專利名稱：：可植入的心臟刺激裝置中的準(zhǔn)確的心臟事件檢測的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明一般涉及感測和分析心臟信號的可植入的醫(yī)療器械系統(tǒng)。更具體地，本發(fā)明涉及在患者體內(nèi)捕獲心臟信號以便分類心搏動并控制用于治療心律失常的治療的可植入的醫(yī)療器械。
背景技術(shù)：
：可植入的心臟刺激裝置通常在患者體內(nèi)感測心臟電信號，以便將該患者的心臟節(jié)律分類為正常/良性或惡性，從而阻止、治療、或終止惡性節(jié)律。這樣的惡性節(jié)律可以包括，例如，心室纖顫和一些室性心動過速。可植入的醫(yī)療器械如何精確地分析捕獲的信號決定了它可以如何適當(dāng)?shù)乜刂浦委?。新的和替代的用于在可植入的醫(yī)療器械中檢測和/或分析捕獲的心臟事件的方法和裝置是需要的。
發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的各種說明性實施例意在通過可植入的醫(yī)療器械來提高心臟事件檢測的準(zhǔn)確性。本發(fā)明可以被具體化為方法和/或裝置。圖1是示出了用于檢測的方法的流程圖，所述方法包括識別和響應(yīng)檢測的事件的幅度相似性/不相似性；圖2示出了代表性的皮下植入式心臟刺激系統(tǒng)；圖3示出了現(xiàn)有技術(shù)檢測曲線；圖4圖形化地描述了捕獲的心臟信號的過度檢測；圖5示出了使用兩個前峰值的平均值計算“估計峰值”；圖6A-6B示出了說明性的檢測曲線；圖7A-7B圖形化地示出了基于捕獲的信號的相似性/不相似性測量的動態(tài)檢測曲線的變化；圖8是可植入的醫(yī)療器械中的心臟信號分析的說明性例子的流程圖；圖9是可植入的醫(yī)療器械中的心臟信號分析的另一個說明性例子的流程圖；圖10示出了在心室纖顫的開始期間使用檢測曲線的說明性例子的檢測。圖11示出了用于說明性例子的一組檢測曲線和參數(shù)；以及圖12示出了用于另一個說明性例子的全組檢測曲線和參數(shù)。具體實施例方式應(yīng)當(dāng)參照附圖來閱讀以下的詳細說明。所述附圖，其不一定按比例，描述了說明性的實施例并且不是意在限制本發(fā)明的范圍。除非隱含地要求或明確地說明，下述方法不要求任何特定的步驟順序。應(yīng)當(dāng)理解的是，在某些實施例中，當(dāng)以下的例子提及“當(dāng)前事件”時，這意味著最近檢測的事件正被分析。然而，這并不必需是如此，并且一些實施例執(zhí)行被延遲了一個或多個事件檢測或固定的時間段的分析?？芍踩氲难b置通常為被植入者計算心臟速率或心跳速率。心臟或心跳速率通常以每分鐘心跳(bpm)而被給出。這樣的裝置隨后或是單獨或是結(jié)合一些其它因素(例如，有時形態(tài)學(xué)被使用)使用所述心臟速率，以確定所述被植入者是否需要治療。心臟速率的計算可以通過觀察在其處“事件”被所述植入的裝置檢測的速率而被執(zhí)行。在說明性的例子中，通過將接收的信號與由檢測曲線定義的檢測閾值相比較，事件被檢測。檢測曲線的說明性的例子在圖3、6A、6B、和11-12中示出。當(dāng)所述接收的信號穿過所述檢測閾值時，檢測的事件被聲明。心電圖包括若干部分(經(jīng)常被稱作“波”)，根據(jù)公知的慣例，所述若干部分用包括P、Q、R、S、和T的字母標(biāo)記，每一個字母對應(yīng)于特定的生理事件。典型的是，設(shè)計檢測算法以感測R波，盡管任何部分，如果重復(fù)地被檢測，都可以被用于產(chǎn)生心跳速率。如果除了心臟速率外還使用形態(tài)學(xué)(形狀)分析，則所述系統(tǒng)可以捕獲和/或分析包括所述Q、R和S波的周期的部分，被稱為QRS波群?；颊叩男呐K周期的其它部分，諸如P波和T波，常常被視為不尋求估計心臟速率的目的的人為產(chǎn)物，盡管這并不必須是如此。可以在近場或遠場中執(zhí)行感測。心內(nèi)電圖由近場中產(chǎn)生的信號分量支配，而表面或皮下感測捕獲所述遠場中的信號。所述R波常常具有比心臟周期的其他部分更大的幅度，盡管這可以根據(jù)信號如何和從什么位置被感測和/或隨患者的生理機能而變化。通常，為了確定速率的目的，每個心臟周期只被計數(shù)一次。如果在單個心臟周期中，所述裝置聲明了多于一個的檢測的事件，則可以發(fā)生過度檢測(諸如雙重或三重檢測)。如果R波和拖尾T波兩者從單個心臟周期中被檢測，或者如果寬QRS波群被檢測兩次，則這可以發(fā)生。如果噪聲導(dǎo)致事件在沒有心臟事件已發(fā)生時被聲明，例如由于外部噪聲、起搏假象、骨骼肌噪聲、電療等，則過度檢測也可以發(fā)生。過度檢測可以導(dǎo)致心臟周期的過度計數(shù)。例如，如果一個心臟周期發(fā)生并且檢測算法聲明了多個檢測事件，則過度檢測已發(fā)生。如果心臟速率隨后通過計數(shù)這些檢測中的每一個而被計算，則過度計數(shù)發(fā)生。計算的心臟速率可以單獨或結(jié)合其它因素被使用以將心搏動分類為惡性的或良性的。通常基于這種分類做出治療決定。依賴于過度檢測的事件的過度計數(shù)可以導(dǎo)致錯誤的高速率計算。心臟速率的誤算可以導(dǎo)致不正確的治療決定并且，特別地，不正確的治療提供。然而，通過使裝置對接收的信號不敏感來簡單地阻止過度檢測可以引起感測不足，所述感測不足可以損害或延遲所需的治療的提供。說明性的實施例利用如圖1的高級功能性框圖所示的檢測方法。在此用下面提供的更詳細的例子來簡要地介紹該方法。所述說明性的方法利用如圖3、6A、6B、11、和/或12中的一個所示的檢測曲線。在圖1的說明性的例子中，當(dāng)檢測的事件彼此相似時，使用相對更敏感的檢測曲線，并且當(dāng)檢測的事件彼此不相似時，使用相對更不敏感的檢測曲線。如在步驟10處所示，將最近檢測的事件的峰值和前面的峰值相比較。所述說明性的例子使用在步驟10處的比較來將所述最近檢測的事件峰值歸類為相對于所述前面的峰值是相似的12或是不相似的14。步驟10處的比較可以采用下面的形式，例如aζNewPeakAmplitudeζτ~>AS-r~Γ>1ΛTV^SJDPnorPeakAmplitude其中A和B是預(yù)先確定的值。在所述說明性的例子中，如果上面的公式產(chǎn)生“真”的結(jié)果，則所述峰值是相似的；否則它們是不相似的。該公式的中間的比值被稱為峰值比。在說明性的例子中，A=0.8而B=1.2。在其它例子中，A可以在0.5-0.9的范圍中，而B可以在1.1-1.5的范圍中。相似/不相似分析的另外的例子在下面提供。如果所述最近檢測的事件峰值相似于前面的峰值，如在步驟12處所示的，“相似的”檢測曲線被應(yīng)用，如在步驟16處所示。另一方面，如果所述最近檢測的事件峰值不相似于前面的峰值，如在步驟14處所示，“不相似的”檢測曲線被應(yīng)用，如在步驟18處所示。相似的或不相似的檢測曲線的選擇修改了所述檢測方法的敏感度。在一個例子中，所述相似的檢測曲線比不相似的檢測曲線更敏感，如在步驟20A/20B處所示。在另一個例子中，相似的檢測曲線比不相似的檢測曲線更不敏感，如在步驟22A/22B處所示。被采用的相似的或不相似的檢測曲線16、18隨后被用于檢測下一個檢測曲線閾值越界，如在步驟M處所示。所述方法隨后通過A沈重復(fù)。在其中檢測曲線更敏感或更不敏感的例子在下面示出。簡言之，檢測曲線通常定義時間中給定點處的幅度，并且如果捕獲的信號超過檢測曲線定義的幅度，則發(fā)生檢測。通過提高或降低檢測曲線和/或修改檢測曲線的時間線，敏感度被提高或降低。在另一個實施例中，相似/不相似分析可以包括間隔規(guī)則。例如，當(dāng)兩次檢測之間的間隔較長時，雙重檢測的可能性降低。在說明性的實施例中，被相對長的間隔(例如，大于500毫秒)分開的兩個連續(xù)的檢測不經(jīng)歷相似/不相似分析，因為在長的間隔期間它們不大可能過度檢測。相反，當(dāng)大于預(yù)先確定的閾值的長度的間隔被識別時，相似的或不相似的檢測曲線中的一個或另一個自動地被采用。預(yù)期的是，本發(fā)明可以以若干種形式被具體化，至少包括可植入的心臟監(jiān)視系統(tǒng)和可植入的心臟刺激系統(tǒng)。說明性的皮下心臟刺激系統(tǒng)在圖2中示出。所述皮下系統(tǒng)相對于心臟30而被示出，并且包括被耦合到導(dǎo)線36的筒32。所述筒32容納用于執(zhí)行心搏動的分析以及用于提供刺激輸出的操作電路系統(tǒng)。罐電極(canelectrode)34被布置在所述筒32上。在一些實施例中，可以將筒32的表面(而不是分立電極34)作為電極。導(dǎo)線36包括3個說明性的電極，示為環(huán)電極38、線圈電極42、和尖頭電極(tip9electrode)40。這些電極38、40、42和所述罐電極34可以定義多個感測矢量，諸如V1、V2、V3并且，可選地，V4。如果期望，可以將一個或更多矢量VI、V2、V3、和V4選擇用作缺省感測矢量，例如，如在題為"用于在可植入的醫(yī)療器械中感測矢量選擇的系統(tǒng)和方法(SystemandMethodsforSensingVectorSelectioninanImplantableMedicalDevice)"的美國專利申請公開No.2007-0276445中所討論的。說明性的皮下系統(tǒng)還在美國專利No.6，647，292、和6，721，597、和7，149，575中示出。可以通過使用任選的電極對來施加刺激；一個說明性的例子使用所述罐電極34和線圈電極42來提供刺激。在又另一個實施例中，多個感測矢量可以同時地被使用。程序員44也被示出。通過廣為人知的方法，所述程序員可以被用于如期望的那樣配置植入系統(tǒng)。這些可以包括，例如，射頻或電感遙測通信。本發(fā)明不限于任何特定的硬件、植入位置或配置。相反，本發(fā)明意在作為對任何可植入的心臟監(jiān)視和/或治療系統(tǒng)的改進。本發(fā)明的實施例可以采用裝置或系統(tǒng)的形式，用來作為僅在皮下的、靜脈單腔或多腔的、心外膜的或血管內(nèi)的可植入的除纖顫器或監(jiān)視系統(tǒng)、或作為用于任何這類系統(tǒng)的方法。圖2略去了各種解剖標(biāo)志。將所示的說明性的系統(tǒng)植入被植入者的肋骨架(未示出)的外面。說明性地示出的位置將筒32大約放置在被植入者的左腋窩下、和心尖持平、導(dǎo)線36向胸骨中延伸并且隨后沿著胸骨左側(cè)向患者頭部延伸。例如，植入物可以相似于題為〃用于皮下電極插入的裝置和方法(ApparatusandMethodforSubcutaneousElectrodeInsertion)“的共同受讓的美國專利申請公開No.2006_012沈76中所示出的?？梢詫⑼?2放置在前部、側(cè)部、和/或后部位置，包括且不限于腋部、胸部、和胸下部位置，以及安放于患者軀干的左邊或右邊。所述導(dǎo)線36隨后可以被放置在多個合適的配置中的任何一個中，包括前后部結(jié)合、僅前部結(jié)合、經(jīng)靜脈的放置，或者其他血管放置。監(jiān)視系統(tǒng)的實施例可以是皮下植入的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)具有多個位于其上的電極的外殼，帶有或不帶有導(dǎo)線。土3-5提供了對檢測曲線和其使用的介紹。圖4中示出了將圖3的檢測曲線施加于捕獲的心臟信號，其示出了使用這種曲線的過度檢測。圖5示出了“估計峰值”的計算，所述“估計峰值”被用于產(chǎn)生由如圖3-4中示出的檢測曲線定義的幅度。應(yīng)該注意的是，為了簡化的目的，在此示出的檢測曲線使用已整流的信號而被示出。本領(lǐng)域的技術(shù)人員會認(rèn)識到，未整流的信號的檢測曲線也將有效地定義感測基線的負(fù)側(cè)上的檢測曲線。圖3在50處用其出于示意性的目的所標(biāo)出的部分示出了檢測曲線。所述檢測曲線包括不應(yīng)期，用交叉陰影示出。所述不應(yīng)期是跟隨閾值越界之后的初始時間階段。在不應(yīng)期期間，捕獲的信號數(shù)據(jù)可以被記錄和/或分析，但另外的檢測的事件不被聲明。跟隨不應(yīng)期是指數(shù)衰減階段，如所示的。所述指數(shù)衰減將所述檢測閾值從起始點隨著時間降低到所述裝置的感測基底。這種檢測曲線的一些問題在Perttu等人的美國專利No.5，709，215中被討論。所述“感測基底”可以由裝置的硬件限制和/或由裝置的周圍噪聲環(huán)境所限定。感測基底還可以以任何適合的方式被選擇。用于感測基底的值可以依據(jù)特定的可植入的心臟刺激系統(tǒng)的特性(例如，包括輸入電路、濾波器能力、電極位置和大小以及患者生理機能)而變化，如在此使用的、并且為了說明目的，每個不應(yīng)期期間的用于檢測曲線的所示高度代表了在那個時間心臟信號的“估計峰值”幅度。在工作中，所述被植入的裝置利用一個或更多前面的檢測的事件以評估心臟信號中的峰值的幅度。說明性的估計的峰值的計算在圖5中示出。在圖3的說明性的檢測曲線中，跟隨不應(yīng)期的指數(shù)衰減使用所述估計的峰值作為它的起始點。并且跟隨指數(shù)衰減曲線，從所述估計的峰值降到所述感測基底或一些其他選擇的值。圖4示出了在將圖3的檢測閾值，在64示出，施加到捕獲的心臟信號62期間可能出現(xiàn)的問題。在圖4中，不應(yīng)期由交叉陰影指示出，如在60、66、68、70、和72處所示。在60、66、和70處的不應(yīng)期覆蓋所述捕獲的信號62中的QRS波群；由于心臟信號的所期望的部分已被檢測，這些檢測可以被認(rèn)為是“準(zhǔn)確的”。T波在74、76、和78處示出。如可在74處所見的，跟隨不應(yīng)期60的T波不引起檢測，盡管它在幅度上接近于衰減檢測曲線64。在76處，下一個T波穿過所述衰減檢測曲線，導(dǎo)致后接不應(yīng)期68的檢測。T波76的檢測產(chǎn)生兩個潛在問題。首先，由于在單個心臟周期中發(fā)生兩次檢測(導(dǎo)致不應(yīng)期66、68)，因而過度檢測發(fā)生。第二，如圖5所示，T波76具有不同于所述捕獲的信號的R波的幅度，并且可以因此影響估計的峰值的計算。參考圖5，說明性的例子使用兩個前面的峰值的平均幅度作為“估計峰值”。如在80處所示，QRS波群的正確識別使得對估計峰值的計算成為可能，所述估計峰值是先前的兩個QRS波群的R波幅度的平均。然而，如82所示，作為第二峰值的T波的檢測引起對估計峰值的計算，所述估計峰值可能低于R波峰值?；氐綀D4，在68處所示的估計峰值是R波Rl和R2的幅度的平均，然而，70所示的估計峰值是R波R2和T波T2的幅度的平均。由于T波在幅度上低于R波，如70所示，跟隨T波76的估計峰值被降低，增加了另一個T波也引起閾值越界和檢測的可能性。在說明性例子中，T波78穿過所述檢測閾值，導(dǎo)致所述系統(tǒng)再一次聲明檢測的事件。因此T波76有助于T波78的過度檢測，并且T波的過度檢測成為自保持的情況。圖6A-6B示出了可以根據(jù)本發(fā)明的一些例子而被操縱的示意性的檢測曲線。參見圖6A，檢測曲線在90示出并且包括具有無應(yīng)答持續(xù)時間92的無應(yīng)答片段，所述無應(yīng)答片段后緊跟著使用估計峰值的CTl%作為其幅度并且使用CTl持續(xù)時間94的第一常數(shù)閾值片段(CTl)。跟在CTl之后的是使用估計峰值的CT2%作為其幅度并且使用CT2持續(xù)時間96的第二常數(shù)閾值片段(CD)。跟在CT2之后的是在估計峰值的幅度的CT2%開始并向所述感測基底衰減的指數(shù)衰減。對于圖6A的說明性的例子，至少可以利用以下變量來改變檢測曲線的敏感度持續(xù)時間92、94、或96；估計峰值的幅度CTl%>CT2%；指數(shù)衰減的起始點；和/或用于所述指數(shù)衰減的衰減的時間常數(shù)。在說明性的例子中，這些變量被單獨地或組合使用，響應(yīng)于檢測的事件峰值幅度之間識別的相似性或不相似性以提高或降低敏感度。例如，延伸持續(xù)時間92、94、96的任意一個會降低整體檢測曲線的敏感度。在一些實施例中，當(dāng)其他變量的組合被修改時，不應(yīng)期92保持固定。圖6B示出了另一個檢測曲線100。圖6B包括“動態(tài)基底”。所述動態(tài)基底是檢測曲線的被設(shè)為高于感測基底的選擇的值的組分，并且被用作檢測曲線的中間“基底”。說明性的動態(tài)基底被調(diào)用直到動態(tài)基底超時(DFTO)，此時所述檢測曲線開始向所述感測基底衰減。再次參見圖6B，檢測曲線100包括具有無應(yīng)答持續(xù)時間102的無應(yīng)答片段，該片段后接使用估計峰值的CTl%作為其幅度并且具有CTl持續(xù)時間104的第一常數(shù)閾值片段(CTl)。在CTl之后是使用估計峰值的CT2%作為幅度并且具有CT2持續(xù)時間106的第二常數(shù)閾值片段(CT2)。接下來是第一衰減周期，該周期從CTS%的幅度開始，并且在具有幅度DF%的動態(tài)基底結(jié)束，其中每個CT2%和DF%基于估計峰值。對于圖6B所示的例子，動態(tài)基底和DFT0108的引入提供了可以響應(yīng)于識別的相似性/不相似性而被修改的兩個附加的變量。盡管未顯示，在又另一個實施例中，可以將CT2省略以便第一衰減開始于CT1%、或其它一些預(yù)先確定的估計峰值的百分比、或甚至開始于與所述估計峰值不相關(guān)聯(lián)的常數(shù)。在另一個例子中，CT2被用作用于第一衰減周期的開始的占位符，并且被給予等于單個樣本周期的非常短的持續(xù)時間。盡管在圖6A-6B中示出指數(shù)衰減，任何適合的衰減形狀都可以被使用，例如，包括常數(shù)斜線衰減、或例如其它非指數(shù)函數(shù)。圖7A-7B示出了說明性的適配曲線，和對峰值幅度變化的系統(tǒng)級響應(yīng)。在圖7A中，第一檢測在120示出。檢測曲線通常以對應(yīng)于圖6B的檢測曲線的形式示出，盡管如圖6A中所示的檢測曲線也可以被使用。另外的檢測發(fā)生在122、124、和126。在圖7A的說明性例子中，檢測120的緊前面，存在連續(xù)的相似峰值(未示出)。如所指示出的，這導(dǎo)致包含相對短的CT1，和低的CT1%。如在130所示的，用這些參數(shù)，T波幾乎可以產(chǎn)生檢測閾值越界。在不應(yīng)期(再次顯示為交叉陰影線塊)期間，說明性的系統(tǒng)記錄峰值幅度。峰值在不應(yīng)期的下方以模數(shù)轉(zhuǎn)換(ADC)單位示出。ADC單位代表裝置中的模數(shù)轉(zhuǎn)換的輸出；在圖中，這些單位僅為幫助說明其它概念而示出。峰值被用來計算128處所示的峰比率。用于檢測120和122的峰比率是0.92、在這個說明性的例子中，大約0.8-1.2的峰比率被定義為指示“相似的”峰值，所以檢測120和122被認(rèn)為是相似的。其它范圍定義相似/不相似的峰比率，并且可以使用其它對相似/不相似的測量。跟隨檢測122的檢測曲線相似于跟隨檢測120的檢測曲線，因為檢測120的前面的峰值幅度相似于緊鄰其前的峰值幅度(前面的峰值未示出)。跟隨檢測122的T波132引起過度檢測124。T波132的峰值低于檢測122的R波峰值。這些峰值產(chǎn)生0.7的峰比率，對于所述例子，該峰比率落在定義“相似的”峰比率的范圍外(0.8-1.2被認(rèn)為是“相似的”)。如所示的系統(tǒng)具有一個事件的內(nèi)置延遲，所以接在過度檢測IM之后的檢測使用“相似的”檢測曲線。然而，與事件120、122、和IM相反，在1處檢測的事件被基于“不相似的”檢測曲線參數(shù)的檢測曲線所跟隨。這導(dǎo)致修改，如指示的，包括延長的CTl的持續(xù)時間和更高的CT1%。因此，在134處所示的T波不引起檢測閾值越界，并且對于T波134沒有檢測的事件被聲明。考慮不相似的峰值幅度的修改防止了圖7A中所示的說明性例子中12的繼續(xù)的過度檢測。在說明性例子中，圖7A利用以下檢測曲線參數(shù)(％表示估計峰值的百分比)；不相似相似無應(yīng)答200ms200msCTl%95%80%CTl持續(xù)時間350ms200msCT2%50%50%CT2持續(xù)時間4ms4msDF%50%37.5%DFTO從無應(yīng)答的起始72從圖7A，DF%和DFTO的包含是不明顯的并且，如果期望，這些可以在一些實施例中省略。用于衰減的時間常數(shù)可以是任何適合的值。在說明性的例子中，用于上述參數(shù)的衰減的時間常數(shù)處于400毫秒的范圍內(nèi)。這些參數(shù)的另外的變化和范圍在下面提供。圖7B用更多所示的檢測的事件示出了當(dāng)其繼續(xù)時的分析，起始在左邊，檢測的事件150與使用“相似的”檢測曲線配置的檢測曲線相關(guān)聯(lián)。這導(dǎo)致檢測152處所示的拖尾T波的過度檢測。如在IM處所示，在下一個檢測之后，T波的檢測152導(dǎo)致估計峰值的減小(再次，估計的峰值被示為代表不應(yīng)期的交叉陰影線塊的高度)。然而，被認(rèn)為和峰值150有關(guān)的過度檢測152導(dǎo)致了對0.63的峰比率的計算(峰比率在162處被示出)。如線/箭頭164所指示的，低的峰比率引起了隨著在巧4處的檢測，對“不相似的”檢測曲線配置的使用。這個說明性的例子中的延遲是基于硬件環(huán)境，在該硬件環(huán)境中，與給定的不應(yīng)期相關(guān)聯(lián)的峰值不被解讀為峰值直到給定的不應(yīng)期結(jié)束之后?？煽紤]的是，在一些硬件環(huán)境中，峰值和峰比率可以實時地被發(fā)現(xiàn)，以便避免單心跳延遲。在這樣的例子中，可以在檢測152的不應(yīng)期期間或之后引入“不相似的”配置。一旦隨著檢測154引入“不相似的”配置，檢測曲線將成功地忽略下一個T波160。在156處所示的下一個檢測，仍然是由R波引起的準(zhǔn)確的檢測。因為在152處的T波檢測在高度上不相似于在154(以及150)處的檢測，1.57的峰比率引起了檢測156之后的“不相似的”配置的繼續(xù)使用。再次，檢測曲線成功地忽略T波。檢測158跟隨其后。如線/箭頭166所指示的，檢測154和156(1.01的峰比率)的峰值的相似性引起了對更多敏感的“相似的”配置的再使用。如在168處所示，跟在檢測158之后的T波被檢測?！安幌嗨频摹睓z測曲線配置將再次被引入。如這個說明性例子中所示的，在過度檢測被避免的時間階段期間，相似的峰值發(fā)生并且更多與相似的峰值相關(guān)的、敏感的檢測曲線配置被引入。因此，周期就可以發(fā)展，在所述周期中，裝置在不相似的檢測曲線配置和相似的檢測曲線配置之間轉(zhuǎn)變。說明性的檢測圖形帶來4個檢測的集合，在該集合中，出現(xiàn)了3個R波和1個過度檢測的T波。如果實際心臟速率是lOObpm，則對每個T波的連貫的過度檢測(例如，如圖4中所示的)將產(chǎn)生200bpm的計算的速率。對于相當(dāng)大量的ICD植入的候選患者，200bpm的心跳速率可以被認(rèn)為是快速心律失常，并且可能產(chǎn)生不適當(dāng)?shù)闹委煹娘L(fēng)險。然而，圖7B的例子將計算出大約13:3bpm的速率，這不大可能引起不適當(dāng)?shù)闹委煛Ｈ绻谕?，計?shù)器或其他滯后工具可以被用于減緩“相似的”和“不相似的”檢測曲13線配置之間的循環(huán)。在說明性的例子中，在引入不同的檢測曲線配置之前，檢測曲線配置一旦被引入，其將被用于一些預(yù)先確定數(shù)量的檢測。例如，通過在一個不同的檢測曲線配置可能被調(diào)用之前使用檢測曲線配置，至少將發(fā)生5個檢測。在另一個例子中，滯后可以是“單邊的”，這就是說，只有當(dāng)一個“相似的”或“不相似的”配置被引入時，滯后可以應(yīng)用。在圖7B的例子中，沒有附加的滯后被提供，以避免對惡性快速心律失常(諸如心室顫動)的延遲的識別。圖8是可植入的醫(yī)療器械中的心臟信號分析的說明性例子的流程圖。圖8的說明性的例子包括了在200處所示的檢測循環(huán)，在該循環(huán)中，將輸入的信號過濾、放大、并且抽樣，如在202處所示。如果期望，可以將信號在塊202中整流。如在步驟204處所示的，將樣本隨后與由檢測曲線定義的閾值進行比較。如在206處所示的，一旦發(fā)生閾值越界，就退出檢測循環(huán)200并且聲明檢測的事件。如果形態(tài)學(xué)分析被使用，當(dāng)檢測的事件被聲明206，可以采取不同的步驟來定義與檢測的事件相關(guān)聯(lián)的樣本窗口，例如，像在題為〃MethodforDefiningSignalTemplatesinImplantableCardiacDevices"的、共同受讓的公開號為2006-0116595的美國專利申請、現(xiàn)為專利號為7，376，458的美國專利中，和/或標(biāo)題為〃MethodandApparatusforBeatAlignmentandComparison"的、共同受讓的公開號為2006-0116725的美國專利申請、現(xiàn)為專利號為7，477，935的美國專利中所討論的。接下來，如在208所示，初步分析被執(zhí)行。這可以包括，例如，在題為〃MethodandDevicesforPerformingCardiacWaveformAppraisal“的、;^I^Jgih的I禾1為7，248,921的美國專利中所討論的波形評估。如果初步分析208顯示了檢測的事件206似乎不是心臟事件(或心臟事件被大量噪聲所遮蔽/覆蓋)，則檢測的事件206被識別為可疑事件，并且與檢測的事件206相關(guān)的數(shù)據(jù)被丟棄，所述方法隨之退回到檢測循環(huán)200，使用和之前所使用的相同的檢測參數(shù)。在一些實施例中，步驟208可以被忽略。如在210所示，如果初步分析208被通過，則心律分析被執(zhí)行。心律分析可以包括任何數(shù)量的步驟/方法。一個說明性的例子使用計算的心臟速率和/或形態(tài)學(xué)分析來產(chǎn)生檢測的事件標(biāo)記，該標(biāo)記指示給定的檢測事件是否是“可電擊的”或“不可電擊的”。形態(tài)學(xué)分析可以包括，例如，比較存儲的或動態(tài)變化的模板(例如，使用相關(guān)波形分析)、QRS寬度分析、和/或其他基于形狀的分析?？呻姄舻?不可電擊的標(biāo)記的緩存可以被維護為X/Y計數(shù)器。如果預(yù)先確定的X/Y比率被滿足，則χ/Υ計數(shù)器指示治療。例如，18/M閾值可以被使用，其中，如果對個前面的檢測事件中通過了初步分析的18個是“可電擊的”，則X/Y計數(shù)器指示治療。短語“指示治療”意在表示被植入的設(shè)備已經(jīng)識別到可治療的狀況，并且因此指示患者可能需要治療。此外，可以考慮一個或更多持續(xù)存在性的因子。通過對閾值數(shù)量的連續(xù)的檢測事件判斷X/Y計數(shù)器是否指示治療，可以觀察到持續(xù)性存在。持續(xù)存在性分析的說明性WMi^^￠11“MethodforAdaptingChargeInitiationforanImplantableCardioverter-defibrillator"的、共同受讓的公開號為2006-0167503的美國專利申請中。例如，對于連續(xù)迭代的最小數(shù)量N(持續(xù)存在性因子)，持續(xù)存在性因子(如果已包括)可以調(diào)用X/Y計數(shù)器來指示治療。當(dāng)非持久的心動過速被識別，持續(xù)性因子可以被遞增以避免電擊非持久的心律。在一個例子中，初始N=2，并且如果/當(dāng)發(fā)生非持久的心動過速，其被以3的步頻增加。這些方法是說明性的并且不要求特定的步驟來執(zhí)行心律分析210。除非檢測被暫停(例如，檢測可以在刺激提供期間或之后不久被暫停，或在與植入物的遙感通信期間由醫(yī)生暫停)，所述方法還執(zhí)行步驟來為回歸到檢測循環(huán)200做準(zhǔn)備。如在212所示，這些步驟可以包括確定是否觀察到相似的或不相似的檢測事件峰值。分析的結(jié)果在步驟212決定用于在步驟214中設(shè)置檢測曲線的檢測曲線配置。如在步驟214中所配置的，檢測曲線隨后被用于回歸到檢測循環(huán)200。上述“相似的”和“不相似的”檢測曲線配置的例子可以用在步驟214中來修改檢測曲線。如圖7A的例子所示，步驟214可以降低持續(xù)過度檢測的可能性。這可以反過來增加心律分類的準(zhǔn)確度。如圖7B所示，即使有了步驟214，過度檢測仍可以發(fā)生，然而，因為修改可以降低過度檢測發(fā)生的頻率，所以所述方法有助于避免不正確的治療決定。圖9是另一個可植入的醫(yī)療器械中的心臟信號分析的說明性例子的流程圖。包括過濾、放大、和抽樣的步驟252、以及將捕獲的信號和閾值進行比較的步驟254的檢測循環(huán)250再次示出。如在256所示，閾值越界引起退出檢測循環(huán)250，并且檢測的事件被聲明。初步分析258被再次執(zhí)行，像以前一樣，噪聲的或可疑的事件識別引起回歸到檢測循環(huán)250。如在260所示，如果初步分析塊258被通過，則所述方法通過計算心臟速率繼續(xù)。如在262所指出的，在一些說明性的例子中，可以在計算心臟速率之前執(zhí)行雙重檢測分析。如果期望，塊262可以被忽略。如在264所示，如果心臟速率相對高，則回歸到步驟260，所述方法通過執(zhí)行額外的雙重檢測分析而繼續(xù)。在264處的雙重檢測分析可以是不同的，并且是對除在262所指出的分析的補充之外。雙重檢測分析沈2、264可以包括任何適合的用于識別雙重檢測的方法0一些歹Ij子可以在題為〃MethodsandDevicesforIdentifyingandCorrectingOverdetectionofCardiacEvents"的、申請?zhí)枮?1/051，332的美國臨時專利申請中找到。以下是可能發(fā)生在方塊262或沈4中的分析的例子-為檢測的事件和相關(guān)模板識別高-低-高相關(guān)圖形；-識別多個寬心臟波群檢測導(dǎo)致的雙重檢測，所述識別可以包括對多對檢測事件是否在時間上非常接近彼此并且是否具有特定的形狀特性的觀察。-識別檢測的事件之間的長-短-長間隔圖形如果期望，在步驟沈2、沈4中，可以取而代之使用對雙重檢測(或其他過度檢測，諸如三重檢測)的識別的其他因素。跟在塊264之后，心律分析如266所示被執(zhí)行。接下來，如在268所示，檢測曲線使用又另一個檢測曲線配置而被設(shè)置，當(dāng)計算的速率(步驟260)相對高(圖11-12示出了例子)時，該配置被使用。所述方法隨后在A270處迭代。如在272所示，如果心臟速率相對低，則所述分析確定檢測事件峰值是相似的還是不相似的。如在274所示，所述方法使用相似性/不相似性信息設(shè)置檢測曲線。所述方法接下來經(jīng)由塊A270回歸到檢測循環(huán)250。在說明性的例子中，“相對低”和“相對高”的速率基于檢測的事件之間的間隔的平均值而被計算，所述檢測的事件是通過初步分析258，并且如果已包括，在262雙重檢測分析首先通過。15在說明性的例子中，當(dāng)小于大約148bpm的心臟速率由從檢測事件之間的4個間隔的平均值而被計算出時，計算的速率是低的。而此外在說明性的例子中，當(dāng)大于大約167bpm的心臟速率被計算出時，計算的速率是高的。在例子中，這些值可以位于滯后帶的任意一邊，在其中，“高”和“低”速率的特性取決于用于前面的檢測事件的速率的特性。因此，在說明性的例子中，如果新近計算的速率是15^pm，并且前面的速率被定性為“高”，則所述速率再次被定性為“高”?？梢允褂闷渌案摺焙汀暗汀钡亩x，和/或這些值可以在遙感期間被編程。在說明性的例子中，對于高速率，步驟268處不使用對檢測曲線的考慮了相似性和不相似性的修改。圖10提供的例子示出了對“不相似的”檢測曲線的調(diào)用如何減緩對心室顫動的識別。圖11提供了可以用在圖9的實施例中的參數(shù)集的說明性的例子，以定義檢測曲線?？焖贆z測曲線參數(shù)的加入可以避免對圖10中所示的惡性心律的識別中的延遲。圖12提供了更加詳細的例子。當(dāng)計算的速率相對高時，圖9的說明性的方法使用計算開銷大的“增強分析”(在方塊264和沈6)，并且當(dāng)計算的速率相對低時，使用更簡單的計算。已經(jīng)在上面相對于圖7B討論了一個例子具有固有速率為每分鐘100個心臟周期的心臟心律包括引起過度檢測的相對大的T波。周期性的對“不相似的”檢測曲線配置的調(diào)用忽略了大多數(shù)T波，如果每個T波被計數(shù)，則會產(chǎn)生13;3bpm而不是200bpm的計算結(jié)果。在例子中，峰值比率計算允許使用檢測曲線修改以減少對計算開銷更大的工具的依賴，潛在地減少了功率消耗。圖10示出了使用在心室顫動開始期間的使用檢測曲線的說明性例子的檢測。檢測在300示出，具有發(fā)生在不應(yīng)期期間的R波峰值，并且檢測曲線容易地忽略了后續(xù)的T波。為了說明性的目的，使用“相似的”峰值參數(shù)定義跟在檢測300之后的檢測曲線。如在302所示，心臟心律轉(zhuǎn)移為被快速移動、低幅度峰值特征化的心室顫動(VF)。VF峰值的第一檢測發(fā)生在304。用于檢測304的幅度相對于峰值300顯著地減少?；谠?00的檢測與前面的峰值的比較，系統(tǒng)繼續(xù)使用相同的“相似的”峰值參數(shù)。隨著對于若干VF峰值發(fā)生檢測不足或“失落”，另一個峰值在306被檢測到。如所示的，基于在檢測300的峰值和檢測304的峰值之間的差異，“不相似的”參數(shù)跟在檢測306之后被使用。由于兩個前面的檢測的取平均，用于檢測306的估計峰值仍然比當(dāng)前峰值高相當(dāng)多。繼續(xù)經(jīng)過圖10，可以見到的是，VF峰值在308被捕獲，并且在312被后接另一個檢測的VF峰值。本質(zhì)上，當(dāng)幅度更低的信號被捕獲時，對估計峰值的測量允許檢測曲線通過降低檢測曲線的最高部分的幅度來追隨(chasedown)VF信號。VF常常在幅度上是不連續(xù)的，并且基線可以偏移(wander)。作為結(jié)果，由于VF的固有可變性，使用“不相似的”曲線可以產(chǎn)生附加的與檢測相關(guān)的問題。例如，檢測312的峰值比檢測308的峰值更高。如在314所示，所述可變性產(chǎn)生指示峰值是“不相似的”峰值比率。如在316所示，所述不相似的曲線隨后被引用。因為在這個說明性例子中的不相似的曲線比相似的曲線相對地更不敏感，這可以如所示的延遲后續(xù)的檢測。一個或更多心臟周期隨后可以不被檢測地通過被植入的裝置。如在314所示，由于峰值312不相似于后續(xù)峰值，更多的檢測不足可能跟隨其后。在320，圖的上部指示檢測間隔，如在322所見的，由不相似的檢測曲線配置產(chǎn)生相對長的間隔，如果若干間隔的平均值被用于估計被植入者的心臟速率，則檢測不足引起的長間隔可以使幾個計算陷入問題。至少由于這個原因，圖9的方法可以并入圖12中示出的快速檢測曲線1070。圖11示出了用于說明性例子的檢測曲線配置集。檢測曲線包括具有相似的和不相似的變化400、410的慢速曲線，和具有相似的和不相似的變化的快速曲線420。在快速曲線420上的變化被一起示出以簡化示圖。在圖11中，將曲線按比例繪制來示出持續(xù)時間上的差異和幅度相對比例上的差異。不應(yīng)期用交叉陰影線示出，并且具有和估計的峰值相對應(yīng)的高度。在說明性的例子中，“慢速”意味著小于大約147bpm，“快速”意味著大于大約167bpm，并且按照相似于上面參照圖9所說明的方式，在兩者之間使用滯后帶。在其他例子中，所述滯后帶可以更大、更小、或被忽略?！奥佟钡纳辖缈梢允?00-200bpm范圍內(nèi)的任何位置，而“快速”的下界可以在例如120-240bpm的范圍內(nèi)。如果期望，這些值還可以被進一步修改。說明性的慢速相似的曲線400用于當(dāng)被植入者的計算心率相對慢，并且選擇的一對檢測事件的峰值幅度是彼此相似的時。說明性的例子使用200毫秒不應(yīng)期，其后接200毫秒幅度為估計峰值的80%的第一常數(shù)閾值期間，其后接4毫秒幅度為估計峰值的50%的第二常數(shù)閾值期間，其后接起始幅度為估計峰值的50%、并且使用400毫秒的時間常數(shù)衰減至估計峰值的37.5%的第一時間衰減部分。說明性的慢速相似的曲線400的第一時間衰減部分結(jié)束于從不應(yīng)期開始后720毫秒，并且后接起始幅度是估計峰值的37.5%、并且使用400毫秒的時間常數(shù)衰減至檢測基底的第二時間衰減部分。說明性的慢速不相似的曲線410用于當(dāng)被植入者的計算速率相對慢，并且選擇的一對檢測事件的峰值幅度彼此不相似時。說明性的例子使用200毫秒不應(yīng)期，其后接350毫秒幅度為估計峰值的95%的第一常數(shù)閾值期間，其后接具有4毫秒幅度為估計峰值的50%的持續(xù)期間的第二常數(shù)閾值期間。所以第一“衰減”期間實際上被用作第二常數(shù)閾值期間的繼續(xù)，因為由于閾值保持在估計峰值幅度的50%直到第一衰減期間過期故不存在衰減，所述過期發(fā)生在不應(yīng)期開始之后720毫秒。第二時間衰減部分跟在其后，起始于估計峰值幅度的50%，并且使用400毫秒的時間常數(shù)衰減至檢測基底。說明性的快速曲線420用于當(dāng)被植入者的計算心率相對快時。對于有效的示圖，相似的和不相似的曲線都在420示出。在說明性的例子中，快速曲線420包括156毫秒不應(yīng)期，其后接具有80毫秒持續(xù)時間并且幅度為估計峰值的60%的第一常數(shù)閾值部分。所述第一常數(shù)閾值期間后接第二常數(shù)閾值期間，其具有4毫秒的持續(xù)時間以及響應(yīng)于相似性/不相似性而變化的幅度。動態(tài)基底也被定義在和第二常數(shù)閾值期間相同的幅度，以便第一“衰減”時間期間實際上并不衰減。當(dāng)相似的峰值被識別時，對于第二常數(shù)閾值期間和動態(tài)基底，快速曲線420使用估計峰值的37.5%。當(dāng)不相似的峰值被識別時，對于第二常數(shù)閾值期間和動態(tài)基底，所述快速曲線420使用估計峰值的50%。曲線被概括于此權(quán)利要求1.一種可植入的心臟刺激裝置(ICSD)，所述可植入的心臟刺激裝置(ICSD)包括容納操作電路系統(tǒng)的筒，所述操作電路系統(tǒng)被配置為執(zhí)行心臟信號分析以及被配置為提供心臟刺激；鉛電極組件，所述鉛電極組件被耦合到所述筒并且操作性地被耦合到所述操作電路系統(tǒng)；其中，所述操作電路系統(tǒng)被配置為執(zhí)行心跳檢測方法，所述方法包括當(dāng)被植入患者中時從所述電極捕獲電信號；在所述捕獲的電信號中使用檢測曲線識別事件，所述檢測曲線提供具有用來與所述捕獲的信號比較的閾值配置的閾值，以便當(dāng)所述捕獲的信號超過所述閾值時，檢測的事件被聲明；將第一檢測的事件的峰值幅度與第二檢測的事件的峰值幅度相比較，以確定所述第一和第二事件是相似的還是不相似的；以及如果所述第一和第二事件是相似的，則使用第一閾值配置來檢測隨后的事件；或者如果所述第一和第二事件是不相似的，則使用第二閾值配置來檢測隨后的事件，其中所述第二閾值配置的敏感度不同于所述第一閾值配置的敏感度。2.如權(quán)利要求1所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)進一步被配置使得所述第一閾值配置定義比所述第二閾值配置更敏感的檢測閾值。3.如權(quán)利要求1所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)進一步被配置使得所述第一閾值配置定義比所述第二閾值配置更不敏感的檢測閾值。4.如權(quán)利要求1所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)也被配置為執(zhí)行包括以下步驟的節(jié)律分析方法將檢測的事件識別和標(biāo)記為可電擊的或不可電擊的；保持X/Y計數(shù)器，所述X/Y計數(shù)器指示在一組檢測的事件中有多少檢測的事件被標(biāo)記為可電擊的；確定所述X/Y計數(shù)器是否指示惡性節(jié)律正在發(fā)生，并且如果是，則確定所述惡性節(jié)律是否已持續(xù)了預(yù)先確定數(shù)量的，即N個，連續(xù)的事件；如果所述X/Y計數(shù)器指示惡性節(jié)律，并且所述惡性節(jié)律已持續(xù)了所述預(yù)先確定數(shù)量的，即N個，連續(xù)的事件，則所述操作電路系統(tǒng)仍被進一步配置為在為提供刺激的準(zhǔn)備中開始將電容充電到治療電壓。5.如權(quán)利要求1所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)進一步被配置使得所述第一和第二閾值配置定義至少下列時間周期不應(yīng)期，在所述不應(yīng)期期間檢測的事件不被聲明；具有持續(xù)時間CTD和幅度CTA的常數(shù)閾值時間周期；以及延遲時間周期，在所述延遲時間周期期間所述閾值隨時間從起始幅度DTA變化；并且進一步其中所述第一閾值配置具有比所述第二閾值配置更長的CTD以及更高的CTA和DTA。6.如權(quán)利要求5所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)被配置使得所述用于CTA和DTA的值被定義為用于在檢測的事件中識別的峰值的估計峰值的百分比。7.如權(quán)利要求1所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)進一步被配置使得所述第一和第二閾值配置定義至少下列時間周期不應(yīng)期，在所述不應(yīng)期期間檢測的事件不被聲明；具有持續(xù)時間CTD和幅度CTA的常數(shù)閾值時間周期；具有起始幅度TSA、最終幅度TFA和最大持續(xù)時間MD的時間周期期間；以及第二延遲時間周期，在所述第二延遲時間周期期間所述閾值隨時間從延遲起始幅度DSA變化到用于所述裝置的噪聲基底；并且進一步其中所述第一閾值配置具有比所述第二閾值配置更長的CTD以及更高的CTA、TSA和TFA。8.一種在被配置為從植入的位置檢測心臟事件的可植入的心臟刺激系統(tǒng)中操作的方法，所述方法包括第一檢測閾值曲線和第二檢測閾值曲線，兩者都用于檢測心臟事件，包括事件檢測的相似/不相似方法的所述方法包括使用所述檢測閾值曲線中的一個檢測第一檢測的事件；確定所述第一檢測的事件是否相似于或不相似于前面的檢測的事件的幅度；以及如果所述第一檢測的事件相似于前面的檢測的事件的所述幅度量度，則使用所述第一檢測閾值曲線來檢測至少一個隨后的事件；或者如果所述第一檢測的事件不相似于前面的檢測的事件的所述幅度量度，則使用所述第二檢測閾值曲線來檢測至少一個隨后的事件；其中所述第一和第二檢測閾值曲線在敏感度上不同。9.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，其中所述第一檢測閾值曲線比所述第二檢測閾值曲線更敏感。10.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，其中所述第一檢測閾值曲線比所述第二檢測閾值曲線更不敏感。11.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，其中用在所述事件檢測的相似/不相似方法中的所述檢測閾值曲線包括不應(yīng)期，在所述不應(yīng)期期間沒有事件被聲明；具有幅度CTA和持續(xù)時間CTD的常數(shù)閾值周期；具有起始幅度DPSA以及處于用于所述系統(tǒng)的感測基底的結(jié)束幅度的延遲周期；其中所述第二檢測閾值曲線具有比所述第一檢測閾值曲線更高的CTA和DPSA以及更長的CTD。12.如權(quán)利要求11中所述的方法，其特征在于，其中每一個用在所述相似/不相似方法中的所述檢測閾值曲線均包括中間周期，所述中間周期在所述常數(shù)閾值周期之后并在所述延遲周期之前，并且具有起始幅度IPSA和結(jié)束幅度IPEA，以便用于所述第一檢測閾值曲線的IPSA和IPEA小于用于所述第二檢測閾值曲線的IPSA和IPEA。13.如權(quán)利要求12所述的方法，其特征在于，其中當(dāng)超過速率閾值的事件速率被識別時，快速率檢測閾值曲線也是可獲得的，用于所述系統(tǒng)中。所述快速率檢測閾值曲線包括不應(yīng)期、常數(shù)閾值周期和延遲周期，但沒有中間周期；以及用于所述快速率檢測閾值曲線比用于在所述相似/不相似方法中使用的所述檢測閾值曲線的CTA和DPSA更低并且RPD和CTD更短。14.如權(quán)利要求13所述的方法，其特征在于，所述方法還包括評估所述被植入者的心臟速率；確定是否使用所述快速率檢測閾值曲線，并且如果是，則使用所述快速率檢測閾值曲線以檢測心臟事件并且激活識別過度檢測的心臟事件的方法；否則使用所述相似/不相似方法以檢測心臟事件。15.如權(quán)利要求14所述的方法，其特征在于，其中所述相似/不相似方法還包括從四個檢測曲線中進行選擇，用于在第一速率區(qū)間中使用的所述第一和第二檢測曲線，以及用于在第二速率區(qū)間中使用的第三和第四檢測曲線，所述第一和第二速率區(qū)間兩者均低于所述快速率導(dǎo)致使用所述快速率檢測閾值曲線，其中所述相似/不相似方法使用檢測事件的幅度相似性/不相似性在所述第三和第四檢測曲線之間進行選擇。16.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，所述方法還包括確定是否高速率惡性心臟情況正在發(fā)生，并且如果是，則提供電刺激給所述患者以將所述高速率惡性心臟情況轉(zhuǎn)換為非惡性情況。17.—種包括容納被耦合到多個電極的操作電路系統(tǒng)的筒的可植入的心臟刺激裝置(ICSD)，所述筒被耦合到鉛電極組件，所述鉛電極組件被布置在其上的多個電極中的至少一些，所述操作電路系統(tǒng)被配置為執(zhí)行方法，所述方法包括當(dāng)被植入到患者中時，通過捕獲電信號并且將捕獲的電信號與檢測閾值相比較來檢測心臟事件；確定第一檢測的事件是否在幅度上相似于第二檢測的事件；基于所述第一檢測的事件是否在幅度上相似于所述第二檢測的事件，選擇檢測閾值配置，用于在隨后的事件檢測中使用，其中-如果所述第一和第二檢測事件在幅度上相似，則選擇第一檢測閾值配置；-如果所述第一和第二檢測的事件在幅度上不相似，則選擇第二檢測閾值配置；以及使用由所述選擇的檢測閾值配置和所述估計的峰值幅度定義的檢測閾值來檢測隨后的事件。18.如權(quán)利要求17所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)被配置使得所述第一檢測閾值配置具有比所述第二檢測閾值配置更高的敏感度。19.如權(quán)利要求17所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)進一步被配置為在所述方法中包括以下步驟基于各個檢測的事件是否在幅度與另一個相似或不相似，通過重復(fù)地選擇檢測閾值配置來檢測多個檢測的事件；確定多個檢測的事件是否指示所述患者的高速率情況，并且如果是，則聲明高速率情況并且選擇用于在所述高速率情況下在檢測事件中使用的第三檢測閾值配置；繼續(xù)檢測事件，如果在所述高速率情況下使用所述第三檢測閾值配置直到所述高速率情況被發(fā)現(xiàn)已終止；或者所述患者的心臟情況被發(fā)現(xiàn)是惡性的，基于此所述ICSD準(zhǔn)備并且提供心臟治療以終止所述惡性情況。20.一種可植入的心臟刺激裝置(ICSD)，所述可植入的心臟刺激裝置(ICSD)包括容納操作電路系統(tǒng)的筒，所述操作電路系統(tǒng)被耦合到多個電極，所述筒被耦合到鉛電極組件，所述鉛電極組件具有被布置于其上的所述多個電極中的至少一些，所述操作電路系統(tǒng)被配置為執(zhí)行方法，所述方法包括當(dāng)被植入到患者中時，使用所述多個電極中的至少一些來捕獲心臟信號；通過使用所述捕獲的信號與檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)的比較，從所述捕獲的心臟信號檢測檢測的事件，其中通過參考前面的檢測的事件是相似于或是不相似于存儲的數(shù)據(jù)，所述檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)為給定的檢測的事件而被產(chǎn)生；如果所述檢測的事件為所述患者指示心臟速率超過預(yù)先確定的閾值，則聲明過速開情況；當(dāng)所述過速開情況被聲明時，確定所述患者的心臟節(jié)律是否是惡性的，并且如果是，則向所述患者提供心臟刺激。21.如權(quán)利要求20所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)進一步被配置使得所述檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)被產(chǎn)生，通過如果緊前面的檢測的事件相似于所述存儲的數(shù)據(jù)，則使用第一檢測閾值配置以產(chǎn)生所述檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)；以及如果緊前面的檢測的事件不相似于所述存儲的數(shù)據(jù)，則使用第二檢測閾值配置以產(chǎn)生所述檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)；其中所述第一檢測閾值配置比所述第二檢測閾值配置更敏感。22.如權(quán)利要求20所述的ICSD，其特征在于，其中所述操作電路系統(tǒng)進一步被配置使得所述檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)被產(chǎn)生，通過如果緊前面的檢測的事件相似于所述存儲的數(shù)據(jù)，則使用第一檢測閾值配置以產(chǎn)生所述檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)；以及如果緊前面的檢測的事件不相似于所述存儲的數(shù)據(jù)，則使用第二檢測閾值配置以產(chǎn)生所述檢測閾值標(biāo)準(zhǔn)；其中所述第一檢測閾值配置比所述第二檢測閾值配置更不敏感。23.如權(quán)利要求20所述的ICSD，其特征在于，其中操作電路系統(tǒng)進一步被配置使得所述第一和第二檢測閾值配置包括具有持續(xù)時間的不應(yīng)期；具有幅度和持續(xù)時間的第一相對高的閾值時間周期；具有起始幅度、結(jié)束幅度和持續(xù)時間的第一延遲周期；以及具有起始幅度的第二延遲周期；其中所述第二延遲周期跟隨所述第一延遲周期，所述第一延遲周期跟隨所述第一相對高的閾值時間周期，所述第一相對高的閾值時間周期跟隨所述不應(yīng)期；以及其中，用于所述第一檢測閾值配置的所述不應(yīng)期和所述第一相對高的閾值時間周期的所述合并的持續(xù)時間比用于所述第二檢測閾值配置的所述不應(yīng)期和所述第一相對高的閾值時間周期的所述合并的持續(xù)時間更短。24.—種可植入的心臟刺激裝置中的事件檢測的方法，所述可植入的心臟刺激裝置具有適宜于植入患者中的多個電極，所述方法包括從所述電極捕獲電信號；將捕獲的電信號與跟隨檢測曲線隨時間變化的檢測閾值相比較；當(dāng)所述捕獲的電信號穿過所述檢測閾值時，聲明檢測的事件；確定這些條件中的任一個是否被滿足a)所述檢測的事件相似于前面的檢測的事件，或者b)是否所述檢測的事件被超過間隔閾值的間隔從緊前面的檢測的事件分開；以如下方式從選擇的檢測曲線的第一和第二變體之間選擇，用于在隨后的事件檢測中使用如果b)被滿足，則選擇所述第一變體；如果b)未被滿足，而a)被滿足，則選擇所述第一變體；以及否則選擇所述第二變體；以及使用所述選擇的檢測曲線的所述選擇的變體檢測隨后的心臟事件。25.如權(quán)利要求24所述的方法，其特征在于，其中通過從多個檢測曲線中進行選擇來選擇所述被選擇的檢測曲線，每個所述檢測曲線均對應(yīng)于下列項中的一個用于患者的計算的心跳速率范圍；以及所述裝置的電擊后狀態(tài)。全文摘要用于植入的心臟監(jiān)視和治療裝置(諸如可植入的心律轉(zhuǎn)變器除纖顫器)中的信號分析的方法、系統(tǒng)、和裝置。在一些說明性的例子中，檢測的事件被分析以識別檢測的事件幅度的變化。當(dāng)檢測的事件幅度彼此不相似時，可以調(diào)用第一組檢測參數(shù)，并且，當(dāng)檢測的事件幅度彼此相似時，可以調(diào)用第二組檢測參數(shù)。附加的方法確定所述計算的心率是“高”還是“低”，并且隨后當(dāng)所述計算的心率是高時，可以選擇使用第三組檢測參數(shù)。文檔編號A61B5/0452GK102056646SQ200980116886公開日2011年5月11日申請日期2009年3月6日優(yōu)先權(quán)日2008年3月7日發(fā)明者J·A·瓦倫,R·桑赫拉,S·帕爾雷迪,V·阿拉瓦塔姆申請人:卡梅倫保健公司