦、鈦合金或用作電極的其他導電材料。外殼15可用作“罐電極”，因為導電外殼或它的一部分可耦合到內部電路以在感測或復律/除顫電擊遞送期間用作中性電極或接地電極。

icd14還包括連接器組件17(也稱作連接器塊或頭)，該連接器組件17包括通過其在引線16內的各電導體與包括在外殼15內的電子部件之間進行電連接的電饋通件。如本文將進一步詳細描述的，外殼15可封圍一個或多個處理器、存儲設備、發(fā)射機、接收機、傳感器、感測電路、治療電路以及其它合適的部件。

圖1中所示的示例本質上是說明性的，并且不應當被認為是對本公開中所描述的技術的限制。在其他示例中，icd14與一個或多個相關聯(lián)的引線16可被植入在其他位置處。例如，icd14可被植入右胸中的皮下袋中。在此情況下，除顫導線16可從該設備朝向胸骨22的柄皮下地延伸，并且彎曲或轉彎且從胸骨的柄、與胸骨基本平行地皮下地或胸骨下地延伸。

本文所公開的技術可在眾多icd和電極配置中實現(xiàn)，該眾多icd和電極配置包括用于實現(xiàn)在一個或多個感測向量兩端產生的心臟電信號的感測并用于向心臟26遞送包括至少一個電擊治療的電刺激治療的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。imd系統(tǒng)10是血管外imd系統(tǒng)，因為引線16被置于血管、心臟26以及心包膜38外部的血管外位置中。理解到，雖然icd14和引線16可置于患者12的皮膚和肌肉層之間，但icd14及任何相關聯(lián)的引線可被置于患者的任何血管外位置中，諸如在肌肉層下面或甚至在胸腔內。

外部設備40被示為通過通信鏈路42與icd14遙測通信。外部設備可包括處理器52、顯示器54、用戶界面56以及遙測單元58。處理器52控制外部設備操作并處理從icd14接收到的數(shù)據(jù)與信號。顯示器54(其可包括圖形用戶界面)，向用戶顯示數(shù)據(jù)以及其他信息，以用于查驗從icd14檢索到的icd操作與編程的參數(shù)以及ecg信號。用戶界面56可包括鼠標、觸摸屏、鍵盤等以使得用戶能夠與外部設備40進行交互以與icd14發(fā)起遙測會話以用于從icd14檢索數(shù)據(jù)和/或將數(shù)據(jù)傳送到icd14。遙測單元58被配置用于與包括在icd14中的遙測模塊進行雙向通信并被配置成與處理器52協(xié)同操作以用于經由通信鏈路42發(fā)送并接收與icd功能相關的數(shù)據(jù)。

可使用射頻(rf)鏈路(諸如，藍牙、wi-fi或醫(yī)療植入式通信服務(mics)或者其他rf帶寬)在icd14與外部設備40之間建立通信鏈路42。外部設備40可被實施為在醫(yī)院、診所或醫(yī)師的辦公室中使用的編程器，以從icd14檢索數(shù)據(jù)并在icd14中編程操作參數(shù)與算法以用于控制icd14功能。例如，外部設備可用于根據(jù)如下所述的衰減序列(decaysequence)來編程心臟事件感測參數(shù)，諸如用于控制心臟事件感測閾值的參數(shù)。外部設備40可用于編程icd快速性心律失常檢測參數(shù)以及與ecg心臟事件信號的速率、間期、和/或形態(tài)相關的標準。外部設備40還可用于編程治療控制參數(shù)，諸如用于終止vt或vf的電擊能量。外部設備40可任選地實現(xiàn)為家庭監(jiān)測器或手持設備。

在美國專利no.8,332,022(brown等人)與美國專利no.5,447,519(peterson)以及美國專利no.7,496,409(greenhut等人)中通常公開了本文公開的技術可在其中實現(xiàn)用于在電擊治療后的心臟事件的電擊后感測以及可電擊心律的檢測的其他imd系統(tǒng)的示例。

圖3是根據(jù)一個示例的icd14的示意圖。封圍在外殼15內的電子電路包括協(xié)作地監(jiān)測一個或多個ecg信號、確定何時復律－除顫電擊是必需的、和遞送處方的復律－除顫治療的軟件、固件、和硬件。在一些示例中，icd14可耦合到引線(諸如引線16)，該引線攜載電極(諸如電極24、28與30)，該電極被定位成與患者的心臟可操作相關以用于遞送除了電擊治療之外的心臟起搏脈沖(例如，電擊后心動過緩起搏)并且icd可因此包括遞送低電壓起搏脈沖以及高電壓電擊脈沖的能力。

icd14包括控制模塊80、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按需向icd14的電路(包括模塊80、82、84、86、88以及90中的每一個)提供功率。電源98可包括一個或多個能量存儲設備，諸如一個或多個可再充電或非可再充電電池。

圖3中所示的功能框圖表示可被包括在icd14中的功能并可包括實現(xiàn)能夠產生歸屬于本文的icd14的功能的模擬和/或數(shù)字電路的任何分立和/或集成的電子電路部件。例如，這些模塊可包括模擬電路，如放大電路、濾波電路、和/或其他信號調節(jié)電路。這些模塊還可包括數(shù)字電路，例如，數(shù)模轉換器、組合邏輯電路或順序邏輯電路、集成電路、asic、存儲器設備等。

存儲器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、或電非瞬態(tài)計算機可讀存儲介質，諸如隨機存取存儲器(ram)、只讀存儲器(rom)、非易失性ram(nvram)、電可擦除可編程rom(eeprom)、閃存或任何其它存儲設備。此外，存儲器82可包括存儲指令的非瞬態(tài)計算機可讀介質，當這些指令被一個或多個處理電路執(zhí)行時，這些指令使得控制模塊80或其他icd執(zhí)行歸屬于icd14的各種功能。存儲指令的非瞬態(tài)計算機可讀介質可包括以上列出的介質中的任一個，僅除瞬態(tài)傳播信號之外。

歸屬于本文的模塊的功能可具體實施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強調不同的功能方面，并且不一定隱含此類模塊必須通過分開的硬件或軟件部件實現(xiàn)。相反，與一個或多個模塊相關聯(lián)的功能可由單獨的硬件或軟件部件執(zhí)行，或者集成在共同的硬件或軟件部件內。例如，可在執(zhí)行存儲在存儲器82中的指令的控制模塊80中實施由心臟信號分析器90執(zhí)行以用于確定由icd14遞送的治療的需要的心律失常檢測操作。

本文中所使用的“模塊”指的是專用集成電路(asic)、電子電路、執(zhí)行一個或多個軟件或固件程序的處理器(共享的、專用的、或組)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合適的部件。所采用以執(zhí)行本文所公開的功能的軟件、硬件和/或固件的特定形式將由該設備中所采用的特定系統(tǒng)體系結構以及由該設備所采用的特定檢測和治療傳送方法確定。在本文中的公開內容給出的任何現(xiàn)代imd的情境中提供實現(xiàn)所述功能的軟件、硬件和/或固件在本領域技術人員的能力范圍內。

控制模塊80與治療遞送模塊84、心臟信號分析器90和電感測模塊86通信，以用于感測心臟電活動、檢測心律并響應于所感測的信號而生成心臟治療?？刂七f送模塊84與電感測模塊86被電耦合到由引線16攜載的電極24、28與30(在圖1中示出)以及外殼電極15，該外殼電極15可用作公共電極或接地電極。

電感測模塊86被選擇性地耦合到電極28、30以及外殼電極15以便監(jiān)測患者心臟的電活動。電感測模塊86可附加地被任選地耦合到電極24。感測模塊86被啟用以選擇性地監(jiān)測從可用電極24、28、30以及15中選擇的一個或多個感測向量。例如，感測模塊86可包括用于選擇電極24、28、30和外殼電極15中的哪些被耦合至被包括在感測模塊86中的感測放大器的開關電路。開關電路可包括開關陣列、開關矩陣、多工器、或適于選擇性地將感測放大器耦合至所選擇的電極的任何其他類型的開關設備。

在一些示例中，電感測模塊86包括多個感測通道以用于感測從電極24、28、30和外殼電極15中選擇的多個ecg感測向量。在圖3的示例中示出感測模塊86包括兩個感測通道83和85。每個感測通道83和85可被配置成放大并濾波從耦合到相應的感測通道的所選電極接收到的edg信號，以提高感測心臟事件(例如，r波)的信號質量。

在一個示例中，第一感測通道83(ecg1)可選擇地配置成感測感測電極28與icd外殼電極15之間的ecg信號，且第二感測通道85(ecg2)可選擇地配置成感測感測電極30與icd外殼電極15之間的ecg信號。在另一示例中，一個感測通道83或85可使用電極28與30接收ecg信號，并且另一個感測通道83或85可使用與外殼電極15配對的電極28和30中的一個電極接收ecg信號。

每個感測通道83和85包括心臟事件檢測電路以用于從所選電極24、28、30或15兩端產生的所接收到的ecg信號感測心臟事件。由每個感測通道83與85使用的心臟事件感測閾值根據(jù)可被存儲在存儲器82中的感測控制參數(shù)自動地調整?？稍诳刂颇K80中實施每個感測通道83與85的自動調整的心臟事件感測閾值的控制。當相應接收到的ecg信號跨過相應自動調整的心臟事件感測閾值時，每個感測通道83與85感測心臟事件。

如下所述，控制模塊80可根據(jù)電擊后衰減序列來控制自動調整的心臟事件感測閾值，該電擊后衰減序列包括第一電擊后衰減序列以及第二電擊后衰減序列。第一電擊后衰減序列至少包括初始感測閾值振幅以及第一電擊后衰減率。第一電擊后衰減序列用于調整感測通道83和85中的至少一者或兩者使用的r波感測閾值，直到在遞送電擊脈沖后相應的感測通道產生第一r波感測事件信號。

在給定的感測通道83或85產生第一、電擊后r波感測事件信號之后，控制模塊80根據(jù)第二電擊后衰減序列來控制自動調整的r波感測閾值，該第二電擊后衰減序列用于在信號分析段的剩余部分期間感測r波。第二電擊后衰減序列至少包括初始感測閾值振幅以及至少一個衰減率。由第一組感測控制參數(shù)來控制第一電擊后衰減序列，并且由與第一組感測控制參數(shù)不同的第二組感測控制參數(shù)來控制第二電擊后衰減序列，使得第一電擊后衰減序列與第二電擊后衰減序列不同?？墒褂孟嗤虿煌碾姄艉笏p序列控制參數(shù)獨立地控制用于每個感測通道83與85的心臟事件感測閾值。

每次所接收到的ecg信號跨過消隱間期外的用于給定通道83或85的自動調整的感測閾值時，心臟事件感測信號(本文中也被稱作“感測事件信號”，諸如“r波感測事件信號”)產生并被傳遞到控制模塊80和/或心臟信號分析器90。例如，當所接收到的ecg信號跨過用于給定通道83或85的自動調整的r波感測閾值時，r波感測事件信號可被傳遞到心臟信號分析器90的快速性心律失常檢測器94與計時電路92。

對由感測通道83或85在電擊后ecg信號分析時間段期間產生的感測事件信號進行計數(shù)以確定感測事件信號的總數(shù)。感測事件信號的總數(shù)或計數(shù)可被心臟信號分析器90使用以估算電擊后心動周期長度。例如，當r波感測事件信號被傳遞到心臟信號分析器90時，從信號分析時間段期間的r波感測事件信號的總數(shù)或計數(shù)確定心室周期長度估算值。

當兩個感測通道被包括在感測模塊86中時，可由心臟信號分析器90確定兩個電擊后心室周期長度估算值。快速性心律失常檢測器94可使用一個或兩個估算值以用于在電擊后檢測可電擊心律。附加的或可替代地，如下所述，一個或兩個估算值用于控制是否在第一電擊后ecg信號分析時間段期滿時啟動對包括在治療遞送模塊84中的高電壓電容器進行充電。

感測模塊86可包括模數(shù)轉換器以用于將來自一個或所有感測通道83與85的數(shù)字ecg信號提供給控制模塊80和/或心臟信號分析器90。例如，如上所述，兩個ecg信號可各自被感測模塊86轉換成多位數(shù)字信號并被提供給快速性心律失常檢測器94以用于執(zhí)行ecg形態(tài)分析。一個或多個電擊后信號分析時間段期間的ecg信號形態(tài)的分析可用于在電擊后重新檢測可電擊心律。

心臟信號分析器90包括快速性心律失常檢測器94以用于檢測并區(qū)分可電擊與不可電擊心律。心臟信號分析器90可進一步包括計時電路92，該計時電路92包括各種計時器和/或計數(shù)器以用于測量時間間期(諸如rr間期)并設置時間段或時間窗口(諸如，相對于r波感測事件信號的形態(tài)模板窗口、形態(tài)分析窗口，電擊后心臟信號分析時間段(本文中也被稱作“信號分析段”))，或用于執(zhí)行心臟信號分析器90的其他計時相關的功能，包括使由治療遞送模塊84遞送的心臟復律電擊或其他治療與感測心臟事件同步。

計時電路94使用從感測模塊86接收到的r波感測事件信號的計時以確定各感測事件信號之間的rr間期?？焖傩孕穆墒Сz測器94可對由計時電路92測量的落入不同的速率檢測區(qū)的rr間期進行計數(shù)，以用于確定心室率或執(zhí)行其他基于速率或基于間期的評估以用于檢測室性快速性心律失常并區(qū)分可電擊與不可電擊心律。

可由icd14執(zhí)行用于檢測、區(qū)分并治療可電擊心律的并可被采用以包括本文中所描述的用于感測電擊后心臟信號并對其響應的技術的算法的示例通常公開在美國專利no.5,354,316(keimel)、美國專利no.5,545,186(olson等人)、美國專利no.6,393,316(gillberg等人)、美國專利no.7,031,771(brown等人)、美國專利no.8,160,684(ghanem等人)、以及美國專利no.8,437,842(zhang等人)中。檢測算法對于危及生命、可電擊的vt與vf的存在或不存在是高度靈敏和特異的。

治療遞送模塊84包括高電壓(hv)治療遞送模塊并在一些實例中包括低電壓治療遞送模塊，該高電壓治療遞送模塊包括一個或多個hv輸出電容器。當檢測到惡性心動過速，hv電容器被hv充電電路充電至預編程的電壓水平。如下所述，可由控制模塊80響應于由心臟信號分析器90在電擊后心臟信號分析段期滿時作出的心動周期長度估算而作出開始對hv輸出電容器進行充電的決定?？梢笏浪愕闹芷陂L度等于或小于由可電擊心律檢測算法使用的預定義的vt或vf檢測間期。在一個示例中，如果估算的周期長度為300ms或更少，將在電擊后心臟信號分析段期滿時啟動電容器充電。如果由心臟信號分析器90執(zhí)行的附加信號分析確認對可電擊心律進行重新檢測，則繼續(xù)hv輸出電容器充電并遞送另一電擊。

當檢測到來自治療遞送模塊84的、hv電容器已經達到遞送編程的電極能量所要求的電壓的反饋信號時，控制模塊80施加信號以觸發(fā)hv電容器的放電。以此方式，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與外殼電極15來遞送高能量復律/除顫電擊。計時電路92可用于控制由治療遞送模塊84遞送的r波同步的電擊脈沖。

應當注意到，所實現(xiàn)的心律失常檢測算法可不僅利用ecg信號分析方法還可利用補充傳感器96，諸如，血壓、組織氧合、呼吸、患者活動、心音等等，以有助于通過處理和控制模塊80作出施加或阻止治療決定。

本文中所描述的電擊后感測和電擊后心律檢測的執(zhí)行中的某些步驟在控制模塊80和心臟信號分析器90中以及存儲器82中的存儲的檢測標準與其他控制參數(shù)中協(xié)同執(zhí)行。用戶可編程控制參數(shù)可經由遙測模塊88編程到存儲器82中。遙測模塊88包括收發(fā)器以及天線，以用于使用rf通信與外部設備40(在圖1中示出)進行通信。在控制模塊80的控制下，遙測模塊88可從外部設備40接收下行鏈路遙測并將上行鏈路遙測發(fā)送到外部設備40。

與vt或vf的檢測以及復律或除顫電擊的遞送相關的ecg事件數(shù)據(jù)可被存儲在存儲器82中并當接收到詢問命令時由遙測模塊88傳輸?shù)酵獠吭O備40。臨床醫(yī)生對事件數(shù)據(jù)的查看幫助患者的心臟狀態(tài)的診斷和預知以及治療管理決策，包括選擇用于檢測可電擊心律以及遞送治療的可編程控制參數(shù)。

圖4是由icd14用于在遞送復律/除顫(cv/df)電擊脈沖之后執(zhí)行的操作的流程圖200。結合本文中所呈現(xiàn)的流程圖與時序圖而公開的方法涉及控制r波感測閾值以用于在心室cv/df電擊的遞送之后感測r波。然而，預期的是，可執(zhí)行本文所公開的技術以用于在遞送心房或心室cv/df電擊之后感測心室腔室中的r波和/或心房腔室中的p波。此外，可在遞送其他類型的治療的或非治療的電刺激后實現(xiàn)如本文所公開的用于控制電擊后心臟事件感測閾值的方法的各方面，其他類型的治療的或非治療的電刺激諸如針對心搏停止、心動過緩的心臟起搏或抗心動過速起搏或者被遞送以引起vt或vf的非治療誘導電擊或刺激脈沖。如本文所描述的用于控制自動調整的心臟事件感測閾值的電擊后衰減序列也可被稱作“刺激后衰減序列”，并且不應被視為排外地限于在cv/df電擊脈沖之后的感測應用。

結合本文所呈現(xiàn)的流程圖200以及其他流程圖和示圖而描述的過程通常針對感測模塊86的給定感測通道來描述。應當理解，過程可與一個感測通道83或85協(xié)同執(zhí)行，但更可能的是結合控制模塊80以及心臟信號分析器90與兩個感測通道83和85附隨地協(xié)同執(zhí)行。

流程圖200旨在示出icd14的功能操作，并且不應被解釋為反映實踐所述方法所必需的軟件或硬件的具體形式。相信，軟件、硬件和/或固件的特定形式將主要由該設備中所采用的特定系統(tǒng)結構以及icd所采用的特定檢測和治療遞送方法來確定。在本文中的公開內容給出的任何現(xiàn)代icd的情境中提供實現(xiàn)所述功能的軟件、硬件和/或固件在本領域技術人員的能力范圍內。

結合本文中呈現(xiàn)的流程圖和圖示所描述的方法可在非瞬態(tài)計算機可讀介質(例如，在存儲器82中)中實現(xiàn)，非瞬態(tài)計算機可讀介質包括用于使可編程的處理器執(zhí)行所描述的方法的指令。指令可被實現(xiàn)為可被它們自己執(zhí)行或與其他軟件結合的一個或多個軟件模塊。

在框202，icd控制模塊80確定電擊前(或更一般地，刺激前)心臟事件振幅。例如，icd控制模塊80可確定由心臟信號分析器90所確定并存儲在存儲器82中的qrs形態(tài)模板的峰值振幅。在一些示例中，qrs形態(tài)模板被確定并存儲以用于區(qū)分可電擊心律與不可電擊心律。qrs形態(tài)模板可在已知的固有心律期間(例如在已知的、未被起搏的竇性心律期間)被存儲，并與未知心律期間的心臟電信號進行比較。如果未知心律期間的信號與模板匹配，則該未知心律被檢測為與模板(例如，不可電擊的竇性或其他室上性心律)對應的心律。如果icd14被配置成確定并存儲qrs形態(tài)模板，則可從該qrs模板確定電擊前r波振幅，例如，作為不存在心臟起搏的情況下的源于心房中的一個或多個固有地感測的心跳的模板的峰值r波振幅。在心房感測應用的情況下，icd控制模塊80可確定由心臟信號分析器90所確定的p波形態(tài)模板的峰值振幅?？蓮慕洖V波的心臟電信號測量電擊前心臟事件振幅，該經濾波的心臟電信號是使用由用于感測心臟事件的相應的感測通道83或85所使用的相同的濾波特性(例如，濾波器帶通)來進行濾波的。可用于自動地生成未被起搏的r波的模板的方法(可從中確定電擊前心臟事件振幅)通常公開在美國專利no.6,745,068(koyrakh等人)中。

在其他示例中，可從在它們被感測到時的一個或多個心臟事件的峰值振幅確定電擊前事件振幅。在一些示例中，確定電擊前事件振幅以表示在不可電擊心律期間的預期心臟事件振幅。如此，在框202處，通常在不可電擊心律期間而不是在緊接在遞送電擊之前檢測到的可電擊心律期間確定電擊前事件振幅。在其他示例中，可從剛好在檢測可電擊心律之前所感測到的心臟事件確定電擊前事件振幅，該電擊前事件振幅可被存儲為事件前信號樣本。在一些示例中，可從在遞送電擊之前所檢測到的可電擊心律期間所感測到的心臟事件確定電擊前事件振幅。

可將電擊前事件振幅存儲在存儲器82中，并在從其導出電擊前事件振幅的qrs形態(tài)模板(或其他模板)被更新的任何時候更新電擊前事件振幅。如果從電擊治療之前感測到的心臟事件確定電擊前事件振幅，則可在框202處在定期周期性的基礎上或根據(jù)需要來更新事件振幅。例如，如果改變了耦合到給定感測通道83或85的電極，則在框202處更新電擊前事件振幅以提供最新選擇的感測向量的相關電擊前事件振幅?？稍谝韵虏僮髦蟾码姄羟笆录穹涸诮K止可電擊心律之后、在遞送抗心動過速起搏治療或其他治療或者作出治療調整之后、在icd編程改變之后、或在作出可改變正由感測通道83或85感測的心臟事件的振幅的任何其他icd相關的改變或其他改變(諸如處方改變)之后。可由icd14自動地執(zhí)行或由與外部設備40交互的用戶手動地觸發(fā)對電擊前事件振幅的更新。

在框204處，由icd14檢測可電擊心律。在框204處的初始可電擊心律檢測在竇性心律、不可電擊室上性心律、或心臟起搏的周期之后發(fā)生。使用在icd14中實現(xiàn)的檢測算法來檢測可電擊心律。本文中所公開的用于電擊后感測和電擊后心動周期長度的估算的技術不限于用在遞送初始cv/df電擊之前用于初始可電擊心律檢測的特定檢測算法來實踐。以上納入的專利中所公開的技術可用于框204處的初始可電擊心律檢測。

在框204處檢測到可電擊心律之后，在框206處遞送cv/df電擊。在框208處，應用電擊后消隱間期，在該電擊后消隱間期期間，感測模塊86禁用感測心臟電信號并禁用產生心臟事件信號(或任何產生的心臟事件信號可被心臟信號分析器90忽略)。設置電擊后消隱間期以在重新啟用感測模塊86以感測心臟事件之前允許電擊后電極極化恢復。在一個示例中電擊后消隱間期是1.5秒長，但可設置成大于或小于1.5秒的間期，取決于給定icd系統(tǒng)中的電擊后電極極化恢復所要求的時間間期。

在框210，控制模塊80(或心臟信號分析器90)在電擊后消隱間期的期滿時開始信號分析段。信號分析段可以是n秒間期，在該n秒間期期間由感測模塊86根據(jù)電擊后感測閾值序列在框212處執(zhí)行r波感測。在一個示例中，信號分析段是在電擊后消隱間期(例如，在以上給出的示例中是電擊后的1.5秒)的期滿之后開始的三秒時間間期。

感測模塊86在框212在信號分析段的開始處啟動電擊后感測閾值衰減序列。由控制模塊80根據(jù)存儲在存儲器82中的感測控制參數(shù)來調整每個感測通道83與85所使用的心臟事件感測閾值以用于控制電擊后感測閾值衰減序列。以下結合圖7與圖8來描述電擊后衰減序列。每次經濾波并經整流的心臟電信號跨過(cross)消隱間期外的電擊后感測閾值時，由對應的感測通道83或85產生心臟感測事件信號(例如r波感測事件信號)。在每個感測閾值交叉(crossing)之后，應用消隱間期(通常在150ms與180ms之間)，在該消隱間期期間感測通道83與85不產生心臟事件感測信號。

心臟信號分析器90接收r波感測事件信號。當在框214信號分析段期滿時，心臟信號分析器90基于所接收到的感測事件信號在框216處估算電擊后心臟事件周期長度。確定估算的周期長度包括對電擊后信號分析段期間所產生的感測事件信號進行計數(shù)，并基于感測事件信號計數(shù)估算周期長度。

在一個示例中，心臟信號分析器90從每個ecg感測通道83和85接收r波感測事件信號。對于每個通道，心臟信號分析器90對信號分析段期間接收到了多少r波感測事件信號進行計數(shù)，以獲得每個通道83與85的r波感測事件信號的總數(shù)或計數(shù)。如下所述，基于每個通道83和85的r波感測事件信號的總數(shù)或計數(shù)來估算心室周期長度。在一些示例中，不需要確定各r波感測事件信號之間的實際間期，并且可基于感測事件信號的總數(shù)作出估算。

在框216處執(zhí)行的周期長度估算可包括將r波感測事件信號的總數(shù)與一個或多個計數(shù)閾值或范圍進行比較。例如，如果未在信號分析段期間接收到閾值數(shù)量的r波感測事件信號，則將心室周期長度估算確定為未知。如果接收到閾值數(shù)量的r波感測事件信號，則確定兩個連續(xù)的r波感測事件信號之間的每個rr間期。從所確定的rr間期估算周期長度。可將周期長度估算為在信號分析段期間所確定的rr間期中的所有或子集的平均值、中值或第n長的間期。不同的方法可用于確定估算的周期長度，這取決于在信號分析段期間接收到多少r波感測事件信號。

在說明性示例中，估算電擊后心室周期長度所需要的r波感測事件信號的閾值數(shù)量為七個。如果在三秒信號分析段期間從感測模塊86的給定心臟信號感測通道接收到少于七個的r波感測事件信號，則心室周期長度估算是“未知”。如果從給定的心臟信號感測通道83或85接收到至少七個但少于十三個的r波感測事件信號，則由心臟信號分析器90確定連續(xù)的r波感測事件信號之間出現(xiàn)的rr間期。至少七個r波感測事件信號導致至少六個可被確定的rr間期。心臟信號分析器90將所確定的rr間期從最短到最長進行排序。第三長的rr間期被確定為信號分析段的估算的電擊后心室周期長度。

如果在信號分析段期間從給定的感測通道83或85接收到超過十三個的r波感測事件信號，則可確定至少十二個rr間期。將rr間期從最短到最長進行排序，并且將心室后周期長度估算為信號分析段的第7長到第10長rr間期的平均值。

在其他示例中，可限定信號分析段期間所計數(shù)的r波感測事件信號的總數(shù)的不同范圍。該不同范圍可至少部分地基于信號分析段的持續(xù)時間以及用于存儲rr間期的存儲緩沖器的可用尺寸?？舍槍Σ煌秶械拿恳粋€限定用于估算電擊后心室周期長度的不同方法，諸如“未知”、所確定的rr間期中的第n長的、所確定的rr間期的中值或第n長的間期到第m長的間期的中值、所確定的rr間期的平均值或第n長的間期到第m長的間期的平均值、間期或間期的子集的眾數(shù)(mode)、或其他參數(shù)的或非參數(shù)的方法。

當不止一個心臟信號正被分析用于電擊后感測和心律檢測時，在框216處針對一個心臟信號感測通道83或85所確定的周期長度估算可影響針對另一個感測通道83或85所作的估算，或者針對所有通道的估算可用于確定組合的估算或總體估算。例如，如果正在使用兩個感測通道83與85，并且針對一個感測通道的估算是“未知的”(由于從該通道接收到少于閾值計數(shù)的r波感測事件信號)，則針對另一個感測通道確定的估算可替代針對該第一通道的“未知”估算。換言之，如果使用兩個感測通道，則當針對一個通道的估算是“未知”時，相同的估算將被存儲以用于兩個通道。

在框216處確定的心室周期長度估算被提供為決策框218的輸入，以用于確定信號分析段是否為可電擊段。如果周期長度估算滿足可電擊心律標準(例如，小于300ms或另一預定義的vt或vf檢測間期)，則信號分析段可以是可電擊段。可在框218應用除了估算的周期長度的閾值要求之外的其他可電擊段標準。例如，總體形態(tài)度量可使用跨n秒信號分析段進行取樣的心臟信號的樣本點來確定(例如，如通常被公開在以上引用的“842專利(zhang等人)”中)并可與周期長度估算協(xié)同使用以用于將段分類為可電擊或不可電擊。

如果信號分析段至少基于周期長度估算與可電擊段分類標準的比較而被分類為可電擊段，則由治療遞送模塊84在控制模塊80的控制下在框220處啟動高電壓電容器充電。將接著電擊后消隱間期之后的第一信號分析段分類為可電擊段使得在初始電擊之后迅速開始電容器充電，使得如果初始檢測到的可電擊心律未被第一電擊(在框206處遞送的)成功終止，則icd14準備好迅速地遞送另一電擊。

在一個示例中，第一信號分析段為至少三秒長，并且響應于至少基于第一信號分析段的周期長度估算值而至少將第一信號分析段分類為可電擊段而做出啟動電容器充電的決定。在另一示例中，第一信號分析段為至少六秒長，并且響應于將至少第一信號分析段分類為可電擊段而做出啟動電容器充電的決定。在又另一示例中，在框220處啟動電容器充電之前可需要至少兩個信號分析段被分類為可電擊段。例如，如果至少基于針對每個段所作的相應的周期長度估算值而將接著電擊后消隱間期之后的兩個連續(xù)的三秒信號分析段都分類為可電擊，則在框220處啟動電容器充電。

在一些情況下，第一信號分析段為n秒段(例如，六秒段)，在該第一信號分析段上基于在整個n秒段期間所產生的r波感測事件信號而作出周期長度估算。在n秒段的所有或僅一部分(其少于n秒，例如，六秒段的最后三秒)上執(zhí)行形態(tài)分析。n秒段的該部分上的形態(tài)分析可包括對單個搏動(例如，單個r波)的分析和/或對在信號分析段的整個部分(其可包括不止一個r波)上表征心臟信號的總體形態(tài)的分析。在其上執(zhí)行總體形態(tài)分析的該部分不一定基于r波感測事件信號的計時來限定?？傮w形態(tài)分析可使用在n秒段的該部分期間所獲得的所有均等間隔的樣本點來確定用于將該段分類為可電擊或不可電擊的形態(tài)度量。如在美國專利no.8,301,233(zhang等人)中所公開的，總體形態(tài)度量的示例包括低斜率內容、標準化平均整流振幅、譜寬、以及信號總體可變性。如果段在框218處至少基于信號長度估算值以及任選地基于形態(tài)分析被分類成可電擊段，則可在框220處啟動電容器充電。在一些情況下，在框220處啟動電容器充電的決定是基于至少一個信號分析段的周期長度估算值，并且遞送第二電擊的決定是基于不止一個信號分析段的周期長度估算值與形態(tài)分析兩者的組合。

在電容器充電期間(框220)，電擊后心臟信號分析根據(jù)框222處所實施的可電擊心律重新檢測算法而繼續(xù)。在一些示例中，心臟信號分析器90繼續(xù)分析一個或多個心臟信號的n秒信號分析段。如果y個段中的至少x個被分類成可電擊段(例如，基于所估算的周期長度和/或總體形態(tài)分析)，則完成高電壓電容器充電并且根據(jù)所編程的治療控制參數(shù)來遞送另一電擊脈沖。如果可電擊心律重新檢測標準在預定的時間間期內不滿足，則可終止在框220處啟動的電容器充電?？赏ㄟ^非治療負載對電容器進行放電。

如果重新檢測到可電擊心律并且遞送另一個電擊脈沖，則可通過再次根據(jù)電擊后衰減序列啟動另一個電擊后消隱間期并控制心臟信號感測閾值在框208處開始重復流程圖200的過程。可如電擊被遞送的一樣多次地重復電擊后衰減序列。

用于在第一、電擊后信號分析段期間設置并控制心臟信號感測閾值的參數(shù)與用于在初始電擊遞送之前(即電擊前)設置并控制心臟信號感測閾值的參數(shù)不同。在第一電擊后信號分析段之后，可根據(jù)與在第一、電擊后信號分析段期間不同的衰減序列自動地調整用于在第一信號分析段之后感測事件并檢測可電擊心律的心臟事件感測閾值?？蓛H在電擊后的第一心臟信號分析段期間使用唯一的心臟事件感測閾值衰減序列，以用于準確并迅速地達到估算的心動周期長度。用于在后續(xù)的電擊后信號分析段期間自動地調整心臟事件感測閾值的參數(shù)可與第一電擊后衰減序列不同并且可與用于設置并控制電擊前衰減序列的參數(shù)相同或不同，所述電擊前衰減序列用于在初始電擊遞送之前自動地調整感測閾值。

圖5是用于控制圖4的流程圖200中由icd14執(zhí)行的電擊后感測期間使用的心臟事件感測閾值的示例方法的流程圖250。當多個心臟信號在電擊后信號分析段期間正被分析時，圖5中所示的技術可應用于感測模塊86的每個感測通道83和85。當電擊被遞送時，施加電擊后消隱間期到感測模塊86，在此之后，如上結合圖4的框208與210所述的啟動第一電擊后心臟信號分期段。圖5中所示的方法涉及在圖4的框212處執(zhí)行的電擊后感測。

當啟動信號分析段時，感測模塊86通過在第一電擊后信號分析段的立即開始處將r波感測閾值振幅設置成初始閾值而開始電擊后感測。在一個示例中，基于在圖4的框202處確定并存儲的電擊前r波振幅來設置初始電擊后感測閾值振幅。在說明性示例中，在框252處將初始閾值設置成存儲在icd存儲器82中的r波振幅的30％，存儲在icd存儲器82中的r波振幅可以是從室上性心律期間生成的qrs形態(tài)模板確定的峰值振幅。當正在使用兩個感測通道83與85時，可針對每個感測向量存儲qrs形態(tài)模板。r波振幅可從每個模板確定并存儲用于相應的感測向量?；卺槍ο鄳母袦y向量存儲的r波振幅來對每個相應的感測通道83和85設置初始電擊后感測閾值。

在框254處，第一電擊后衰減序列被啟動并在框258處繼續(xù)直到在框256處感測到r波。第一電擊后衰減序列導致比r波感測閾值的電擊前衰減序列更快的總體衰減率。第一電擊后衰減序列可包括一個或多個衰減率以及感測閾值振幅中的一個或多個階梯式下降。以下結合圖7描述第一電擊后衰減序列的一個示例。

當心臟信號第一次跨過用于給定的感測通道83或85的電擊后感測閾值時，感測到第一電擊后r波，并且由相應的感測通道83或85產生r波感測事件信號。在框259處施加感測后消隱間期，在該感測后消隱間期期間不能感測新的事件但所感測事件的最大峰值振幅被確定。

在感測后消隱間期之后(例如150ms的消隱)，第二電擊后衰減序列被啟動，以在框260處設置的新的初始閾值振幅開始。可將r波感測閾值重新設置成新的初始閾值，該新的初始閾值根據(jù)一個示例是基于在感測后消隱間期期間所確定的峰值振幅。初始閾值振幅根據(jù)框262處的第二電擊后衰減序列(其可不同于第一電擊后衰減序列進行定義)而衰減。

使用第二電擊后衰減序列來感測在信號分析段期間但在第一感測的r波之后所感測的所有事件。第二電擊后衰減序列從初始感測閾值開始衰減，基于緊接在第二電擊后衰減序列之前的感測后消隱間期期間確定的感測事件峰值振幅而非基于存儲的電擊前r波振幅在框260處設置該初始感測閾值。第二電擊后衰減序列與第一電擊后衰減序列是不同的，并且第二電擊后衰減序列用于針對心臟信號分析段的剩余部分感測r波。第二電擊后衰減序列可包括一個或多個衰減率以及感測閾值中的一個或多個階梯式下降。

如果信號分析段如在圖4的框214處所確定的期滿，則心臟信號分析器估算該段期間的心室周期長度、將該段分類成可電擊的或不可電擊的、并可根據(jù)實施的重新檢測算法前進到下一個信號分析段。應當認識到，在一些情況下，信號分析段可在第一事件被感測到之前或在閾值數(shù)量的事件被感測到之前(例如，小于七個事件)(在此情況下，估算的周期長度是未知的)期滿。

只要信號分析段仍未期滿，第二衰減序列在框268處繼續(xù)直到心臟信號跨過r波感測閾值，該r波感測閾值根據(jù)第二電擊后衰減序列正在衰減。如果心臟信號在第二電擊后衰減序列期間跨過感測閾值，則在框266處感測到事件。如果信號分析段仍未期滿，則在框259處施加感測后消隱間期，在此期間可確定所感測事件的峰值振幅以用于在框260處設置下一個初始感測閾值。每次產生r波感測事件信號時，感測模塊86重新啟動并重復第二電擊后衰減序列直到信號分析段期滿。

在其他示例中，預定義的信號分析段對于執(zhí)行第一與第二電擊后衰減序列不是必需的。第一與第二電擊后衰減序列可用于在電擊后消隱間期之后感測心臟事件并被繼續(xù)達任何期望的電擊后感測周期，該電擊后感測周期不一定被限制為一個或多個信號分析段。所感測的心臟事件可在它們被心臟信號分析器90感測到時用于例如基于r波感測事件信號之間測量的各間期確定電擊后起搏的需要或另一電擊治療的需要。

圖6是由icd感測模塊86接收的心臟電信號301(例如，ecg)以及自動調整的電擊前r波感測閾值303的概念圖300。心臟電信號301包括qrs波群302、t波304、p波306以及下一個qrs波群332。心臟信號可通過帶通濾波器(例如，通過10hz到32hz)并經整流，使得如圖6中所示僅正偏轉保留下來。當?shù)谝籷rs波群302的r波跨過感測閾值(未示出)時，產生r波感測事件信號310。在r波感測事件信號310之后將感測后消隱間期312施加到感測模塊86。在一些示例中感測后消隱間期312在150ms到180ms的范圍中，但可根據(jù)需要被設置成更長或更短的間期以避免兩次感測到相同的qrs波群302。

r波感測事件信號310之后的r波峰值振幅314例如在消隱間期312期間被確定，并用于在隨后的心動周期期間設置r波感測閾值303初始振幅316。在感測后消隱間期312之后，根據(jù)電擊前衰減序列305來施加r波感測閾值303。r波感測閾值303以初始振幅316開始并以第一、電擊前衰減率318衰減。r波感測閾值303以第一電擊前衰減率318衰減直到它到達中間閾值振幅320，該中間閾值振幅可以是預定百分比的最近感測的r波的峰值振幅314。

在一個示例中，電擊前感測閾值303具有被設置成第一預定百分比(例如，60％)的最近的r波峰值振幅314的初始振幅316。設置電擊前第一衰減率318使得在所示示例中感測閾值303以每秒35％(峰值r波振幅314的35％)的速率衰減。在下降間期324上施加第一衰減率318，該下降間期324是預定的時間間期。如果感測閾值303在下降間期324內達到預定的中間振幅320，則感測閾值303保持在預定振幅320直到下降間期324期滿。在一個示例中，預定的中間振幅320為最近的r波峰值振幅314的30％。

可在產生r波感測事件信號310時或在消隱間期312期滿時啟動電擊前下降間期324。在一個示例中，電擊前下降間期324是1.5秒。第一衰減率318、預定的中間振幅320、以及下降間期324是被選擇以防止r波感測閾值303降到t波304與p波306的預期振幅以下(否則其可導致將t波和/或p波過感測為錯誤的r波感測事件)的電擊前感測控制參數(shù)。在電擊前下降間期324期滿之后，通過階梯式下降328將r波感測閾值303調整到r波峰值振幅314的第二預定中間振幅326。在一個示例中，第二預定中間振幅326是r波峰值振幅314的10％。

在階梯式下降328之后，r波感測閾值303啟動第二電擊前衰減率330。此第二電擊前衰減率330繼續(xù)直到心臟信號301跨過r波感測閾值303，從而產生下一個r波感測事件信號334，或直到r波感測閾值303達到感測閾值底面(floor)。感測閾值底面是最小感測閾值振幅，例如25μv或更少。如果心臟信號301在第二衰減率330期間未跨過r波感測閾值，則r波感測閾值將保持在感測底面直到心臟信號301跨過感測底面(或直到逸搏間期期滿而導致起搏脈沖)。從第一r波感測事件信號310到下一個r波感測事件信號334的時間間期被測量為rr間期并根據(jù)所實施的檢測算法用于檢測以及區(qū)分可電擊與不可電擊心律。下一個r波感測事件信號334開始下一個電擊前消隱間期以及下一個電擊前下降間期(未示出但分別與間期312與324類似)。所感測的qrs波群332的r波峰值振幅336用于設置下一個電擊前衰減序列的下一個初始r波感測閾值。認識到，電擊前r波感測閾值303可根據(jù)電擊前衰減序列305而進行自動地調整，該電擊前衰減序列305包括用于至少設置初始振幅以及一個衰減率的各種標準并可包括一個或多個中間振幅、兩個或更多個衰減率、以及一個或多個下降間期。結合圖6所示與所述的示例是電擊前衰減序列的一個說明性示例。

圖7是原始心臟電信號402、經濾波并經整流的心臟電信號404、電擊后r波感測閾值405、以及r波感測事件信號406的示圖400。圖8是圖7中所示的電擊后r波感測閾值405的一個示例的放大視圖450，從心臟信號分析段414的開始開始。

響應于可電擊心律的初始檢測而遞送電擊410。原始心臟信號402通過感測模塊86被濾波并整流。施加電擊后消隱間期412以在電擊后電極極化恢復期間禁用通過感測模塊86的事件感測。電擊后消隱間期412顯著長于圖6中所示的電擊前、感測后消隱間期312。在一些示例中，電擊后消隱間期412被設置成1.5秒。

緊接在電擊后消隱間期412期滿時由心臟信號分析器90啟動信號分析段414。信號分析段414在圖7中被示為三秒段，但在其他示例中可以是更長或更短的段。例如，段414可以是至少六秒段。由感測模塊86根據(jù)第一電擊后衰減序列420以及第二電擊后衰減序列430來調整第一電擊后心臟信號分析段414期間的r波感測閾值405。第一電擊后衰減序列420由感測控制參數(shù)來限定，該感測控制參數(shù)與圖6中所示的電擊前衰減序列305相比以及與段414之后發(fā)生的后續(xù)電擊后信號分析段(未示出)中使用的電擊后衰減序列相比是唯一并且不同的。用于在第一電擊后衰減序列期間設置并調整r波感測閾值405的感測控制參數(shù)可包括初始r波感測閾值振幅416、一個或多個衰減率、一個或多個階梯式下降間期、以及各衰減率的改變之間或在感測閾值振幅中的階梯式下降之后所達到的一個或多個中間感測閾值振幅。

例如，r波感測閾值405基于在電擊410之前確定的存儲的電擊前r波振幅而被設置成初始感測閾值振幅416。如上所述，可基于存儲用于檢測并區(qū)分可電擊與不可電擊心律的室上性心律模板的r波振幅來設置初始r波感測閾值振幅416。在一個示例中，初始r波感測閾值振幅416可設置成竇性心律qrs形態(tài)模板的最大峰值r波振幅的30％或另一預定的百分比。

可預定義最大初始r波感測閾值416。如果在圖4的框202所確定并存儲的電擊前r波振幅的30％(或其它預定的百分比)大于預定義的最大值，則將初始r波感測閾值振幅416設置成該最大值。在一個示例中，最大初始r波感測閾值振幅416小于3mv，例如在1.5到2.0mv的范圍中。在一個示例中，初始r波感測閾值振幅416被設置成1.74mv或存儲的竇性心律qrs形態(tài)模板的最大r波峰值振幅的30％，取其較低者。

在所示的示例中，電擊后r波感測閾值405根據(jù)第一電擊后衰減序列420立即開始衰減，該第一電擊后衰減序列從信號分析段414的開始418開始?？商娲兀姄艉髍波感測閾值405可在開始衰減之前保持恒定達一預定的時間間期。在一個示例中，第一電擊后衰減序列420包括第一序列衰減率454、階梯式下降間期462、階梯式下降456至中間閾值振幅、以及第一序列第二衰減率458。第一電擊后衰減序列420期間的r波感測閾值405的交叉導致第一電擊后r波感測事件信號460。

在一個示例中，第一序列衰減率454是每秒20％的用于設置初始電擊后感測閾值振幅416的r波峰值振幅的速率。第一序列衰減率454因此是基于電擊前心臟事件振幅的。第一序列第一衰減率454可以是比電擊前感測閾值303的第一電擊前衰減率318慢的衰減率，但是該衰減可能正從較低的初始閾值振幅開始。在一個示例中，階梯式下降間期462為500ms，這顯著短于電擊前衰減序列305的階梯式下降間期324。當下降間期462期滿時，電擊后r波感測閾值405可通過階梯式下降456被調整至中間r波振幅并開始第一序列第二衰減率458。

雖然在階梯式下降間期462的期滿時示出小階梯式下降456以清楚地區(qū)別第一衰減率454與第二衰減率458，但在一些示例中，階梯式下降456可僅導致衰減率的改變，而不具有r波感測閾值振幅的階梯式改變。當初始感測閾值振幅416被設置成存儲的最大峰值r波振幅的30％并且第一衰減率是每秒20％的存儲的最大峰值r波振幅時，電擊后r波感測閾值404在500ms中將達到存儲的最大峰值r波振幅的20％。感測閾值405在階梯式下降456處被調整至的中間閾值振幅可被設置成存儲的最大峰值r波振幅的20％。作為結果，階梯式下降456是感測閾值振幅的凈零變化，因為感測閾值405在階梯式下降間期462期滿時已經達到中間振幅。第一衰減率454在階梯式下降間期462期滿時變成第二衰減率458。

第一序列第二衰減率458是相對高或陡峭的衰減率并且大于第一序列第一衰減率454。第二衰減率458可大于電擊前衰減率318與330。在一個示例中，第一電擊后衰減序列420期間的第二衰減率458是每秒100％的用于設置初始感測閾值振幅416的最大峰值r波振幅。以此方式，初始振幅416、第一衰減率454、中間振幅、以及第二衰減率458可全都基于電擊前r波振幅。

當經濾波、經整流的心臟信號404跨過r波感測閾值405時，產生r波感測事件信號460。在一些實例中，第二衰減率458在心臟信號跨過r波感測閾值405之前可達到感測底面(未示出)。感測底面是最小感測閾值振幅，如果在第二衰減率期間達到該感測底面，則該感測底面被保持恒定直到心臟信號跨過r波感測閾值。在一些示例中，感測底面可以是15到25μv。

雖然在本文提供的說明性示例中在電擊脈沖的情境下描述第一電擊后衰減序列，但預期到，可根據(jù)接著其他種類的電刺激脈沖之后的衰減序列來控制心臟事件感測閾值，其中該衰減序列包括基于刺激前心臟事件振幅的至少一個感測控制參數(shù)。如上所述，可從在已知心律期間存儲的心臟事件模板確定刺激前心臟事件振幅。

刺激后衰減序列可包括基于刺激前心臟事件振幅的初始振幅，并可進一步包括基于刺激前心臟事件振幅的至少一個衰減率和/或中間振幅。刺激后衰減序列的其他示例(諸如，接著遞送經胸廓的起搏脈沖之后的起搏后衰減序列)被公開在美國專利申請s/n14/519,251(代理案號c00008274.usu1)中。

至少部分地基于刺激前心臟事件振幅的衰減序列可用于控制接著電刺激脈沖之后的心臟事件感測，該電刺激脈沖是：被遞送用于治療心搏停止、心動過緩、或心動過速的心臟起搏脈沖，用于治療房性或室性快速性心律失常的電擊，被遞送以在icd測試期間引導快速性心律失常的電擊或其他刺激脈沖，或是任何其他的電刺激脈沖。該刺激脈沖可以是例如使用心外電極(諸如在圖1與圖2中所示的胸骨上或胸骨下的電極24、28以及30)經胸廓地遞送的相對大振幅的脈沖。經胸廓的刺激脈沖在能量方面比使用與心肌緊鄰或直接接觸的電極遞送的心臟刺激脈沖相對更高。

可接著任何大的刺激脈沖(在該大的刺激脈沖之后，需要感測心臟電活動的迅速恢復，特別是低振幅心臟活動)之后使用電擊后衰減序列420或更一般地至少部分地基于刺激前心臟事件振幅的任何刺激后衰減序列。可在要求良好vf與心搏停止之間的區(qū)別以用于控制合適的治療遞送(例如，電擊對起搏)的任何時候使用刺激后衰減序列，該刺激后衰減序列可在遞送電刺激脈沖之后結合感測后衰減序列552使用。

在產生第一電擊后r波感測事件信號460之后，施加感測后消隱間期465，并且根據(jù)第二電擊后衰減序列430自動調整r波感測閾值405。第二電擊后衰減序列430以初始r波感測閾值振幅472開始，該初始r波感測閾值振幅472是基于接著r波感測事件信號460之后(例如在感測后消隱間期465期間)所確定的最大峰值r波振幅408。初始r波感測閾值振幅472可限定成一百分比的最大峰值r波振幅408。在一些示例中，以與電擊前初始r波感測閾值振幅316相同的方式(例如，最近的感測事件的最大峰值振幅的60％)設置初始r波感測閾值振幅472。

第二電擊后衰減序列430包括第一衰減率464、階梯式下降間期466、以及第二衰減率(未示出)?？梢耘c電擊前感測閾值衰減序列305相同的方式限定第一衰減率464、在階梯式下降間期466期滿時調整至的中間振幅、以及第二衰減率。然而，階梯式下降間期466比電擊前感測衰減序列305的階梯式下降間期324短。階梯式下降間期466可至少與第一電擊后衰減序列420的階梯式下降間期462一樣長。在一個示例中，階梯式下降間期466為700ms。在所示的示例中，經濾波、經整流的心臟信號404在第二電擊后衰減序列430期間在階梯式下降間期466期滿之前跨過r波感測閾值405，并且產生r波感測事件信號472。

響應于每個r波感測事件信號406對信號分析段414的剩余時間重復第二電擊后衰減序列430(如在圖7中所指示)。當感測到每個事件時，將r波感測閾值405的振幅重新設置成預定百分比的感測事件的峰值振幅并從該預定百分比的感測事件的峰值振幅以第二序列第一衰減率464衰減、在下降間期466之后下降到中間感測閾值振幅、并以第二序列第二衰減率(未示出)繼續(xù)衰減直到r波感測閾值405的下一個心臟信號交叉。除了第二序列下降間期466，用于控制第二電擊后衰減序列430(包括設置初始感測閾值振幅472、第一衰減率464、中間感測閾值振幅(未示出)以及第二衰減率(未示出))的感測控制參數(shù)可與如結合圖6所描述的電擊前衰減序列305相同。

首次出現(xiàn)的r波感測事件信號460與下一個r波感測事件信號472用于確定rr間期474。在信號分析段414結束時(例如電擊后4.5秒)，心臟信號分析器90基于由心臟信號分析器90在信號分析段414期間所接收并計數(shù)的r波感測事件信號406的總數(shù)來估算心室周期長度。估算心室周期長度可包括確定各r波感測事件信號406之間的rr間期。

在信號分析段414期滿時，可根據(jù)imd14中實施的可電擊心律重新檢測算法來啟動新的信號分析段。在任何后續(xù)的信號分析段期間的r波的感測可根據(jù)第二電擊后衰減序列430而繼續(xù)。因此，第一電擊后衰減序列420可在首次出現(xiàn)的電擊后信號分析段414的開始418處被使用一次。

在信號分析段414期滿時，心臟信號分析器90至少響應于心室周期長度估算而確定段414是否為可電擊段。在一些示例中，如果信號分析段414被分類成可電擊段，則控制模塊80啟動hv輸出電容器充電?？稍诳呻姄粜穆蓹z測算法正操作以在電擊后重新檢測可電擊心律時啟動電容器充電。

可響應于至少基于針對段414所作出的周期長度估算的可電擊段分類在信號分析段414期滿時啟動電容器充電?？商娲?，可基于對不止一個的信號分析段(例如至少兩個信號分析段)的分類或至少基于針對至少兩個信號分析段中的每一個所作出的周期長度估算而作出啟動電容器充電的決定。

由此，已在以上描述中參考具體實施例呈現(xiàn)了用于在遞送cv/df電擊之后控制icd功能的方法和裝置。在其他示例中，本文描述的各種方法可包括以與本文所示與所述的說明性示例不同順序或組合而執(zhí)行的步驟。理解到，可對參考實施例做出各種修改而不背離本公開以及以下各權利要求的范圍。