CN111479611B - 具有室上性快速性心律失常区分技术的医疗设备 - Google Patents

Abstract

描述了用于区分SVT并且特别是快速传导的AF的技术。该技术包括检测从心脏电信号感知到的心室事件的快速频率的发生以及检测在心室感知事件的快速频率中的暂停。检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，其中阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期。响应于至少检测到暂停，而抑制对室性快速性心律失常的检测以及抑制用于治疗室性快速性心律失常的电刺激治疗。

Description

具有室上性快速性心律失常区分技术的医疗设备

技术领域

本公开总体上涉及一种用于将室上性快速性心律失常(尤其是快速传导性心房纤颤)与室性快速性心律失常进行区分的医疗设备系统和方法。

背景技术

诸如心脏起搏器和植入式心脏复律除颤器(ICD)之类的医疗设备经由由一根或多根医疗电引线携载的电极和/或医疗设备的壳体上的电极向患者的心脏提供治疗电刺激。电刺激可以包括诸如起搏脉冲、或心脏复律电击或除颤电击之类的信号。在一些情况下，医疗设备可以感测伴随心脏的固有去极化或起搏诱发的去极化的心脏电信号，并且基于感知到的心脏电信号来控制刺激信号到心脏的递送。

在检测到诸如心动过缓、心动过速或纤颤之类的异常心律时，可以递送一个或多个适当的电刺激信号以便恢复或维持更为正常的心脏节律。例如，ICD可以在检测到心动过缓或心动过速时向患者的心脏递送起搏脉冲，或者在检测到心动过速或纤颤时向心脏递送心脏复律电击或除颤电击。ICD可以使用由经静脉医疗电引线携载的电极来在心脏腔室中感测心脏电信号，并且向心脏腔室递送电刺激治疗。在心脏内所感知到的心脏信号通常具有高信号强度和质量，以用于可靠地感测心脏电事件，诸如与心室事件相关联的R波。在其他示例中，非经静脉引线可以被耦合至ICD，在这种情况下，心脏信号感测在准确地感测心脏电事件以及恰当地检测不同类型的心脏心律失常并且在不同类型的心脏心律失常之间进行区分中呈现出新的挑战。

不同的快速性心律失常的恰当检测以及区分在通过植入式医疗设备系统自动地选择并且递送有效的电刺激治疗以及避免不必要的治疗中十分重要。例如，室上性快速性心律失常源于上心房心脏腔室并且被传导至下心室心脏腔室。通常不能通过向心室递送电刺激治疗来成功地终结室上性快速性心律失常(SVT)，因为该心律是源自上心脏腔室。在另一方面，源于下心室心脏腔室的室性快速性心律失常通常可通过向心室递送电刺激治疗以用于终结异常心室心律来成功地治疗。相应地，对源于上心脏腔室的室上性快速性心律失常与源于下心脏腔室的室性快速性心律失常的区分允许合适的治疗选择以及递送，同时避免不必要的或潜在无效的电刺激治疗被递送至患者的心脏。

发明内容

总体而言，本发明涉及用于区分SVT与室性快速性心律失常(例如，室性心动过速(VT)以及室性纤颤(VF))并且当检测到SVT时抑制VT以及VF检测以及治疗的技术。在一些示例中，根据本文公开的技术操作的医疗设备系统(诸如，ICD系统)可以通过检测在感知到的心室事件的频率中的暂停来检测快速传导的心房纤颤(AF)。可以基于连续感知到的R波之间的至少一个相对长的间期以及心脏电信号的形态特征来检测在感知到的心室事件的频率中的暂停。如果在快速心室率中检测到暂停，并且满足其他VT或VF检测标准，则可延迟或抑制VT或VF检测和治疗。

在一个示例中，本公开提供了一种设备，该设备包括：治疗递送电路，该治疗递送电路被配置成生成电刺激治疗；感测电路，该感测电路被配置成经由第一感测电极向量接收第一心脏电信号并从第一心脏电信号中感测心室事件；以及控制电路，该控制电路被耦合到感测电路和治疗递送电路。控制电路被配置成：确定第一多个感知到的心室事件满足快速心室率标准；在确定满足快速心室率标准之后，检测在第二多个感知到的心室事件的频率中的暂停；从第一心脏电信号中检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，所述阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期；并且响应于至少检测到所述暂停而抑制用于治疗室性快速性心律失常的电刺激治疗。

在另一示例中，本公开提供了一种方法，该方法包括：接收第一心脏电信号；从第一心脏电信号中感测心室事件；确定第一多个感知到的心室事件满足快速心室率标准；在确定满足快速心室率标准之后，检测在第二多个感知到的心室事件的频率中的暂停；从第一心脏电信号中检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，所述阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期；以及响应于至少检测到所述暂停而抑制用于治疗室性快速性心律失常的电刺激治疗。

在另一示例中，本公开提供了非瞬态计算机可读存储介质，该非瞬态计算机可读存储介质包括一组指令，该组指令在由处理器执行时致使处理器：接收第一心脏电信号；从第一心脏电信号中感测心室事件；确定第一多个感知到的心室事件满足快速心室率标准；在确定满足快速心室率标准之后，检测在第二多个感知到的心室事件的频率中的暂停；从第一心脏电信号中检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，所述阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期；并且响应于至少检测到所述暂停而抑制用于治疗室性快速性心律失常的电刺激治疗。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中被阐述。

附图说明

图1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统的概念图。

图2A-2C是以不同的植入物配置植入有图1A的心血管外ICD系统的患者的概念图。

图3是根据一个示例的图1A-2C的ICD的示意图。

图4是根据一个示例的被包括在图3的感测电路中的电路系统的图。

图5是由ICD执行的用于检测在快速传导的AF节律中的暂停的方法的流程图。

图6是可以由ICD检测到的在传导的AF节律中的暂停的概念图。

图7是根据一个示例的使用本文公开的快速传导的AF检测技术来检测室性快速性心律失常的方法的流程图。

具体实施方式

总体上，本公开描述了用于由心脏医疗设备或系统区分SVT与VT和VF并且响应于检测到SVT而抑制对室性快速性心律失常的检测或抑制用于治疗室性快速性心律失常的治疗的技术。在SVT存在的情况下，用于检测室性快速性心律失常的标准(诸如，基于心率的标准)可被满足。由此，仅凭心率可能不足以可靠地在SVT与VT/VF之间进行区分。如本文所描述的用于检测SVT的技术允许当标识到SVT的证据时，抑制或延迟快速性心律失常检测和/或治疗。

在一些示例中，心脏医疗设备系统可以是心血管外ICD系统。如本文中所使用的，术语“心血管外”指血管、心脏、和包围患者的心脏的心包膜外部的位置。由心血管外引线携载的植入式电极可以被定位成在胸外(在胸腔和胸骨的外部)或在胸内(在胸腔或胸骨的下方)，但是通常不与心肌组织紧密接触。本文所公开的用于检测SVT并且抑制VT/VF检测的技术可被应用至使用心血管外电极获取的心脏电信号。

本文结合ICD以及携载心血管外电极的植入式医疗引线呈现了这些技术，但是本技术的各方面可与其他心脏医疗设备或系统结合使用。例如，如结合附图描述的用于检测SVT(诸如，快速传导性心房纤颤)的技术可以在被启用用于感测心脏电信号的任何植入式或外部医疗设备中实现，所述任何植入式或外部医疗设备包括：耦合到携载感测电极和治疗递送电极的经静脉引线、心包膜引线或心外膜引线的植入式起搏器、ICD或心脏监测器；具有基于壳体的感测电极的无引线起搏器、ICD或心脏监测器；以及耦合到外部电极、体表电极或皮肤电极的外部或可穿戴式起搏器、除颤器、或心脏监测器。

图1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统10的概念图。图1A是植入在患者12体内的ICD系统10的正视图。图1B是植入在患者12体内的ICD系统10的侧视图。ICD系统10包括连接至心血管外电刺激和感测引线16的ICD 14。在能够提供除颤和/或心脏复律电击和起搏脉冲的ICD系统10的情境中描述图1A和图1B。

ICD 14包括壳体15，壳体15形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可由导电材料(诸如，钛或钛合金)形成。壳体15可用作电极(有时被称为“罐”电极)。壳体15可以用作在递送使用高压治疗电路所递送的心脏复律/除颤(CV/DF)电击或其他高压脉冲时所使用的有源(active)罐电极。在其他示例中，壳体15可用于结合由引线16携载的电极来递送单极、低电压的心脏起搏脉冲和/或用于感测心脏电信号。在其他情况下，ICD14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的充当电极(多个)的外部部分(多个)可以涂覆有材料，诸如，氮化钛，例如以用于减少刺激后极化伪影。

ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，连接器组件17包括穿过壳体15的电馈通件，以提供在引线16的引线体18内延伸的导体与被包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如在本文中将进一步详细描述的，壳体15可容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、电心脏信号感测电路系统、治疗递送电路系统、电源和用于感测心脏电信号、检测心律、以及控制并递送电刺激脉冲以治疗异常的心律的其他部件。

细长引线体18具有近端27和远侧部分25，该近端27包括配置成连接到ICD连接器组件17的引线连接器(未示出)，该远侧部分25包括一个或多个电极。在图1A和图1B所示的示例中，引线体18的远侧部分25包括除颤电极24和26以及起搏/感测电极28以及30。在一些情况下，除颤电极24和26可以一起形成除颤电极，因为它们可以被配置成同时被激活。替代地，除颤电极24和26可以形成分开的除颤电极，在这种情况下，电极24和26中的每个电极可以被独立地激活。

电极24和26(以及在一些示例中，壳体15)在本文中被称为除颤电极，因为它们单独或共同地用于递送高电压刺激治疗(例如，心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长的线圈电极，并且与起搏和感测电极28和30相比，通常具有相对高的表面积以用于递送高电压电刺激脉冲。然而，除了高电压刺激治疗之外或代替高电压刺激治疗，电极24和26以及壳体15还可以用于提供起搏功能、感测功能、或者起搏和感测功能两者。在这个意义上，本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被视为将电极24和26限制成仅用于高电压心脏复律/除颤电击治疗应用。例如，可在用于感测心脏电信号并检测以及区分SVT、VT以及VF的感测向量中使用电极24和26。

电极28以及30是具有相对较小表面区域的电极，其可用于感测电极向量中以用于感测心脏电信号，并且在一些配置中可用于递送相对低电压的起搏脉冲。电极28和30被称为起搏/感测电极，因为它们通常被配置用于低电压应用，例如，用作用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号的阴极或者阳极，与递送高电压心脏复律除颤电击相反。在一些实例中，电极28和30可以提供仅起搏功能、仅感测功能、或起搏功能和感测功能两者。

ICD 14可以经由包括电极24、26、28和/或30的组合的感测向量的组合来获得与心脏8的电活动相对应的心脏电信号。在一些示例中，ICD 14的壳体15与感测电极向量中的电极24、26、28和/或30中的一个或多个电极组合使用。下面针对使用可由被包括在ICD 14中的感测电路系统选择的相应第一和/或第二感测电极向量来获取第一和第二心脏电信号，来描述利用电极24、26、28和30以及壳体15的组合的各种感测电极向量。

在图1A和图1B所示的示例中，电极28位于除颤电极24的近侧，并且电极30位于除颤电极24和26之间。引线体18可携载一个、两个或更多个起搏/感测电极。例如，在一些示例中，第三起搏/感测电极可被定位于除颤电极26远侧。电极28以及30被示出为环形电极；然而，电极28以及30可包括多种不同类型电极中的任一种，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等。电极28以及30可被定位于沿着引线体18的任何位置处并且不限于所示出的位置。在其他示例中，引线16可不包括任何电极或包括一个或多个起搏/感测电极和/或一个或多个除颤电极。

在所示出的示例中，引线16在皮下或肌肉下在胸腔32上方从ICD 14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)居中地延伸。在靠近剑突20的位置处，引线16弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸腔和/或胸骨上方靠上延伸、基本上平行于胸骨22。尽管在图1A中示出为从胸骨22侧向偏移并且基本上平行于胸骨22延伸，但是引线16的远侧部分25可被植入在其他位置，例如在胸骨22上方、偏移到胸骨22的右侧或左侧、从胸骨朝向左或右侧向成角度等。替代地，引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径被放置。心血管外引线16的路径可以取决于ICD 14的位置、由引线体18携载的电极的布置和位置、和/或其他因素。

导电体(未示出)从近侧引线端27处的引线连接器延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分24定位的电极25、26、28和30。被包含在引线体18内的细长导电体各自与可以是引线体18内的分开的相应绝缘导体的相应除颤电极24和26以及起搏/感测电极28和30电耦合。该相应的导体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24、26、28和30电耦合至ICD 14的电路系统(诸如治疗递送电路和/或感测电路)。导电体将治疗从ICD 14内的治疗递送电路传输至除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者，并且将感知到的电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者传输至ICD 14内的感测电路。

引线16的引线体18可由非导电材料(包括，硅树脂、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)形成，并且被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。引线体18可以具有管状或圆柱形的形状。在其他示例中，细长引线体18的远侧部分25(或所有部分)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线体18可形成为具有预成形的远侧部分25，该预成形的远侧部分25通常为直线、曲线、弯曲、蜿蜒、波状或锯齿形。

在所示出的示例中，引线体18可包括曲线形远侧部分25，该曲线形远侧部分25包括两个“C”形曲线，它们一起可与希腊字母伊普西龙(epsilon)“ε”相似。除颤电极24以及26各自由引线体远侧部分25的两个相应的C形部分中的一个携载。该两个C形曲线看起来在远离引线体18的中心轴线的相同的方向上延伸或弯曲，起搏/感测电极28以及30沿着该引线体18的中心轴线被定位。在一些实例中，起搏/感测电极28和30可以大致与引线体18的笔直近侧部分的中心轴线对齐，使得除颤电极24和26的中点与起搏/感测电极28和30侧向地偏移。

在未决的美国专利公开第2016/0158567号(Marshall等人)中大体上公开了心血管外引线的其他示例，该心血管外引线包括由引线体18的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分携载的一个或多个除颤电极以及一个或多个起搏和感测电极，所述引线体18的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分可以利用本文中描述的技术来实现。然而，本文中所公开的技术并不限于任何特定的引线体设计。在其他示例中，引线体18是不具有任何预形成的形状、弯曲或曲线的柔性细长引线体。在未决的美国公开No.2015/0306375(Marshall等人)和未决的美国公开No.2015/0306410(Marshall等人)中描述了可结合本文所公开的SVT区分技术实现的心血管外引线和电极以及尺寸的各种示例配置。

ICD 14分析从一个或多个感测电极向量接收的心脏电信号以监测异常节律，诸如心动过缓、SVT、VT或VF.ICD 14可以对心率和心脏电信号的形态进行分析，以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速性心律失常。在美国专利第7,761,150号(Ghanem等人)中描述了用于检测快速性心律失常的一项示例技术。在下文中结合附图描述用于检测VT以及VF的示例技术。如本文所公开的用于区分SVT与VT或SVT与VF以用于抑制VT或VF检测的技术可被并入各种VT/VF检测算法中。通常在美国专利No.5,354,316(Keimel)、美国专利No.5,545,186(Olson等人)、美国专利No.6,393,316(Gillberg等人)、美国专利No.7,031,771(Brown等人)、美国专利No.8,160,684(Ghanem等人)和美国专利No.8,437,842(Zhang等人)中公开了可适用于利用本文所描述的SVT区分的技术的设备和快速性心律失常检测算法的示例。

响应于检测到快速性心律失常(例如，VT或VF)，ICD 14使用治疗递送电极向量(其可从可用的电极24、26、28、30和/或壳体15中任一个中选择)生成并且递送电刺激治疗。ICD14可以响应于VT检测而递送ATP，并且在一些情况下，可以在CV/DF电击之前或者在高电压电容器充电期间递送ATP，以试图避免递送CV/DF电击的需要。如果ATP未成功终止VT或者在检测到VF时，则ICD 14可以经由除颤电极24和26中的一者或两者和/或壳体15递送一个或多个CV/DF电击。ICD 14可以单独地使用电极24和26、或将电极24和26一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送CV/DF电击。ICD 14可以使用包括电极24、26、28和30以及ICD 14的壳体15中的一个或多个的起搏电极向量来生成并递送其他类型的电刺激脉冲，诸如，电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。

图1A和图1B是本质上是示例性的，并且不应当被认为是对本文所公开的技术的实践的限制。ICD 14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12的左侧。在一些情况下，ICD 14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，ICD 14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 14可以被植入在胸部区域中的皮下袋(pocket)中。在这种情况下，引线16可以从ICD 14朝向胸骨22的胸骨柄皮下地或肌肉下地延伸，并且从胸骨柄弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地向下地延伸到期望位置。在又另一示例中，ICD14可以放置于腹部。引线16同样可以被植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2A至图2C所描述的，引线16的远侧部分25可被植入在胸骨/胸腔下方、在胸骨下空间中。

外部设备40被示出为通过通信链路42与ICD 14遥测通信。外部设备40可以包括处理器、显示器、用户接口、遥测单元和用于与ICD 14进行通信以用于经由通信链路42传输和接收数据的其他部件。可以使用射频(RF)链路(诸如，通信、Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频带)在ICD 14与外部设备40之间建立通信链路42。

外部设备40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从ICD14检取数据并在ICD 14中编程操作参数与算法以用于控制ICD功能。外部设备40可以用于对由ICD 14使用的心脏事件感测参数(例如，R波感测参数)、心律检测参数(例如，VT和VF检测参数以及SVT区分参数)以及治疗控制参数进行编程。由ICD 14存储或获取的数据(包括生理信号或从其中导出的相关联数据、设备诊断的结果、以及检测到的节律发作和递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部设备40从ICD 14中检取。外部设备40可以替代地被实现为家用监测器或手持式设备。

图2A-2C是以与图1A-1B中所示的布置不同的植入物配置植入有心血管外ICD系统10的患者12的概念图。图2A是植入有ICD系统10的患者12的正视图。图2B是植入有ICD系统10的患者12的侧视图。图2C是植入有ICD系统10的患者12的横向视图。在这种布置中，系统10的心血管外引线16至少部分地植入在患者12的胸骨22下方。引线16皮下地或肌肉下地从ICD 14朝剑突20延伸，并且在靠近剑突20的位置处弯曲或转向并且在前纵隔36内在胸骨下位置中向上延伸。

前纵隔36可以被视为在侧向上由胸膜39界定，在后方由心包膜38界定，并且在前方由胸骨22界定(见图2C)。引线16的远侧部分25沿着胸骨22的后侧基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉内延伸。被植入成使得远侧部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。

在图2A-2C所示的示例中，引线16基本居中地位于胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可被植入成使得它从胸骨22的中心侧向地偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，使得引线16的远侧部分25处于除了胸骨22之外的或代替胸骨22的胸腔32下方/以下。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入到其他心血管外、胸内位置(包括胸膜腔)中、或者在心脏8的心包膜38的周界周围并在其附近但通常不在其内。在上述并入的参考中总体上公开了可以结合本文所描述的SVT区分技术使用的其他植入物位置以及引线和电极布置。

图3是根据一个示例的ICD 14的示意图。被封围在壳体15(在图3中示意性地显示为电极)内的电子电路系统包括协作地监测心脏电信号、确定何时需要电刺激治疗、以及根据所编程的治疗递送算法和控制参数按照需要递送治疗的软件、固件和硬件。软件、固件和硬件被配置成检测快速性心律失常并递送抗快速性心律失常治疗，例如，检测室性快速性心律失常，并且在一些情况下将VT与VF区分开以确定何时需要ATP或CV/DF电击。ICD 14被耦合至诸如携载心血管外电极24、26、28和30的引线16之类的心血管外引线，以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏并用于感测心脏电信号。

ICD 14包括控制电路80、存储器82、治疗递送电路84、感测电路86和遥测电路88。电源98根据需要向ICD 14的电路系统(包括部件80、82、84、86和88中的每一个)提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。电源98与其他部件80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将从图3的总体框图来理解，但是为了清楚起见未被示出。例如，电源98可被耦合到被包括在治疗递送电路84中的一个或多个充电电路，所述充电电路用于对被包括在递送电路84中的保持电容器充电，所述保持电容器在控制电路80的控制下在适当的时刻放电，以用于根据治疗方案产生电脉冲，诸如，用于心动过缓起搏、电击后起搏、ATP和/或CV/DF电击脉冲。根据需要，电源98还被耦合到感测电路86的部件，诸如，感测放大器、模数转换器、开关电路系统等。

图3所示的功能框表示ICD 14中所包括的功能，并且可以包括实现能够产生归因于本文的ICD 14的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。各种部件可以包括专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的部件或部件的组合。被采用来实现本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由ICD中所采用的特定系统架构以及由ICD所采用的特定检测和治疗递送方法来确定。鉴于本文中的公开，在任何现代ICD系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以实现所描述的功能在本领域技术人员的能力之内。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性、或电的非瞬态计算机可读存储介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存、或任何其他存储器设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当该指令由一个或多个处理电路执行时，使得控制电路80和/或其他ICD部件执行归因于ICD 14或那些ICD部件的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。

本文中归因于ICD 14的功能可以被实现为一个或多个集成电路。将不同特征描绘为电路旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示必须通过分开的硬件或软件部件来实现这样的电路。而是，与一个或多个电路相关联的功能可以由分开的硬件、固件或软件部件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，心脏事件感测操作和快速性心律失常检测操作可以由感测电路86以及控制电路80协同地执行，并且可以包括在控制电路80中所包括的执行存储在存储器82中的指令以及从控制电路80发送至感测电路86的诸如消隐间期和计时间期以及感测阈值振幅信号之类的控制信号的处理器或其他信号处理电路系统中所实现的操作。

控制电路80例如经由数据总线与治疗递送电路84以及感测电路86通信，以用于感测心脏电活动、检测心律、并且响应于感知到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送电路84和感测电路86被电耦合到由引线16携载的电极24、26、28、30以及壳体15，壳体15可用作公共电极或接地电极或用作用于递送CV/DF电击脉冲或心脏起搏脉冲的有源罐电极。

感测电路86可以被选择性地耦合到电极28、30和/或壳体15，以便监测患者的心脏的电活动。感测电路86可附加地选择性地耦合至除颤电极24和/或26，该除颤电极24和/或26用于在感测电极向量中一起使用或与电极28、30和/或壳体15中的一个或多个组合使用。感测电路86可被启用以选择性地从来自可用电极24、26、28、30和壳体15的至少两个感测电极向量接收心脏电信号。来自两个不同的感测电极向量的至少两个心脏电信号可同时地由感测电路86接收。感测电路86可在一时间处监测心脏电信号中的一个或两个以感测心脏电事件(例如，伴随心房心肌去极化的P波和/或伴随心室心肌去极化的R波)，并且提供数字化的心脏信号波形以供控制电路80分析。例如，感测电路86可包括开关电路系统(未示出)，该开关电路系统用于选择电极24、26、28、30以及壳体15中的哪些耦合至感测电路86的第一感测通道83并且哪些耦合至感测电路86的第二感测通道85。开关电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适合用于选择性地将感测电路86的部件耦合到选定电极的任何其他类型的开关设备。

每个感测通道83和85可被配置成对从耦合到相应感测通道的选定的电极所接收的心脏电信号进行放大、滤波和数字化，以改善用于检测心脏电事件(诸如R波)或执行其他信号分析的信号质量。感测电路86内的心脏事件检测电路系统可包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(ADC)、定时器或如结合图4进一步所描述的其他模拟或数字部件。可在控制电路80的控制下基于由控制电路80确定的、存储在存储器82中的、和/或由控制电路80和/或感测电路86的硬件、固件、和/或软件控制的计时间期和感测阈值，由感测电路86自动地调整心脏事件感测阈值。

在基于感测阈值越过(crossing)而检测到心脏电事件时，感测电路86可以产生诸如R波感知事件信号之类的被传递至控制电路80的感知事件信号。在一些示例中，感知事件信号可由控制电路80用于触发对心脏电信号的分段的存储，以用于分析以确认R波感知事件信号并且如下文所描述的区分SVT。

R波感知事件信号还被控制电路80用于确定心室事件间期(在本文被称为“RR间期”或“RRI”)，以用于检测快速性心律失常和确定对治疗的需要。心室事件间期或RRI是两个连续感知到的R波之间的时间间期，并且可以在从感测电路86接收到的两个连续R波感知事件信号之间确定。换句话说，心室事件间期或RRI是第一R波与紧接在第一R波之后的第二R波之间的时间间期。例如，控制电路80可以包括计时电路90，以用于确定从感测电路86接收到的连续R波感知事件信号之间的RRI，并且用于对用来控制由治疗递送电路84进行的治疗递送进行计时的各个定时器和/或计数器进行控制。计时电路90可以附加地设置诸如形态模板窗口、形态分析窗口之类的时间窗口，或者执行ICD 14的其他计时相关功能，包括使由治疗递送电路84递送的CV/DF电击或其他治疗与感知到的心脏事件同步。

快速性心律失常检测器92被配置成用于分析从感测电路86接收的信号以用于检测快速性心律失常发作。快速性心律失常检测器92可在控制电路80中实现为软件、硬件和/或固件，其处理和分析从感测电路86接收的信号以用于检测VT和/或VF。在一些示例中，快速性心律失常检测器92可包括比较器和计数器，所述比较器和计数器用于对由计时电路90确定的落入各种频率检测区域中的RRI进行计数，以便确定心室率或执行用于检测和区分VT和VF的其他基于频率或基于间期的评估。例如，快速性心律失常检测器92可以将由计时电路90确定的RRI与诸如心动过速检测间期区域和纤颤检测间期区域之类的一个或多个快速性心律失常检测间期区域进行比较。落入检测间期区域中的RRI由相应VT间期计数器或VF间期计数器进行计数，并且在一些情况下在被包括在快速性心律失常检测器92中的组合VT/VF间期计数器中进行计数。

当VT、VF、或组合VT/VF间期计数器达到阈值计数值(通常被称为“要检测的间期数量”或“NID”)时，可由控制电路80检测到室性快速性心律失常。然而，快速性心律失常检测器92可被配置成用于执行其他信号分析，以用于在已经达到NID时检测到VT或VF之前确定是否满足其他检测标准。例如，可执行心脏信号分析以用于确定是否满足R波形态标准、起始标准、以及噪声和过感测拒绝标准，以便于确定是否应当进行VT/VF检测或抑制VT/VF检测。如本文所公开的，如果对心脏信号波形特征的分析指示节律为SVT节律，则当已经达到NID时，快速性心律失常检测器92可抑制VT或VF检测。特别地，如果标准指示快速心室率很可能是快速传导的AF节律，则可以拒绝基于达到NID而检测到VT或VF。

为支持由快速性心律失常检测器92所执行的额外的心脏信号分析，感测电路86可向控制电路80传递数字化心脏电信号。来自选定的感测通道，例如来自第一感测通道83和/或第二感测通道85的心脏电信号可以被传递通过滤波器和放大器、被提供至多路复用器并且在此后由模数转换器转换为多位数字信号以存储于存储器82中，该滤波器、放大器、多路复用器和模数转换器全都被包括在感测电路86中。如下所述，控制电路80可以使用该数字化的心脏电信号或其分段来分析振幅和/或形态信息，以用于SVT区分。

存储器82可包括只读存储器(ROM)，所存储的对控制电路80的操作进行控制的程序驻留在该ROM中。存储器82还可包括随机存取存储器(RAM)或配置为多个再循环缓冲器的其他存储器设备，所述再循环缓冲器能够保持一系列测得的RRI、计数或用于由快速性心律失常检测器92分析的其他数据。存储器82可被配置成用于在控制电路80控制下在循环缓冲器中存储预定数量的心脏电信号分段。例如，可在存储器82中存储多达八个心脏电信号分段，其中每一个均对应于R波感知事件信号。额外地或替代地，从多达八个心脏信号分段中各自对应于R波感知事件信号的每一个心脏信号分段导出的特征可被缓冲到存储器82中，以便在如下文所描述的SVT区分中使用。

治疗递送电路84包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，一个或多个高压电容器和/或低电压电容器)、以及控制电容器(多个)何时在选定的起搏电极向量或CV/DF电击向量两端放电的开关电路系统。可以由治疗递送电路84根据从控制电路80接收到的控制信号，执行将电容器充电至所编程的脉冲振幅以及对电容器进行放电达所编程的脉冲宽度。控制电路80的计时电路90可以包括控制何时递送ATP或其他心脏起搏脉冲的各种定时器或计数器。例如，计时电路90可以包括可编程数字计数器，所述可编程数字计数器由控制电路80的微处理器设置以用于控制与由ICD 14递送的各种起搏模式或ATP序列相关联的基本起搏时间间期。控制电路80的微处理器还可以设置心脏起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、极性或其他特性，这些参数可以基于存储在存储器82中的编程值。

响应于检测到VT或VF，控制电路80可控制治疗递送电路84递送诸如ATP和/或CV/DF治疗之类的治疗。可通过发起经由充电电路对高电压电容器充电来递送治疗，该高电压电容器以及充电电路两者均被包括在治疗递送电路84中。充电由控制电路80控制，控制电路80监测高电压电容器上的电压，该电压经由充电控制线被传递给控制电路80。当电压达到由控制电路80设置的预定值时，在电容器全线上生成逻辑信号并且将该逻辑信号传递至治疗递送电路84以终止充电。在计时电路90的控制下由治疗递送电路84的输出电路经由控制总线将CV/DF脉冲递送到心脏。输出电路可以包括输出电容器，经充电的高电压电容器通过该输出电容器经由开关电路系统(例如H桥)放电，该开关电路系统确定用于递送心脏复律或除颤脉冲的电极和脉冲波形。在一些示例中，被配置成用于递送CV/DF电击脉冲的高电压治疗电路可由控制电路80控制以递送起搏脉冲(例如，用于递送ATP或电击后起搏脉冲)。在其他示例中，治疗递送电路84可包括低电压治疗电路，以用于生成并且递送用于各种起搏需求的相对较低电压的起搏脉冲。在上文并入的专利中的任何专利中总体上公开的治疗递送和控制电路系统可以在ICD 14中实现。

所认识到的是，本文所公开的方法的各方面可在用于通过感测电路86和控制电路80监测心脏电信号而不具有治疗递送能力的植入式医疗设备中实现，或者在通过治疗递送电路84监测心脏电信号并递送心脏起搏治疗而不具有高电压治疗能力(诸如，心脏复律/除颤电击能力)(或反之亦然)的植入式医疗设备中实现。

由控制电路80用于检测心脏心律失常和控制治疗递送的控制参数可以经由遥测电路88被编程到存储器82中。遥测电路88包括收发器和天线，用于使用如上所述的RF通信或其他通信协议与外部设备40(图1A所示)进行通信。在控制电路80的控制下，遥测电路88可以从外部设备40接收下行链路遥测并向外部设备40发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测电路88可以用于向植入在患者12体内的另一医疗设备传输通信信号以及从该另一医疗设备接收通信信号。

图4是根据一个示例的被包括在感测电路86的第一感测通道83和第二感测通道85中的电路系统的示意图。第一感测通道83可经由开关电路61被选择性地耦合到第一感测电极向量，该第一感测电极向量包括由如图1A-1B或图2A-2C所示的心血管外引线16所携载的电极以用于接收第一心脏电信号。第一感测通道83可以耦合至感测电极向量，所述感测电极向量是与耦合至第二感测通道85的第二电极向量相比具有相对较短电极间距离或间距的短的双极(bipole)。例如，第一感测电极向量可以包括起搏/感测电极28和30。在其他示例中，耦合至感测通道83的第一感测电极向量可包括除颤电极24和/或26，例如，起搏/感测电极28与除颤电极24之间或起搏/感测电极30与除颤电极24或26中的任一个之间的感测电极向量。在又其他示例中，第一感测电极向量可在除颤电极24与26之间。

在一些患者中，由引线16携载的电极之间的双极可导致心脏电信号的依赖于患者身体姿势的变化，因为相对于心脏轴线的双极的感测向量随着患者身体姿势或身体运动的变化而变化。相应地，耦合到第一感测通道83的感测电极向量可包括壳体15和由引线16携载的电极24、26、28以及30中的任何电极。包括壳体15和基于引线的电极的相对较长的双极可对于位置(positional)改变较不敏感。与由经静脉引线携载的电极相比，经由心血管外电极接收的心脏电信号可更受患者的位置变化影响。例如，当患者姿势改变时，R波的振幅、极性以及波形可改变。因此，当R波的振幅和/或形态已由于患者的位置变化而改变时，所执行的用于在SVT(诸如，快速传导的AF)与VT/VF之间进行区分的R波形态分析可导致错误的VT/VF检测。本文所公开的技术即便当患者姿势改变导致QRS振幅以及形态的改变时，仍可被用于检测并区分SVT以用于避免错误检测到VT以及VF以及不必要的电刺激治疗。

感测电路86包括接收第二心脏电信号的第二感测通道85。第二心脏电信号可以从第二感测向量被接收，例如从包括与壳体15配对的起搏/感测电极28或30的向量被接收。在一些示例中，第二感测通道85可被选择性地耦合到其他感测电极向量，该其他感测向量可形成具有比耦合到第一感测通道83的感测电极向量更大的电极间距离或间距的相对长的双极。如下所述，由第二感测通道85经由长的双极接收的第二心脏电信号可被控制电路80用于形态分析并且用于确定用于SVT区分的心脏信号分段特征。在其他示例中，选自可用电极(例如电极24、26、28、30和/或壳体15)的任何向量都可以被包括在耦合至第二感测通道85的感测电极向量中。耦合到第一感测通道83和第二感测通道85的感测电极向量通常是不同的感测电极向量，这些不同的感测电极向量可不具有共用电极或仅具有一个共用电极而非两个。然而，在一些实例中，第一感测通道83和第二感测通道85可以被耦合到同一感测电极向量。在这种情况下，用于第一和第二感测通道的电路系统中的一些可以是共用的，例如前置滤波器与前置放大器电路62、72，ADC 63、73和滤波器64、74。

在图4中所示出的说明性示例中，在第一感测电极向量两端产生的电信号由感测通道83接收，并且在第二感测电极向量两端产生的电信号由感测通道85接收。心脏电信号作为差分输入信号被分别提供给第一感测通道83和第二感测通道85的前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器72。可以由前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器72中每一个中所包括的低通或带通滤波器对非生理高频和DC信号进行滤波，并且可以由前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器72中所包括的保护二极管来去除高电压信号。前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器72可以按照10与100之间的增益(在一个示例中，17.5的增益)来放大经前置滤波的信号，并且可以将差分信号转换为单端输出信号，所述单端输出信号被传递至第一感测通道83中的模数转换器(ADC)63以及第二感测通道85中的ADC 73。前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与放大器72可以在数字化之前提供抗混叠滤波和噪声消减。

ADC 63和ADC 73分别将第一心脏电信号从模拟信号转换为第一数字位流并且将第二心脏电信号转换为第二数字位流。在一个示例中，ADC 63和ADC 73可以是∑-△转换器(Sigma-Delta Converter，SDC)，但是可以使用其他类型的ADC。在一些示例中，可以将ADC63和ADC 73的输出提供至抽取器(未示出)，该抽取器充当提高分辨率并降低相应的第一和第二心脏电信号的采样率的数字低通滤波器。

在第一感测通道83中，ADC 63的数字输出被传递至滤波器64，所述滤波器64可以是具有大约10Hz到30Hz的带通的用于传递通常发生于此频率范围中的诸如R波之类的心脏电信号的数字带通滤波器。经带通滤波的信号从滤波器64被传递至整流器65然后被传递至R波检测器66。在一些示例中，来自感测通道83的经滤波的、经数字化的心脏电信号69(例如，滤波器64或整流器65的输出)可被存储在存储器82中，以用于由控制电路80进行信号处理以用于检测并且区分快速性心律失常发作。输出信号69可以在控制电路80的控制下从感测电路86被传递至存储器82，以便将第一心脏电信号的分段存储在存储器82的临时缓冲器中。例如，控制电路80的计时电路90可以相对于从R波检测器66接收到的R波感知事件信号68而设置时间间期或多个采样点，在该时间间期或多个采样点内，第一经数字化的心脏电信号69的分段被存储在存储器82中。经缓冲的第一心脏电信号分段可在触发、按需的基础上由控制电路80分析，以用于在即便其他R波形态分析满足了VT/VF检测标准的情况下确定心脏信号分段特征以用于区分SVT并且抑制基于间期的VT或VF检测。如下所述，可以执行对第一心脏电信号分段的分析以用于确定是否检测到作为SVT的证据(例如作为快速传导的AF节律的证据)的快速RRI中的暂停，。如果检测到这种暂停，则控制电路80的快速性心律失常检测器92可以抑制或延迟对VT/VF的检测。

R波检测器66可包括自动调整的感测放大器、比较器和/或其他检测电路系统，其实时地将经滤波和经整流的第一心脏电信号与R波感测阈值相比较，并且当心脏电信号在感测后消隐期之外越过R波感测阈值时产生R波感知事件信号68。

由感测电路86和/或控制电路80控制的R波感测阈值可以是如在未决的美国申请第2017/0312534号(Cao等人)中公开的多级感测阈值。简单地说，多级感测阈值可以具有保持达一时间间期(该时间间期可等于心动过速检测间期或预期的R波到T波间期)的起始感测阈值，随后下降至第二感测阈值，该第二感测阈值被保持直到下降时间间期(其可以是1到2秒长)期满。在下降时间间期之后，感测阈值下降至最小感测阈值，该最小感测阈值可与编程的灵敏度相对应。在其他示例中，R波检测器66使用的R波感测阈值可以被设置为基于最近感知到的R波峰振幅的起始值，并且随着时间推移而线性地或指数地衰减，直到达到最小感测阈值。本文所描述的技术并不限于感测阈值的特定行为。相反，可以使用其他衰减的、步进式(step-wise)调整的或其他自动调整的感测阈值。

由感测通道85的ADC 73数字化的第二心脏电信号可被传递到滤波器74以进行带通滤波。在一些示例中，滤波器74是宽带滤波器，用于使从1Hz到30Hz或更高的频率通过。在一些示例中，感测通道85包括陷波滤波器76。陷波滤波器76可在固件或硬件中实现以衰减第二心脏电信号中的50Hz或60Hz的电噪声。使用心血管外电极获取的心脏电信号与使用经静脉或心内电极获取的心脏电信号相比，更易于受到50Hz到60Hz的电噪声、肌肉噪声以及其他EMI、电噪声或伪像的影响。因此，可以提供陷波滤波器76以用于显著衰减在50Hz至60Hz的范围内的信号的幅度，其中，对处于与典型心脏电信号频率相对应的大致1Hz至30Hz的范围内的信号进行最小衰减。

陷波滤波器76的输出信号78可以在控制电路80的控制下从感测电路86被传递至存储器82，以便将第二心脏电信号78的分段存储在存储器82的临时缓冲器中。例如，控制电路80的计时电路90可以相对于从第一感测通道83接收到的R波感知事件信号68而设置时间间期或多个采样点，在该时间间期或多个采样点内，第二心脏电信号78被存储在存储器82中。经缓冲的第二心脏电信号分段可在触发、按需的基础上由控制电路80分析，以用于在即便其他R波形态分析满足了VT/VF检测标准的情况下确定心脏信号分段特征以用于区分SVT并且抑制基于间期的VT或VF检测。如下所述，可以执行对第二心脏电信号分段的分析以用于确定是否检测到作为SVT的证据(例如作为快速传导的AF节律的证据)的快速RRI中的暂停。如果检测到这种暂停，则控制电路80的快速性心律失常检测器92可以抑制或延迟对VT/VF的检测。

陷波滤波器76可以被实现为数字滤波器，该数字滤波器用于进行由作为感测通道85的一部分的固件执行或者由控制电路80执行的实时滤波，以用于对滤波器74的所缓冲的数字输出进行滤波。在一些示例中，在由陷波滤波器76滤波之前，感测通道85的滤波器74的输出可以以相对于R波感知事件信号68定义的时间分段而被存储在存储器82中。当控制电路80被触发以缓冲并且分析第二心脏电信号的分段时，例如如结合图7所描述的，陷波滤波器76可在形态分析以及对用于SVT区分的心脏信号分段特征的确定之前被应用至第二心脏电信号。

图4中所示的感测通道83和85的配置本质上是示例性的并且不应当被认为是对本文所描述的技术的限制。与图4中所示出和描述的相比，感测电路86的感测通道83和85可以包括更多或更少部件。第一感测通道83可被配置成用于例如在硬件实现的部件中基于由第一心脏电信号越过R波感测阈值而实时地检测到来自第一心脏电信号的R波，并且第二感测通道85可被配置成用于提供第二心脏电信号，以用于存储在存储器82中以供由控制电路80处理并分析以用于确定与在第一感测通道中感知到的R波相对应的信号波形形态是否指示VT或VF，或信号波形特征是否支持SVT检测以及对VT或VF检测的抑制。在其他示例中，两个感测通道83以及85可能够实时地感测R波和/或两个通道83以及85可提供用于在存储器82中缓冲的数字化心脏信号以用于在VT/VF检测算法期间进行形态信号分析。在又其他示例中，感测电路86可以仅包括单个感测通道。

图5是由ICD 14执行的用于检测在快速心室率中的暂停的方法的流程图100。如本文所述，检测到的暂停可以是快速传导的AF节律的证据，所述快速传导的AF节律是一种SVT，其可能被无意中检测为室性快速性心律失常。被传导至心室的AF会导致短而不规则的RRI，这些RRI可能会被错误地检测为室性快速性心律失常。可以基于检测到在传导的节律中的暂停来区分快速传导的AF与真正的室性快速性心律失常。在传导的节律中的暂停是在快速心室率期间的相对长的RRI，这可能发生在心房纤颤波由于心室心肌的不应性状态和固有心脏传导系统的固有传导延迟而未被传导至心室时。通过检测到在传导的AF节律中的暂停，可以抑制不正确的室性快速性心律失常检测。

在框102处，控制电路80建立表示SVT期间的预期R波形态的SVT形态模板。因此，SVT形态模板在本文中也被称为“R波模板”。可以根据以上并入的美国专利第6,393,316号(Gillberg等人)以及在美国专利公开第2018/0303368号(Zhang等人)中总体公开的技术来建立SVT形态模板。SVT形态模板表示室上性节律期间所预期的R波形态，其可能是被传导至心室的窦性节律或房性快速性心律失常。可以在缓慢的、非起搏的心室节律期间获取SVT形态模板，以表示由窦房结引起的QRS波形，而不一定要在室上性心动过速期间获取SVT形态模板。在其他示例中，可在窦性心动过速期间获取SVT形态模板，例如在患者锻炼期间。SVT形态模板表示当心室去极化经由固有心室传导系统(例如，希氏束和浦肯野纤维)从心房被传导到心室时所期望的QRS波形形态。

控制电路80可以被配置成在首先确定疑似是快速心室率之后分析心脏电信号以用于检测在传导的AF节律中的暂停。在框104处，控制电路80确定多个感知到的心室事件满足快速心室率标准。在一个示例中，控制电路80可以：响应于检测到预定数量的使用多个感知到的心室事件确定的RRI被表征为室性心动过速检测间期(TDI)的RRI、预定数量的心室纤颤检测间期(FDI)、或阈值数量的TDI和FDI的组合，而确定多个感知到的心室事件满足快速心室率标准，TDI和FDI被检测为小于相应的TDI阈值和FDI阈值的RRI。例如，TDI阈值可以在280和650ms之间可编程，例如标称设置为360ms。FDI阈值可以在240ms至400ms之间可编程，例如标称设置为320ms。

与TDI阈值和FDI阈值相比较的RRI是基于R波感知事件信号而被确定的，该R波感知事件信号由感测电路86响应于第一感测通道83检测到R波感测阈值在消隐期之外被第一心脏电信号越过而产生。R波感知事件信号可以被传递至控制电路80。响应于R波感知事件信号，控制电路80的计时电路90确定RRI，该RRI以当前R波感知事件信号结束并且以最近的前一R波感知事件信号开始。控制电路80的计时电路90可以将RRI计时信息传递到快速性心律失常检测电路92，该快速性心律失常检测电路92基于RRI来调整快速性心律失常间期计数器，例如VT、VF、或VT/VF间期计数器。

如果RRI短于TDI阈值但长于FDI阈值，即，如果RRI在VT检测间期区域中，则增大VT间期计数器。VT间期计数器可被配置成用于对连续的VT间期进行计数以用于检测VT，在该情况下，如果RRI比TDI更长，则VT间期计数器可被重置为零。在其他实例中，VT间期计数器可被配置成对在特定时间窗口内(例如在特定时间段内或在特定数量的心跳或RRI间期内(Y中X))发生的VT间期进行计数。如果RRI比FDI更短，则增大VF计数器。VF计数器可以是概率VF计数器，其以Y中X的方式对VF间期进行计数，使得当检测到阈值数量的VF间期(不需要是连续的)时可检测到VF。在一些示例中，如果RRI小于TDI，则增大组合VT/VF间期计数器。在一些情况下，可以禁用VT检测，使得在框104处仅基于预定数量的FDI来检测疑似的快速频率。

在更新快速性心律失常间期计数器之后，快速性心律失常检测器92在框104处将VT和VF间期计数器值(以及可选地组合的VT和VF间期计数器)与疑似的快速频率阈值进行比较。疑似的快速频率阈值小于为了分别检测VT或VF所需的相应VT NID和VF NID。可以对VT间期计数器和VF间期计数器应用不同的快速心率阈值。在一个示例中，疑似的快速频率阈值可以是至少两个TDI的计数或至少三个FDI的计数。快速心率阈值可以是为一个或多个的值。在其他示例中，快速心率阈值是更高的数字，例如五或更高，但是可以小于检测VT或VF所需的NID。

如果VT间期计数器、VF间期计数器、或组合的VT和VF间期计数器达到为相应计数器设置的快速频率阈值，即框104的“是”分支，则控制电路80检测到疑似的快速心室率并且可以启用在逐个事件的基础上的分析，以用于检测在感知到的R波的快速频率中的暂停，该暂停是快速传导的AF节律的证据。响应于在框104处检测到心室事件的疑似的快速频率，在框106处将以当前感知到的R波结束的RRI与暂停阈值间期进行比较。如果RRI不大于暂停阈值间期，则没有检测到暂停。只要在框104处满足疑似的快速频率标准，控制电路80就继续在逐个心跳的基础上将RRI与暂停阈值间期进行比较。在框106处确定并与暂停阈值间期进行比较的RRI可以基于：基于第一心脏电信号的R波感测阈值越过而从第一感测通道83接收的R波感知事件信号。然而，在其他示例中，在框106处确定并与暂停阈值间期进行比较的RRI可以基于由第二感测通道85接收到的心脏电信号。

当启用VT检测时，可以将暂停阈值间期设置为等于TDI。如果未启用VT检测，则可以将暂停阈值间期设置为等于FDI。在一些示例中，控制电路80可以将SVT限制建立为最小中值(median)RRI，针对该最小中值RRI，可以检测到SVT或可以抑制VT/VF检测。SVT限制可以被建立为存储在存储器82中的编程参数。在一些示例中，如果预定数量的RRI的序列中的中值RRI小于SVT限制，则无法做出SVT检测并且不会导致抑制VT或VF检测。例如，SVT限制可以是可编程的，并且可以被设置在210和310ms之间。标称SVT限制可以是260ms。如果从最近的12个RRI或其他预定数量的RRI确定的中值RRI小于SVT限制，则未检测到SVT，并且不会使用任何SVT检测相关的标准来抑制VT或VF检测。在图5所示的过程中，可以在设置暂停阈值间期时使用SVT限制。当启用VT检测时，可以将暂停阈值间期设置为SVT限制和TDI中的最大者，或者在禁用VT检测时设置为SVT限制和FDI加上偏移间期(例如，FDI加20ms)中的最大者。

如果在框106处当前RRI大于暂停阈值间期，则控制电路80前进至框108，以针对大于暂停阈值间期的当前RRI的起始R波和尾随(trailing)R波中的每一个确定形态匹配分数。在一个示例中，QRS信号从自第二感测通道85接收的第二心脏电信号被缓冲并且在确定形态匹配分数之前被陷波滤波。从第一感测通道83接收的R波感知事件信号可以用作计时标记，以用于选择从第二心脏电信号存储的开始和结束采样点，以缓冲与大于暂停阈值间期的RRI的起始R波和尾随R波中的每一个相对应的心脏信号分段。以这种方式，第一感测通道83可以用于感测R波，第二感测通道85可以用于从不同的感测向量获取与SVT形态模板进行比较以用于在框108处确定形态匹配分数的心脏信号分段。在另一示例中，感测R波和获取与SVT形态模板进行比较以用于确定形态匹配分数的心脏信号分段两者都可以来自相同的感测向量，例如第一感测向量。在这种情况下，第二心脏电信号可以是在检测到快速心室率之后发生的心脏电信号的分段。

可以使用小波变换分析来确定形态匹配分数，例如，如以上结合的Gillberg专利中所述的。在一个示例中，可以处理从第二心脏电信号缓冲的经数字化、经陷波滤波的心脏电信号的48个样本点，以确定Haar小波域系数。将该系数与先前建立的SVT形态模板的对应系数进行比较。确定系数之间的差异并对其求和，以将形态匹配分数确定为百分比，其中最大可能分数为100。

在框110处，控制电路80将大于暂停阈值间期的RRI的起始R波和尾随R波的形态匹配分数与经调整的匹配阈值进行比较。在框110处应用的形态匹配阈值被称为“经调整的”匹配阈值，因为它可不同于由快速性心律失常检测器92用于标识SVT心跳的作为整体VT/VF检测算法的其他部分中的一部分的匹配阈值。例如，当检测到疑似的快速频率时，可以通过在逐个心跳的基础上比较R波形态来确定匹配分数以检测SVT心跳。如果从最近感知到的R波中检测到预定数量的SVT心跳，例如，基于将形态匹配分数与匹配阈值进行比较，在最近8个感知到的R波中检测到3个或更多SVT心跳，则可以启用SVT拒绝规则，使得如果基于RRI达到VT或VF NID，则抑制VT或VF检测。在上面并入的美国专利公开第2018/0028087号以及在美国专利公开第2018/0028085号(Zhang等人)中总体上描述了在满足疑似快速频率标准之后，在逐个心跳的基础上检测SVT心跳以确定SVT拒绝规则的状态的过程。用于检测SVT心跳和对SVT心跳进行计数的匹配阈值可以不同于在框110处应用的用于检测在传导的AF节律中的暂停的匹配阈值。使用第一匹配阈值检测SVT心跳可以用于设置心跳形态拒绝规则。在一个示例中，当预定数量的最近形态匹配分数中最小数量的形态匹配分数超过第一匹配分数阈值时，可以满足心跳形态拒绝规则。例如，如果八个最近形态匹配分数中至少三个超过匹配分数阈值49、61、70或其他分数阈值(可能的分数100中的其他分数阈值)，则满足心跳形态拒绝规则。相对高的匹配分数(超过选定的匹配分数阈值)指示快速节律期间的未知心跳与已知的SVT形态模板匹配，并因此是从心房传导的R波，而不是源自心室的VT或VF心跳。

为了检测作为快速传导的AF节律的证据的暂停，控制电路80可以在框110处确定经调整的匹配阈值，并在框110处将经调整的匹配阈值与大于暂停阈值间期的每个RRI的起始R波和尾随R波的形态匹配分数进行比较。经调整的匹配阈值是根据用于基于QRS形态检测SVT心跳的第一匹配阈值而被调整的。可以将经调整的匹配阈值从第一SVT心跳匹配阈值减小预定百分比或减量，以允许SVT形态模板按照比检测SVT心跳所需的匹配分数略低的匹配分数匹配。在一些示例中，用于将用于检测SVT心跳的第一匹配阈值调整到用于暂停检测的经调整的匹配阈值的百分比可以取决于编程的第一匹配阈值。例如，可以缩放百分比，使得较高的百分比用于调整被设置成较高值的第一匹配阈值，而较低的百分比用于调整被设置成较低值的第一匹配阈值。

为了说明，如果将第一SVT心跳检测匹配阈值设置为70或更高，则可以通过将它减小10％来进行调整以获得经调整的暂停检测匹配阈值。如果第一SVT心跳检测匹配阈值被设置为61或更高但小于70，则控制电路80可以将第一匹配阈值减小7％，以获得在框110处进行暂停检测的经调整的匹配阈值。如果将第一SVT心跳检测匹配阈值设置为小于61，则仅将它减小4％，以获得经调整的暂停检测匹配阈值。在其他示例中，经调整的暂停检测匹配阈值可以比用于SVT心跳检测的第一匹配阈值小固定减量，该固定减量可以相对于第一匹配阈值的值被缩放或不被缩放。

如果在框110处定义RRI的起始R波和尾随R波中的一者或两者具有小于经调整的匹配阈值的形态匹配分数，即框110的“否”分支，则未检测到暂停。该过程返回到框104。如果在框110处定义RRI的起始R波和尾随R波两者都具有大于或等于经调整的匹配阈值的形态匹配分数，则控制电路80可以检测到作为传导AF节律的证据的暂停。然而，在图5的示例中，需要满足用于检测暂停的附加标准。在一些示例中可以使用这些附加标准。在其他示例中，在基于RRI大于暂停间期阈值并且定义RRI的起始R波和尾随R波两者具有大于或等于经调整的匹配阈值的形态匹配分数而检测到暂停之后，该方法可以停止。

在框112处，控制电路80确定起始R波和尾随R波的R波振幅。可以从第一心脏电信号确定R波振幅。在其他实例中，可以从由第二感测通道85感知到的第二心脏电信号来确定R波振幅。如果在框114处R波振幅之间的绝对差异(R2-R1，其中R2是RRI的尾随R波，并且R1是RRI的起始R波，该RRT大于暂停阈值间期)小于差异阈值，则控制电路80在框116处检测到暂停。可以基于起始R波或尾随R波的振幅来预定义或设置差异阈值。在一个示例中，差异阈值被设置为尾随R波振幅的一半。

在框116处由控制电路80基于第一心脏电信号分析以及在一些实例中基于第二心脏电信号分析检测到的暂停可以是快速传导的AF节律的证据。如下所述，只要满足疑似的快速频率标准(框104)，控制电路80就可以跟踪在预定数量的感知到的R波内检测到的暂停的数量。如果达到用于VT或VF检测的NID，则至少一个检测到的暂停可以使控制电路80抑制VT或VF检测。在其他实例中，控制电路可能需要检测到不止一个暂停才能抑制VT或VT检测。

图6是可以由控制电路80检测的、在感知到的心脏事件的快速频率中的暂停201的概念图200。第一心脏电信号202表示由第一感测通道83产生并被传递到R波检测器66以用于产生R波感知事件信号207的经滤波并且经整流的信号。第二心脏电信号212表示由第二感测通道85产生的信号，诸如图4的心脏电信号78。在其他实例中，第二心脏电信号212可以表示由第一感测通道83产生的信号，诸如从整流器65输出的心脏电信号69或从滤波器64输出的心脏电信号。

控制电路80确定连续的R波感知事件信号207之间的RRI 203和204。如上所述，如果例如基于VT和/或VF间期的阈值计数而满足疑似的快速心率标准，则只要满足疑似的快速心率标准，控制电路80就将每个RRI与暂停阈值间期205进行比较。图6中所示的第一RRI203比暂停阈值间期205更短。在一些示例中，如果RRI 203小于暂停阈值间期205，则不会为了检测暂停来对第一和第二心脏信号202和212进行进一步的分析。

下一个RRI间期204长于暂停阈值间期205。响应于RRI间期204长于暂停阈值间期205，控制电路80可以确定RRI 204的起始R波(R1)的R波振幅206和RRI 204的尾随R波(R2)的R波振幅208。将R1振幅206和R2振幅208之间的绝对差异与差异阈值进行比较。差异阈值可以是定义的值，或者被设置为R1或R2振幅的百分比。在一个示例中，差异阈值被设置为R2振幅208的一半。如果R1和R2振幅206和208在彼此的差异阈值内，则可以满足用于将RRI204检测为在疑似的快速心率中的暂停的标准。在该示例中，基于第一心脏电信号202确定R波振幅206和208。然而，在其他示例中，可以基于第一感测通道83的经数字化并且经滤波的信号(例如，输出信号69或滤波器64的输出信号)或第二感测通道85的经数字化并且经滤波的信号(例如，输出信号78)来确定R波振幅206和208。

在一些示例中，响应于RRI 204大于暂停阈值间期205，控制电路80可以附加地或替代地确定第二心脏电信号212的起始R波218和尾随R波220的形态匹配分数。在满足疑似的快速频率标准之后，例如，当TDI计数达到二或FDI计数达到三时，将在响应于来自第一感测通道83的每个相应R波感知事件信号207而设置的时间间期214内缓冲来自第二心脏电信号212的心脏信号分段。可以处理在时间间期214内获取的并且对应于起始R波218的心脏信号分段，以确定与SVT形态模板210的类似小波系数相比较的小波系数，以确定形态匹配分数。如上所述，预先建立SVT形态模板210以表示SVT节律期间的QRS形态。还处理时间间期214内的并对应于尾随R波220的心脏信号分段，以根据R波220的形态与SVT形态模板210之间的比较来确定形态匹配分数。在其他示例中，控制电路80基于第一感测通道83的经数字化并经滤波的信号(例如，滤波器64的输出信号)来确定起始R波218和尾随R波220的形态匹配分数。

如上所述，可以将R波218和R波220的形态匹配分数各自与经调整的匹配阈值进行比较。如果两个匹配分数均大于或等于经调整的匹配阈值，并且满足用于检测暂停的所有其他标准，则控制电路80将RRI 204检测为在快速心率中的暂停201。在一些示例中，控制电路80包括被配置为对最近的Y个RRI中的(例如，最近的二十个RRI中的)暂停检测的数量进行计数的计数器。如果达到了VT NID或VF NID，并且在最近的二十个RRI中检测到至少一个暂停，则可以抑制VT或VF检测。如下所述，除了阈值数量的检测到的暂停之外，还可能需要满足其他标准，以便基于快速传递的AF节律的证据来抑制VT或VF检测。

在一些实例中，控制电路80可以仅使用RRI间期长度来检测暂停。在其他实例中，控制电路80可以结合与起始R波和尾随R波满足暂停标准相关联的振幅或形态中的一个或两个，使用RRI间期长度来检测暂停。

图7是根据一个示例的使用本文公开的快速传导的AF检测技术来检测室性快速性心律失常的方法300的流程图。在框302处，通过感测电路86来选择感测电极向量以用于通过第一感测通道83接收心脏电信号以用于感测R波。在框302处选择的用于获得用于感测R波的心脏电信号的第一感测向量可以是相对短的双极，例如，在引线16的电极28与30之间或在电极28与24之间或者如上文所描述的其他电极组合。第一感测向量可以是竖直感测向量(相对于患者的直立位置或站立位置)或者与心脏轴线大致对齐以便最大化心脏电信号中的R波的振幅从而进行可靠R波感测。在其他示例中，第一感测向量可以是沿着引线16的远侧部分25携载的一个电极与ICD壳体15(在图1A中示出)之间的向量。感测电路86在框304处选择第二感测向量以用于接收心脏信号，该心脏信号被缓冲以用于获得心脏信号分段以用于形态分析以及SVT区分。如上所述，在一些实例中，第二感测向量与第一感测向量相同。

在框306处感测电路86可响应于第一感测通道83在消隐期之外检测到心脏电信号越过R波感测阈值，而产生R感知事件信号。R波感知事件信号可以被传递至控制电路80。响应于R波感知事件信号，在框310处控制电路80的计时电路90确定RRI，该RRI以当前R波感知事件信号结束并且以最近的前一R波感知事件信号开始。控制电路80的计时电路90可以将RRI计时信息传递给快速性心律失常检测电路92，该快速性心律失常检测电路92在框312处按照需要基于RRI调整快速性心律失常间期计数器，例如，VT间期计数器、VF间期计数器、和/或组合VT/VF间期计数器。

例如，如果RRI短于TDI且长于FDI，则在框312处增大VT间期计数器。如果RRI长于TDI，则VT间期计数器可以被重置为零。如果RRI短于FDI，则增大VF计数器。如果RRI小于TDI，则可以增大组合的VT/VF间期计数器。在框312处更新快速性心律失常间期计数器之后，在框314处快速性心律失常检测器92将VT和VF间期计数器值与疑似的快速频率阈值进行比较。疑似的快速频率阈值小于检测VT和VF所需的TDI和FDI的数量，即，小于相应的VTNID和VF NID。如果计数到阈值数量的短RRI，则疑似是快速心室率，但是在做出VT或VF检测之前，需要若干更多的TDI或FDI。如以上所述，在一个示例中，快速频率阈值在VT间期计数器上可以为计数二，并且在VF间期计数器上可以为计数三。

如果VT或VF检测间期计数器已达到快速频率阈值，即框314的“是”分支，则在框404处控制电路80启用心脏信号分段缓冲。在此示例中，仅在VT或VF间期计数器值(或组合VT/VF间期计数器)中的至少一个已达到疑似的快速频率阈值之后，才在逐个事件的基础上执行对用于检测作为快速传导的AF节律的证据的疑似的快速心室率中的暂停的参数的确定。

如果在框314处快速性心律失常间期计数器中的任一个未达到疑似的快速频率阈值，则控制电路80返回框306并等待下一个R波感知事件信号。不需要执行对来自第二心脏电信号的心脏信号分段的分析来区分SVT与VT/VF，直到计数到至少阈值数量的VT或VF间期而预计达到NID。以这种方式，控制电路80仅在疑似是快速心室率时才做出是否检测到作为传导的AF节律的证据的暂停的确定，以节省处理功率需求。控制电路80可以在达到NID之前在达到疑似的快速频率阈值时开始分析暂停检测参数，使得可以在达到NID的时候做出检测到指示传导的AF节律的暂停。可以基于暂停检测来抑制VT或VF检测，或者在没有暂停检测的情况下无延迟地进行VT或VF检测。

只要在框314处满足疑似的快速频率阈值，控制电路80就会在框404处缓冲来自第二心脏电信号的心脏信号分段。响应于在框306处由第一感测通道83产生的每个R波感知事件信号，控制电路80在预定的时间间期内或在针对给定采样率的预定数量的采样点内缓冲由第二感测通道85接收的心脏电信号。

如图6所示，可以在相对于从第一感测通道83接收的R波感知事件信号的采样点时间所定义的时间段内缓冲由第二感测通道85接收的心脏电信号的数字化分段。例如，数字化分段可以是100ms到500ms长。在一个示例中，第二心脏电信号的缓冲分段为以256Hz的采样率获得的至少48个样本点，或者大约为188ms，该48个样本点中的24个样本点可先于并包括接收到R波感知事件信号的样本点，并且24个采样点可以在接收到R波感知事件信号的样本点之后延伸。在其他示例中，心脏电信号分段可在框404处在较长的时间间期内被缓冲，以用于被执行以检测心脏信号中的噪音、T波过感测、或可能导致错误的VT或VF检测的其他感测问题的其他心脏信号分析中。

缓冲的心脏信号分段可在框406处被陷波滤波。在框406处应用的陷波滤波器可与美国专利公开第2018/0028087号中描述的滤波器相对应。在框406处执行的陷波滤波显著衰减来自第二心脏信号电信号的存储的心脏信号分段中的50-60Hz电噪声、肌肉噪声、其他EMI、和其他噪声/伪影。

在一个示例中，在框406处执行的陷波滤波在固件中被实现为数字整数滤波器。数字陷波滤波器的输出可以由在第二感测通道85中实现的固件根据等式Y(n)＝(x(n)+2*x(n-2)+x(n-4))/4来确定，其中x(n)是在256Hz的采样率下由陷波滤波器76(图4)接收到的数字信号的第n个样本点的振幅，x(n-2)是第n-2个样本点的振幅，并且x(n-4)是第n-4个样本点的振幅。Y(n)是经陷波滤波的、数字的第二心脏电信号的第n个样本点的振幅。在60Hz频率下，Y(n)的幅度的衰减是大约-40分贝(dB)。在50Hz频率下，衰减为大约-20dB，并且在对于心脏电信号的R波而言可能典型的23Hz下，衰减被限制为大约-3dB。因此，在框406处的陷波滤波可提供高度衰减50和60Hz的噪声、肌肉噪声、其他EMI、和其他电噪声/伪影，同时传递第二感测通道85的心脏电信号输出中的较低频率的心脏信号，例如，R波。

当使用不同于256Hz的不同采样率时，可根据需要修改上文用于确定经陷波滤波的信号的等式中指示的样本点编号，并且得到的频率响应可与上文给出的示例稍微不同。在其他示例中，可以使用其他数字滤波器来进行对50Hz和60Hz的衰减。例如，对于256Hz的采样率，经滤波的信号Y(n)可被确定为Y(n)＝(x(n)+x(n-1)+x(n-2)+x(n-3))/4，其在50Hz和60Hz处可具有相对较小的衰减，但充当在较高频率(大于60Hz)处具有相对较大衰减的低通陷波滤波器。

在控制电路80的控制下，预定数量的心脏信号分段可被存储在存储器82中的滚动的先进先出缓冲器中。例如，只要基于阈值VT或VF间期计数器值检测到疑似的快速频率，就可以以先进先出的方式在存储器82中缓冲八个心脏信号分段。在框408处，控制电路80可以使用以上结合图5和图6描述的技术来确定是否检测到暂停。例如，响应于以当前感知到的R波结束的RRI大于暂停阈值间期，将当前RRI的起始R波和尾随R波的峰值振幅之间的绝对差异与差异阈值进行比较，在一个示例中该差异阈值为尾随R波峰值振幅的一半。可以根据由第一感测通道83接收的第一心脏信号或由第二感测通道85接收的第二心脏信号来确定R波振幅。响应于R波振幅差异小于差异阈值，控制电路80可以在框408处针对来自缓冲的、经陷波滤波的第二心脏电信号分段的起始R波和尾随R波中的每一个确定形态匹配分数。将形态匹配分数与匹配阈值进行比较，如上所述，该匹配阈值可以在逐个心跳的基础上根据检测SVT心跳所需的较高的匹配阈值来被调整。响应于当前RRI大于暂停阈值间期、当前RRI的起始R波和尾随R波两者以大于经调整的匹配阈值的分数而匹配SVT形态模板、并且当前RRI的起始R波和尾随R波的峰值振幅之间的绝对差异小于差异阈值，而在框407处由控制电路80检测到暂停。

响应于检测到暂停，控制电路80可以在框410处调整暂停计数器或设置暂停检测标志。在一些示例中，在最近二十个感知到的R波中仅一个暂停检测是快速传导的AF节律的证据。在其他示例中，用于检测传导的AF节律的标准可要求在预定数量的最近感知到的R波内检测到一个或多个暂停，所述预定数量的最近感知到的R波可以大于或小于二十个感知到的R波。

在框412处，控制电路80基于暂停计数器或标志值来设置AF拒绝规则的状态。可以基于检测到的暂停的计数而满足AF拒绝规则状态，例如，基于最近的M个感知到的R波中检测到的N个暂停。在一些示例中，必须满足附加要求才能满足AF拒绝规则。例如，为了基于作为传导的AF节律的证据的暂停检测(多个)而拒绝VT或VF检测，可要求中值RRI(在最近的8个RRI或其他选定数量的RRI内确定的)大于SVT限制，以便将AF拒绝规则设置为被满足。附加地或可替代地，可要求VF间期计数器大于快速传导的AF阈值计数。可要求VF间期计数器达到至少6的计数，例如，以便在框412处将AF拒绝规则设置为被满足。

如果满足用于检测传导的AF节律的标准，则控制电路80在框412处将AF拒绝规则设置为指示检测到传导的AF节律的证据。作为示例，如果在最近二十个感知到的R波中检测到至少一个暂停，VF间期计数值大于或等于六，并且中值RRI(例如，从最近的八个RRI中确定的)大于编程的SVT限制，则控制电路80可通过将存储在存储器82中的标志或数字值设置为高值来将AF拒绝规则设置为“真”。如果不满足传导的AF节律标准，例如，从最近的M个感知到的R波中检测到少于N个暂停，RRI中值小于SVT限制，和/或VF间期计数尚未达到快速传导的AF阈值计数，则例如可以通过将存储在存储器82中的标志或数字值设置为零或数字低值来将AF拒绝规则设置为“假”。只要满足疑似的快速频率标准(框314)，就可以在框412处基于对暂停检测计数器的更新(框410)和其他快速传导的AF节律标准，根据需要在逐个心跳的基础上调整AF拒绝规则的状态。

如果在框316处VT、VF或组合VT/VF间期计数器中的一个尚未达到NID，则控制电路80返回至框306以感测下一R波、确定下一RRI以用于更新间期计数器、并且如果在框314处仍满足疑似的快速频率标准则缓冲第二心脏信号的下一分段。可以基于对下一RRI以及相关联的R波振幅和形态匹配分数的分析，在框412处更新AF拒绝规则状态。

如果VT、VF或组合的VT/VF间期计数器中的一个在框316处达到NID，则控制电路80在框318处检查拒绝规则是否被满足或被设置为“真”。如果AF拒绝规则被设置为“真”，那么即便已达到NID，也在框324处抑制VT或VF检测。治疗递送电路84不递送VT或VF治疗。控制电路80前进到下一个感知到的R波，以继续更新VT和VF间期计数器，并分析下一RRI并且在该RRI大于暂停阈值间期的情况下分析相关联的R波振幅和形态匹配分数，以在框412处更新AF拒绝规则的状态。

如果在框316处达到VT或VF NID并且AF拒绝规则被设置为“假”(框318的“否”分支)，则可以在框320处检测到VT或VF发作。AF拒绝规则可以是可以由控制电路80设置的多个VT/VF拒绝规则中的一个。在以上并入的专利申请中描述了在疑似的快速频率标准被满足之后可以至少部分地基于对第二心脏电信号的分析而被设置的拒绝规则的其他示例，并且所述拒绝规则的其他示例可以包括例如，T波过感测拒绝规则、SVT心跳形态拒绝规则、总体形态拒绝规则、噪声拒绝规则。控制电路80响应于在没有满足拒绝规则的情况下达到相应的NID而在框320处检测到VT或VF。例如，如果至少AF拒绝规则被设置为“假”，则可以响应于达到NID而在框320处检测到VT或VF发作。控制电路80控制治疗递送电路84在框322处递送治疗，在一些示例中该治疗可包括ATP、CV/DF电击、和/或电击后起搏脉冲中的一个或多个。

尽管在图7的示例中描述的第二心脏电信号是第二感测通道85的信号，但是在其他情况下

因此，本文提出了用于基于检测到指示快速传导的AF节律的高可能性的至少一个暂停来抑制VT或VF检测的技术。应当理解，取决于示例，本文描述的方法中的任一个中的某些动作或事件可以以不同的顺序被执行，可以被添加、合并、或完全省略(例如，并非所有描述的动作或事件都是实践该方法所必需的)。此外，在某些示例中，可同时地而不是顺序地执行动作或事件，例如，通过多线程处理、中断处理或多个处理器。另外，尽管为了清楚起见，本公开的某些方面被描述为由单个电路或单元执行，但是应该理解，本公开的技术可以由与例如医疗设备相关联的单元或电路的组合来执行。

在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现所描述的功能。如果在软件中实现，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在非瞬态计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括计算机可读存储介质，其对应于有形非瞬态介质，诸如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存、或可用于存储以指令或数据结构的形式的期望程序代码并且可由计算机访问的任何其他介质)。

指令可由一个或多个处理器执行，诸如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)或其他等效的集成或分立逻辑电路系统。相应地，如本文中所使用的术语“处理器”可以指的是任何上述结构或适合于实现本文中所描述的技术的任何其他结构。而且，可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。

因此，已参考特定示例在前述说明书中呈现了技术。将理解的是，本文所公开的各种方面可以以与附图中呈现的特定组合不同的组合来被组合。可理解到，可对参考示例做出各种修改而不背离本公开以及所附权利要求和示例的范围。

示例12一种方法，该方法包括：接收第一心脏电信号；从第一心脏电信号感测心室事件；确定第一多个感知到的心室事件满足快速心室率标准；在确定满足快速心室率标准之后，检测在第二多个感知到的心室事件的频率中的暂停；从第一心脏电信号中检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期；以及响应于至少检测到该暂停而抑制用于治疗室性快速性心律失常的电刺激治疗。

示例13示例12的方法，其中，检测到该暂停包括：从第一心脏电信号感测与心室事件相关联的R波；确定从起始R波延伸到连续跟随该起始R波的尾随R波的心室事件间期，起始R波和尾随R波两者由第一感测通道感知到；确定心室事件间期大于暂停阈值间期；响应于心室事件间期大于暂停阈值间期，而确定起始R波的第一特征和尾随R波的第二特征；确定第一特征和第二特征满足暂停检测标准；并且响应于第一特征和第二特征满足暂停检测标准而检测到暂停。

示例14示例13的方法，进一步包括将暂停阈值间期确定为等于或大于快速性心律失常检测间期。

示例15示例14的方法，进一步包括：建立用于抑制快速性心律失常检测的中值心室事件间期的下限；以及将暂停阈值间期设置为下限和快速性心律失常检测间期中的较大者。

示例16示例13-15中任一项的系统，进一步包括：通过确定起始R波的第一振幅来确定第一特征，以及通过确定尾随R波的第二振幅来确定第二特征。当第一振幅与第二振幅之间的差异小于差异阈值时，确定第一特征和第二特征满足暂停检测标准；以及响应于差异小于差异阈值，而检测到暂停。

示例17示例16的方法，进一步包括：建立R波模板；通过将R波模板与对应于起始R波的第一波形形态进行比较，来确定起始R波的第三特征；通过将R波模板与对应于尾随R波的第二波形形态进行比较，来确定尾随R波的第四特征；当第一形态匹配分数和第二形态匹配分数中的每一个大于或等于匹配阈值时，确定第三特征和第四特征满足暂停检测标准；以及响应于第一形态匹配分数和第二形态匹配分数两者均大于或等于匹配阈值且差异小于差异阈值，而检测到暂停。

示例18示例13-17中任一项的方法，进一步包括：建立R波模板；通过将R波模板与对应于起始R波的第一波形形态进行比较来确定第一形态匹配分数，从而确定第一特征；通过将R波模板与对应于尾随R波的第二波形形态进行比较来确定第二形态匹配分数，从而确定第二特征；当第一形态匹配分数和第二形态匹配分数中的每一个大于或等于匹配阈值时，确定第一特征和第二特征满足暂停检测标准；以及响应于第一形态匹配分数和第二形态匹配分数两者均大于或等于匹配阈值，而检测到暂停。

示例19示例12-18中任一项的方法，其中，第一心脏电信号经由第一感测电极向量而被感知到，该方法进一步包括：从第一心脏电信号感测与心室事件相关联的R波；接收经由不同于第一感测电极向量的第二感测电极向量感知到的第二心脏电信号；确定从起始R波延伸到在第一心脏电信号中连续感知到的尾随R波的心室事件间期；确定心室事件间期大于暂停阈值间期；响应于心室事件间期大于暂停阈值间期，而确定起始R波的第一振幅和尾随R波的第二振幅；确定第一振幅与第二振幅之间的差异小于差异阈值；通过将R波模板与第二心脏电信号中对应于起始R波的第一波形形态进行比较，来确定第一形态匹配分数；通过将R波模板与第二心脏电信号中对应于尾随R波的第二波形形态进行比较，来确定第二形态匹配分数；以及响应于第一振幅与第二振幅之间的差异小于差异阈值，并且第一形态匹配分数和第二形态匹配分数两者均大于或等于匹配阈值，而检测到暂停。

示例20示例19的方法，进一步包括通过陷波滤波器对第二心脏电信号进行滤波，以产生第一波形形态和第二波形形态。

示例21示例12-20的方法，其中，第一心脏电信号经由第一感测电极向量而被感知到，该方法进一步包括：从第一心脏电信号感测与心室事件相关联的R波；接收经由不同于第一感测电极向量的第二感测电极向量感知到的第二心脏电信号；基于在确定满足快速心室率标准之后的对从第一心脏电信号感知到的两个连续R波的第一分析，并且基于对第二心脏电信号中与从第一心脏电信号感知到的两个连续R波相对应的两个连续波形的第二分析，来检测暂停；响应于至少检测到暂停，而检测到传导的心房纤颤；以及响应于检测到传导的心房纤颤而抑制电刺激治疗。

示例22示例12–21的方法，其中接收第一心脏电信号包括经由第一电极向量接收第一心脏电信号，该第一电极向量包括由可耦合至ICD的心血管外引线携载的至少一个电极。

示例23一种非瞬态计算机可读存储介质，包括：一组指令，该组指令当由处理器执行时，使所述处理器：接收第一心脏电信号；从第一心脏电信号感测心室事件；确定第一多个感知到的心室事件满足快速心室率标准；在确定满足快速心室率标准之后，检测在第二多个感知到的心室事件的频率中的暂停；从第一心脏电信号中检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期；以及响应于至少检测到该暂停而抑制用于治疗室性快速性心律失常的电刺激治疗。

Claims (12)

1.一种设备，包括：

治疗递送电路，所述治疗递送电路被配置成生成电刺激治疗；

感测电路，所述感测电路被配置成经由第一感测电极向量接收第一心脏电信号并从所述第一心脏电信号感测心室事件；以及

控制电路，所述控制电路被耦合至所述感测电路以及所述治疗递送电路，并且所述控制电路被配置成用于：

确定第一多个感知到的心室事件满足快速心室率标准；

在确定满足所述快速心室率标准之后，检测在跟随所述第一多个感知到的心室事件的第二多个感知到的心室事件的频率中的暂停；

从所述第一心脏电信号中检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，所述阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期；并且

响应于检测到至少一次暂停，控制所述治疗递送电路抑制生成用于治疗所述室性快速性心律失常的所述电刺激治疗。

2.如权利要求1所述的设备，其特征在于：

所述感测电路包括第一感测通道，所述第一感测通道被配置成从所述第一心脏电信号感测与心室事件相关联的R波；

所述控制电路被配置成通过以下方式检测所述暂停：

确定心室事件间期，所述心室事件间期从由所述感测电路感知到的起始R波延伸到由所述感测电路感知到的连续地跟随所述起始R波的尾随R波；

确定所述心室事件间期大于暂停阈值间期；

响应于所述心室事件间期大于所述暂停阈值间期，而确定所述起始R波的第一特征和所述尾随R波的第二特征；

确定所述第一特征和所述第二特征满足暂停检测标准；并且

响应于所述第一特征和所述第二特征满足所述暂停检测标准而检测到所述暂停。

3.如权利要求2所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成将所述暂停阈值间期建立为等于或大于所述快速性心律失常检测间期。

4.如权利要求3所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于：

建立用于抑制快速性心律失常检测的中值心室事件间期的下限；并且

将所述暂停阈值间期设置为所述下限和所述快速性心律失常检测间期中的较大者。

5.如权利要求2-4中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

通过确定所述起始R波的第一振幅来确定所述第一特征，并通过确定所述尾随R波的第二振幅来确定所述第二特征；

当所述第一振幅与所述第二振幅之间的差异小于差异阈值时，确定所述第一特征和所述第二特征满足所述暂停检测标准；并且

响应于所述差异小于所述差异阈值，而检测到所述暂停。

6.如权利要求5所述的设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

建立R波模板；

响应于所述心室事件间期大于所述暂停阈值间期，而确定所述起始R波的第三特征和所述尾随R波的第四特征，其中所述控制电路通过将所述R波模板与对应于所述起始R波的第一波形形态进行比较以确定第一形态匹配分数来确定所述第三特征，并且通过将所述R波模版与对应于所述尾随R波的第二波形形态进行比较以确定第二形态匹配分数来确定所述第四特征；

当所述第一形态匹配分数和所述第二形态匹配分数中的每一个大于或等于匹配阈值时，确定所述第三特征和所述第四特征满足所述暂停检测标准；并且

响应于所述第一形态匹配分数和所述第二形态匹配分数两者均大于或等于所述匹配阈值并且所述差异小于所述差异阈值，而检测到所述暂停。

7.如权利要求2-4中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

建立R波模板；

通过将所述R波模板与对应于所述起始R波的第一波形形态进行比较来确定第一形态匹配分数，从而确定所述第一特征；

通过将所述R波模板与对应于所述尾随R波的第二波形形态进行比较来确定第二形态匹配分数，从而确定所述第二特征；

当所述第一形态匹配分数和所述第二形态匹配分数中的每一个大于或等于匹配阈值时，确定所述第一特征和所述第二特征满足所述暂停检测标准；并且

响应于所述第一形态匹配分数和所述第二形态匹配分数两者均大于或等于所述匹配阈值，而检测到所述暂停。

8.如权利要求1-4中任一项所述的设备，其特征在于：

所述感测电路包括第一感测通道和第二感测通道，所述第一感测通道被配置成从所述第一心脏电信号感测与心室事件相关联的R波，所述第二感测通道被配置成经由与所述第一感测电极向量不同的第二感测电极向量接收第二心脏电信号；并且

所述控制电路被配置成通过以下方式检测所述暂停：

确定从起始R波延伸到通过所述第一感测通道连续感知到的尾随R波的心室事件间期；

确定所述心室事件间期大于暂停阈值间期；

响应于所述心室事件间期大于所述暂停阈值间期，而确定所述起始R波的第一振幅和所述尾随R波的第二振幅；

确定所述第一振幅与所述第二振幅之间的差异小于差异阈值；

通过将R波模板与所述第二心脏电信号中对应于所述起始R波的第一波形形态进行比较，来确定第一形态匹配分数；

通过将所述R波模板与所述第二心脏电信号中对应于所述尾随R波的第二波形形态进行比较，来确定第二形态匹配分数；并且

响应于所述第一振幅与所述第二振幅之间的所述差异小于所述差异阈值，并且所述第一形态匹配分数和所述第二形态匹配分数两者均大于或等于匹配阈值，而检测到所述暂停。

9.如权利要求8所述的设备，其特征在于，进一步包括陷波滤波器，所述陷波滤波器被配置成对所述第二心脏电信号进行滤波以产生所述第一波形形态和所述第二波形形态。

10.如权利要求1-4中任一项所述的设备，其特征在于：

所述感测电路包括第一感测通道和第二感测通道，所述第一感测通道被配置成从所述第一心脏电信号感测与心室事件相关联的R波，所述第二感测通道被配置成经由与所述第一感测电极向量不同的第二感测电极向量接收第二心脏电信号；并且

所述控制电路被配置成用于：

基于在确定满足所述快速心室率标准之后的对从所述第一心脏电信号感知到的两个连续R波的第一分析，并且基于对所述第二心脏电信号中与从所述第一心脏电信号感知到的所述两个连续R波相对应的两个连续波形的第二分析，来检测所述暂停；

响应于至少检测到所述暂停，而检测到传导的心房纤颤；并且

响应于检测到所述传导的心房纤颤，而控制所述治疗递送电路抑制所述电刺激治疗。

11.如权利要求1-4中任一项所述的设备，其特征在于，进一步包括壳体，所述壳体封围所述治疗递送电路、所述感测电路、以及所述控制电路，并且具有用于接收携载所述感测电极向量中的至少一个电极的心血管外引线的连接器块。

12.一种计算机可读介质，具有存储于其上的指令，所述指令当被医疗设备的处理器执行时，使得医疗设备执行操作，所述操作包括：

接收第一心脏电信号；

从所述第一心脏电信号感测心室事件；

确定第一多个感知到的心室事件满足快速心室率标准；

在确定满足所述快速心室率标准之后，检测在跟随所述第一多个感知到的心室事件的第二多个感知到的心室事件的频率中的暂停；

从所述第一心脏电信号中检测用于检测到室性快速性心律失常所需的阈值数量的心室事件间期，所述阈值数量的心室事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期；以及

响应检测到至少一个暂停，控制所述医疗设备的被配置成生成电刺激治疗的治疗递送电路，从而抑制生成用于治疗所述室性快速性心律失常的电刺激治疗。