本公開總體上涉及可植入醫(yī)療設(shè)備，并且更具體地涉及用于在醫(yī)療設(shè)備中辨別心律失常和遞送治療的裝置和方法。
背景技術(shù)：
：：可植入醫(yī)療設(shè)備通過遞送用于對心臟進行復(fù)律或除顫的抗心動過速起搏治療和電擊治療可用于治療心臟快速性心律失常。這種設(shè)備(通常稱為可植入復(fù)律除顫器或“ICD”)感測來自心臟的電活動，確定患者的心率，并且根據(jù)數(shù)個心率區(qū)對所述心率進行分類，以便檢測心室性心動過速或纖顫的發(fā)作。典型地，根據(jù)用于檢測慢心室性心動過速、快心室性心動過速和心室纖顫的可編程檢測間期范圍來定義數(shù)個心率區(qū)。測量感測的R波之間的間期(對應(yīng)于心室的去極化)。例如，落入定義的檢測間期范圍內(nèi)的感測的R-R間期被計為提供心室性心動過速(VT)或心室纖顫(VF)間期的計數(shù)。可編程的檢測用間期數(shù)(numberofintervalstodetect，NID)定義了連續(xù)出現(xiàn)的心動過速間期的數(shù)量或在檢測VT或VF所需的給定數(shù)量的在先事件間期中的心動過速間期的數(shù)量?？焖傩孕穆墒Сz測可以從檢測快心室率開始，稱作基于心率或基于間期的檢測。一旦基于心率檢測到VT或VF，則可以將感測到的去極化信號的形態(tài)學(xué)(例如波形、振幅或其他特征)用于辨別心臟節(jié)律，以改善快速性心律失常檢測方法的靈敏性和特異性。心動過速檢測算法的首要目標(biāo)在于以高確定性使用將心律失常終止的治療對潛在惡性節(jié)律迅速做出響應(yīng)。然而，另一目標(biāo)在于避免過度使用ICD電池電荷，這縮短了ICD的壽命，例如歸因于遞送不必要的治療或以使檢測到的快速性心律失常終止所需的更高的電壓遞送治療。使患者向令人痛苦的電擊治療的暴露最小化也是重要的考量。從而，對以下ICD存在需要：所述ICD以高特異性進行心動過速辨別并控制治療遞送以便成功地使檢測到的需要治療的VT終止，同時在可能不需要治療的情況下通過只要有可能時便阻止治療遞送而節(jié)約電池電荷并限制患者向遞送的電擊治療的暴露。附圖說明圖1是植入有示例血管外心臟除顫系統(tǒng)的患者的概念圖。圖2是根據(jù)本發(fā)明的實施例的皮下設(shè)備的氣密密封殼內(nèi)的電子電路的示例性示意圖。圖3是根據(jù)本發(fā)明的實施例的在醫(yī)療設(shè)備中檢測心律失常的狀態(tài)圖。圖4是根據(jù)本公開的實施例的用于在皮下設(shè)備中檢測心律失常的方法的流程圖。圖5是根據(jù)本公開的實施例的確定噪聲的方法的流程圖。圖6A是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定信號是否被肌肉噪聲損壞的圖形表示。圖6B是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定信號是否被肌肉噪聲損壞的方法的流程圖。圖6C是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定信號是否被肌肉噪聲損壞的方法的流程圖。圖7是根據(jù)本發(fā)明的實施例的VF電擊區(qū)的圖形表示。圖8A和8B是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定事件是否在電擊區(qū)內(nèi)的圖形表示。圖9是根據(jù)本公開的實施例的用于辨別心臟事件的方法的流程圖。圖10是根據(jù)本公開的實施例的在醫(yī)療設(shè)備中檢測心律失常過程中的基于搏動的分析的流程圖。圖11是根據(jù)本公開的實施例的在醫(yī)療設(shè)備中檢測心律失常過程中的基于搏動的分析的流程圖。具體實施方式圖1是植入有示例血管外心臟除顫系統(tǒng)10的患者12的概念圖。在圖1展示的示例中，血管外心臟除顫系統(tǒng)10是植入的皮下ICD系統(tǒng)。然而，本公開的技術(shù)也可以與其他血管外植入的心臟除顫系統(tǒng)一起利用，諸如具有至少部分地植入在胸骨下或肌肉下位置中的引線的心臟除顫系統(tǒng)。此外，本公開的技術(shù)也可以與其他可植入系統(tǒng)一起利用，諸如可植入起搏系統(tǒng)、可植入神經(jīng)刺激系統(tǒng)、藥物遞送系統(tǒng)或其他將引線、導(dǎo)管或其他部件植入在患者12體內(nèi)的血管外位置處的系統(tǒng)。然而，出于展示的目的，在可植入血管外心臟除顫系統(tǒng)的背景下描述本公開。血管外心臟除顫系統(tǒng)10包括連接至至少一根可植入心臟除顫引線16的可植入復(fù)律除顫器(ICD)14。圖1的ICD14皮下地植入在患者12的左側(cè)。連接至ICD14的除顫引線16從ICD14居中地延伸到患者12的胸骨28和劍突24。在靠近劍突24的位置處，除顫引線16皮下地向上方彎曲或轉(zhuǎn)動并延伸，基本上平行于胸骨28。在圖1展示的示例中，植入除顫引線16，從而使得引線16側(cè)向地向胸骨體28的左側(cè)偏移(即，朝向患者12的左側(cè))。沿著胸骨28放置除顫引線16，從而使得除顫電極18與第二電極(諸如ICD14的殼或罐25或放置在第二引線上的電極)之間的治療向量基本上跨過心臟26的心室。在一個示例中，治療向量可以被視為從除顫電極18上的點向ICD14的殼或罐25上的點延伸的線。在另一個示例中，可以沿著胸骨28放置除顫引線16，從而使得除顫電極18與ICD14的殼或罐25(或其他電極)之間的治療向量基本上跨過心臟26的心房。在這種情況下，血管外ICD系統(tǒng)10可以用于提供心房治療，諸如治療心房纖顫的治療。圖1中展示的實施例是血管外ICD系統(tǒng)10的示例配置，并且不應(yīng)被認為限制在此描述的技術(shù)。例如，盡管在圖1的示例中被展示為從胸骨28的中線側(cè)向地偏移，但是可以植入除顫引線16，從而使得引線16向胸骨28的右邊偏移或更中心地定位在胸骨28之上。此外，可以植入除顫引線16，從而使得它不基本上平行于胸骨28，而是以角度從胸骨28偏移(例如，在近端或遠端與胸骨28側(cè)向地成角度)。作為另一個示例，除顫引線16的遠端可以定位在患者12的第二根或第三根肋骨附近。然而，取決于ICD14的位置、電極18、20、和22的位置、或其他因素，除顫引線16的遠端可以進一步向上方或向下方定位。盡管ICD14被展示為植入在患者12的腋中線附近，但是也可以將ICD14植入患者12的其他皮下位置處，諸如朝向腋后線在軀干上進一步向后、朝向腋前線在軀干上進一步向前、在胸肌區(qū)中、或在患者12的其他位置處。在ICD14植入在胸部的實例中，引線16將順著不同的路徑，例如跨過上胸部區(qū)域并且沿著胸骨28向下。當(dāng)ICD14植入在胸肌區(qū)中時，血管外ICD系統(tǒng)可以包括第二引線，所述第二引線包括除顫電極，所述除顫電極沿著患者的左側(cè)延伸，從而使得第二引線的除顫電極沿著患者的左側(cè)定位以便充當(dāng)這種ICD系統(tǒng)的治療向量的陽極或陰極。ICD14包括殼或罐25，所述殼或罐形成保護ICD14內(nèi)的部件的氣密密封件。ICD14的殼25可以由導(dǎo)電材料(諸如鈦)或其他生物相容性導(dǎo)電材料或?qū)щ姴牧虾头菍?dǎo)電材料的組合形成。在一些實例中，ICD14的殼25充當(dāng)與電極18、20、或22之一組合使用的電極(稱作殼電極或罐電極)以便向心臟26遞送治療或以便感測心臟26的電活動。ICD14還可以包括連接器組件(有時稱作連接器塊或接頭)，所述連接器組件包括電饋通，通過所述電饋通在除顫引線16內(nèi)的導(dǎo)體與被包括在殼內(nèi)的電子部件之間進行電連接。殼可以圍住一種或多種部件，包括處理器、存儲器、發(fā)射器、接收器、傳感器、感測電路、治療電路以及其他適當(dāng)?shù)牟考?在此通常稱作模塊)。除顫引線16包括具有近端和遠端的引線體，所述近端包括被配置成用于連接至ICD14的連接器，所述遠端包括一個或多個電極18、20、和22。除顫引線16的引線體可以由非導(dǎo)電材料(包括硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物、和其他適當(dāng)?shù)牟牧?形成，并且被成形用于形成一個或多個腔，一個或多個導(dǎo)體在所述一個或多個腔內(nèi)延伸。然而，所述技術(shù)并不限于此類構(gòu)造。盡管除顫引線16被展示為包括三個電極18、20和22，但是除顫引線16可以包括更多或更少的電極。除顫引線16包括一個或多個細長電導(dǎo)體(未展示)，所述一個或多個細長電導(dǎo)體在引線體內(nèi)從除顫引線16的近端上的連接器向電極18、20和22延伸。換言之，被包含在除顫引線16的引線體內(nèi)的所述一個或多個細長電導(dǎo)體中的每個細長電導(dǎo)體都可以與電極18、20和22中的對應(yīng)電極接合。當(dāng)除顫引線16的近端處的連接器連接至ICD14時，對應(yīng)的導(dǎo)體可以經(jīng)由連接器組件中的連接件(包括相關(guān)聯(lián)饋通)電耦合至ICD14的電路(諸如治療模塊或感測模塊)。電導(dǎo)體將來自ICD14內(nèi)的治療模塊的治療傳送到電極18、20和22中的一個或多個電極，并且將來自電極18、20和22中一個或多個電極的感測到的電信號傳送到ICD14內(nèi)的感測模塊。ICD14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20和22及ICD14的殼或罐25的組合。例如，ICD14可以獲得使用電極20與電極22之間的感測向量感測到的電信號，獲得使用電極20與ICD14的導(dǎo)電殼或罐25之間的感測向量感測到的電信號，獲得使用電極22與ICD14的導(dǎo)電殼或罐25之間的感測向量感測到的電信號，或其組合。在一些實例中，ICD14可以使用包括除顫電極18的感測向量來感測心臟電信號，諸如除顫電極18與電極20或22之一之間的感測向量、或除顫電極18與ICD14的殼或罐25之間的感測向量。ICD可以分析感測的電信號以便檢測心動過速(諸如心室性心動過速或心室纖顫)，并且響應(yīng)于檢測心動過速可以產(chǎn)生并向心臟26遞送電治療。例如，ICD14可以經(jīng)由治療向量遞送一個或多個除顫電擊，所述治療向量包括除顫引線16的除顫電極18以及殼或罐25。除顫電極18可以例如是細長線圈電極或其他類型的電極。在一些實例中，ICD14可以在遞送除顫電擊之前或之后遞送一個或多個起搏治療，諸如抗心動過速起搏(ATP)或電擊后起搏。在這些實例中，ICD14可以產(chǎn)生并經(jīng)由治療向量遞送起搏脈沖，所述治療向量包括電極20和22和/或殼或罐25之一或兩者。電極20和22可以包括環(huán)形電極、半球形電極、線圈電極、螺旋形電極、分段電極、定向電極、或其他類型的電極、或其組合。電極20和22可以是相同類型的電極或不同類型的電極，盡管在圖1的示例中電極20和22兩者均被展示為環(huán)形電極。除顫引線16還可以包括在引線16的遠端處或朝向引線16的遠端的附接特征29。附接特征29可以是圈、鏈環(huán)、或其他附接特征。例如，附接特征29可以是由縫線形成的圈。作為另一個示例，附接特征29可以是金屬、涂覆金屬或聚合物的圈、鏈環(huán)、環(huán)。附接特征29可以形成為具有均勻或不同厚度和不同尺寸的數(shù)個形狀中的任一種。附接特征29可以是與引線一體的或者可以在植入之前由用戶加入。附接特征29可以用于輔助引線16的植入和/或用于將引線16固定在期望的植入位置。在一些實例中，除了或代替附接特征，除顫引線16可以包括固定機構(gòu)。盡管除顫引線16被展示為具有附接特征29，但是在其他示例中，引線16可以不包括附接特征29。引線16還可以包括在引線16的近端處的連接器，諸如DF4連接器、分叉連接器(例如，DF-1/IS-1連接器)、或其他類型的連接器。引線16的近端處的連接器可以包括接線銷，所述接線銷耦合至ICD14的連接器組件內(nèi)的端口。在一些實例中，引線16可以包括在引線16的近端處的附接特征，所述附接特征可以耦合至植入工具以便輔助引線16的植入。引線的近端處的附接特征可以與連接器分離并且可以與引線是一體的或者在植入之前由用戶加入。除顫引線16還可以包括鄰近電極22定位的縫線套管或其他固定機構(gòu)(未示出)，所述縫線套管或其他固定機構(gòu)被配置成用于將引線16固定在劍突或下胸骨位置附近。固定機構(gòu)(例如，縫線套管或其他機構(gòu))可以是與引線一體的或者可以在植入之前由用戶加入。圖1中展示的示例在本質(zhì)上是示例性的并且不應(yīng)被認為限制本公開中所描述的技術(shù)。例如，血管外心臟除顫系統(tǒng)10可以包括多于一根引線。在一個示例中，除了除顫引線16之外，血管外心臟除顫系統(tǒng)10還可以包括起搏引線。在圖1展示的示例中，皮下地植入除顫引線16，例如在皮膚與肋骨或胸骨之間。在其他實例中，除顫引線16(和/或任選的起搏引線)可以植入在其他血管外位置處。在一個示例中，除顫引線16可以至少部分地植入胸骨下位置中。在這種配置中，除顫引線16的至少一部分可以放置在縱膈中的、并且更具體地前縱膈中的胸骨底下或下方。前縱膈側(cè)向地以胸膜為界，向后以心包為界，并且向前以胸骨28為界。除顫引線16可以至少部分地植入在其他心包外位置中，即在心臟26的外表面周圍的區(qū)域中、但不與心臟的外表面直接接觸的位置。這些其他心包外位置可以包括在縱膈中但從胸骨28偏移、在上縱膈中、在中縱膈中、在后縱膈中、在劍突下或劍突下方區(qū)域中、心尖附近、或其他不與心臟26直接接觸且不是皮下的位置。在又進一步的實例中，引線可以植入在心臟26外的心包或心外膜位置處。圖2是根據(jù)本發(fā)明的實施例的皮下設(shè)備的氣密密封殼內(nèi)的電子電路的示例性示意圖。如圖2中展示的，皮下設(shè)備14包括耦合至電源(未示出)的低壓電池153，所述電源以本領(lǐng)域熟知的方式為皮下設(shè)備14和用于供應(yīng)起搏能量的起搏輸出電容器的電路供電。例如，低壓電池153可以由一塊或兩塊常規(guī)的LiCFx、LiMnO2或LiI2電池形成。皮下設(shè)備14還包括高壓電池112，所述高壓電池可以由一塊或兩塊常規(guī)的LiSVO或LiMnO2電池形成。盡管在圖2中示出了低壓電池和高壓電池兩者，但是根據(jù)本發(fā)明的實施例，設(shè)備14可以利用單塊電池以用于高低壓用途兩者。進一步參考圖2，皮下設(shè)備14的功能借助軟件、固件和硬件來控制，所述軟件、固件和硬件協(xié)作地監(jiān)測ECG信號，確定什么時候復(fù)律-除顫電擊或起搏是必要的，并且遞送規(guī)定的復(fù)律-除顫和起搏治療。皮下設(shè)備14可以并入在凱梅爾(Keimel)的共同轉(zhuǎn)讓的美國專利號5,163,427“用于遞送單個和多個復(fù)律和除顫脈沖的裝置(ApparatusforDeliveringSingleandMultipleCardioversionandDefibrillationPulses)”和凱梅爾的5,188,105“用于治療快速性心律失常的裝置和方法(ApparatusandMethodforTreatingaTachyarrhythmia)”中列出的電路以用于選擇性地遞送單相、同時雙相和連續(xù)雙相復(fù)律-除顫電擊，典型地應(yīng)用耦合至高壓輸出電路140的共用輸出123的ICDIPG殼電極28以及向后且皮下地布置的并且耦合至高壓輸出電路140的HVI輸出113的復(fù)律-除顫電極24。復(fù)律-除顫電擊能量和電容器充電電壓可在由具有至少一個與心臟接觸的復(fù)律-除顫電極的ICD和具有與皮膚接觸的復(fù)律-除顫電極的大部分AED所供應(yīng)的那些中間。使用大部分雙相波形的ICD所需的典型最大電壓為大約750伏特，其中，相關(guān)聯(lián)的最大能量為大約40焦耳。取決于所使用的型號和波形，AED所需的典型最大電壓為大約2000-5000伏特，其中，相關(guān)聯(lián)的最大能量為大約200-360焦耳。本發(fā)明的皮下設(shè)備14使用范圍在約300至大約1000伏特內(nèi)的最大電壓并且與大約25至150焦耳或更高的能量相關(guān)聯(lián)?？偢邏弘娙莸姆秶梢栽趶募s50至約300微法拉。只有當(dāng)通過采用如在下文描述的檢測算法處理遠場心臟ECG檢測到惡性快速性心律失常(例如，心室纖顫)時才遞送這種復(fù)律-除顫電擊。在圖2中，與起搏器/設(shè)備定時電路178結(jié)合的感測放大器190處理遠場ECG感測信號，所述感測信號是跨由一對所選擇的皮下電極18、20、22和設(shè)備14的罐或殼25所定義的具體ECG感測向量而產(chǎn)生的，或任選地虛擬信號(即，兩個向量的數(shù)學(xué)組合)(如果選擇的話)。通過以提供感興趣的ECG信號的最可靠感測的方式通過開關(guān)矩陣/多路復(fù)用器191選擇感測電極對，所述感興趣的ECG信號將是患者的R波，認為所述患者處于導(dǎo)致突然死亡的心室纖顫的風(fēng)險之中。使遠場ECG信號穿過開關(guān)矩陣/多路復(fù)用器191到感測放大器190的輸入，與起搏器/設(shè)備定時電路178結(jié)合的所述感測放大器對感測的EGM進行評估。心動過緩、或心臟停搏典型地由起搏器定時電路178和/或控制電路144內(nèi)的逸搏間期定時器來確定。當(dāng)連續(xù)R波之間的間期超過逸搏間期時，向產(chǎn)生起搏刺激的起搏脈沖發(fā)生器192施加起搏觸發(fā)信號。通常暫時地提供心動過緩起搏以便在遞送當(dāng)心臟恢復(fù)到正常功能時可以導(dǎo)致心臟緩慢跳動的復(fù)律-除顫電擊之后維持心臟輸出?？梢酝ㄟ^使用適當(dāng)?shù)囊种坪涂蓴U展調(diào)節(jié)周期來輔助在噪聲的存在下感測皮下遠場信號，如在李(Lee)等人的并且通過引用以其全文結(jié)合在此的美國專利號6,236,882“用于監(jiān)測ECG的噪聲抑制(NoiseRejectionforMonitoringECGs)”中所描述的。在控制電路144中將惡性快速性心律失常的檢測確定為隨R波感測事件信號之間的間期而變，所述R波感測事件信號從起搏器/設(shè)備計時178和感測放大器電路190輸出到計時和控制電路144。應(yīng)注意的是，本發(fā)明不僅利用基于間期的信號分析方法，還利用如在下文描述的補充傳感器和形態(tài)學(xué)處理方法和裝置。補充傳感器(如組織顏色、組織氧合、呼吸、患者活動等)可以用于促進決定施加或阻止除顫治療，如大體上在阿爾特(Alt)的并且通過引用以其全文結(jié)合在此的美國專利號5,464,434“響應(yīng)于突然血液動力學(xué)變化的醫(yī)療介入設(shè)備(MedicalInterventionalDeviceResponsivetoSuddenHemodynamicChange)”中所描述的。傳感器處理框194經(jīng)由數(shù)據(jù)總線146向微處理器142提供傳感器數(shù)據(jù)。確切地說，患者活動和/或體位可以通過如在謝爾登(Sheldon)的并且通過引用以其全文結(jié)合在此的美國專利號5,593,431“用于患者活動和體位感測的應(yīng)用多個DC加速計的醫(yī)療服務(wù)與方法(MedicalServiceEmployingMultipleDCAccelerometersforPatientActivityandPostureSensingandMethod)”中描述的裝置和方法來確定?；颊吆粑梢酝ㄟ^如在普利施(Plicchi)等人的并且通過引用以其全文結(jié)合在此的美國專利號4,567,892“可植入心臟起搏器(ImplantableCardiacPacemaker)”中描述的裝置和方法來確定?；颊呓M織氧合或組織顏色可以通過如在埃里克森(Erickson)等人的并且通過引用以其全文結(jié)合在此的美國專利號5,176,137中描述的傳感器裝置和方法來確定?！?37專利的氧傳感器可以定位在皮下設(shè)備口袋中，或可替代地定位在引線18上，以使得能夠感測接觸或近接觸組織的氧合或顏色。檢測算法標(biāo)準(zhǔn)的性能中的某些步驟在微型計算機142中協(xié)作地執(zhí)行，所述微型計算機包括微處理器、RAM和ROM、相關(guān)聯(lián)電路、以及可以經(jīng)由本領(lǐng)域中的常規(guī)遙測接口(未示出)編程進RAM中的存儲的檢測標(biāo)準(zhǔn)。數(shù)據(jù)和命令經(jīng)由雙向數(shù)據(jù)/控制總線146在微型計算機142和計時與控制電路144、起搏器計時/放大器電路178、和高壓輸出電路140之間進行交換。起搏器計時/放大器電路178和控制電路144以較慢的時鐘速率記時。微型計算機142通常是休眠的，但一旦接收到下行遙測編程指令或一旦遞送心臟起搏脈沖時通過由每個R波感測事件產(chǎn)生的中斷通過快速時鐘來喚醒和操作所述微型計算機，以執(zhí)行任何必要的數(shù)學(xué)計算、以執(zhí)行心動過速和纖顫檢測程序、并來更新由起搏器/設(shè)備計時電路178中的計時器所監(jiān)測和控制的時間間期。當(dāng)檢測到惡性心動過速時，將高壓電容器156、158、160、和162通過高壓充電電路164充電到預(yù)編程電壓水平。通常認為維持高壓輸出電容器156、158、160、162上的恒定電荷是低效率的。相反，當(dāng)控制電路144發(fā)出在線路145上遞送至高壓充電電路164的高壓充電命令HVCHG時開始充電，并且借助雙向控制/數(shù)據(jù)總線166和來自HV輸出電路140的反饋信號VCAP來控制充電。高壓輸出電容器156、158、160和162可以是薄膜、鋁電解、或濕鉭構(gòu)造。高壓電池112的負極端子直接耦合至系統(tǒng)接地。開關(guān)電路114是常開的，從而使得高壓電池112的正極端子斷開與高壓充電電路164的正電源輸入的連接。高壓充電命令HVCHG還經(jīng)由導(dǎo)體149傳導(dǎo)至開關(guān)電路114的控制輸入，并且開關(guān)電路114響應(yīng)于將正高壓電池電壓EXTB+連接至高壓充電電路164的正電源輸入而閉合。開關(guān)電路114可以是例如場效應(yīng)晶體管(FET)，并且其源到漏路徑中斷了EXTB+導(dǎo)體118且其柵極接收導(dǎo)體145上的HVCHG信號。藉此使得高壓充電電路164準(zhǔn)備好開始用來自高壓電池112的充電電流為高壓輸出電容器156、158、160、和162充電。高壓輸出電容器156、158、160、和162可以被充電至非常高的電壓(例如，300-1000V)，以通過在皮下復(fù)律-除顫電極113和123的電極對之間的身體和心臟放電。電壓充電電路的細節(jié)對于實踐本發(fā)明也不被認為是關(guān)鍵的；公開了一種認為適于本發(fā)明的目的的高壓充電電路。高壓電容器156、158、160和162可以例如通過高壓充電電路164和如在威德爾斯(Wielders)等人的共同轉(zhuǎn)讓的美國專利號4,548,209“用于可植入復(fù)律器的能量轉(zhuǎn)換器(EnergyConverterforImplantableCardioverter)”中詳細描述的高頻高壓變壓器168來充電。通過將高壓變壓器168的輸出繞組與電容器156、158、160、和162互連的二極管170、172、174和176維持正確的充電極性。如以上指出的，電容器充電的狀態(tài)由高壓輸出電路140內(nèi)的電路來監(jiān)測，所述高壓輸出電路將指示電壓的VCAP、反饋信號提供給定時和控制電路144。當(dāng)VCAP信號匹配經(jīng)編程的電容器輸出電壓(即，復(fù)律-除顫峰值電擊電壓)時，計時和控制電路144終止高壓充電命令HVCHG?？刂齐娐?44然后分別產(chǎn)生第一和第二控制信號NPULSE1和NPULSE2，所述控制信號被施加至高壓輸出電路140以用于觸發(fā)復(fù)律或除顫電擊的遞送。具體而言，NPULSE1信號觸發(fā)第一電容器組(包括電容器156和158)的放電。NPULSE2信號觸發(fā)第一電容器組和第二電容器組(包括電容器160和162)的放電。有可能的是通過簡單地修改NPULSE1和NPULSE2信號的斷言數(shù)量和時間順序來在多個輸出脈沖方案之間做出選擇。NPULSE1信號和NPULSE2信號可以順序地、同時地或單獨地來提供。以此方式，控制電路144用于控制高壓輸出級140的操作，所述高壓輸出級在耦合至如圖2所示的HV-1和共用輸出的復(fù)律-除顫電極對18和25之間遞送高能復(fù)律-除顫電擊。因此，皮下設(shè)備14監(jiān)測患者的心臟狀態(tài)并響應(yīng)于需要復(fù)律-除顫的快速性心律失常的檢測通過復(fù)律-除顫電極18和25而開始復(fù)律-除顫電擊的遞送。高HVCHG信號使高壓電池112通過開關(guān)電路114與高壓充電電路164連接，并開始為輸出電容器156、158、160、和162的充電。充電繼續(xù)直到由VCAP信號反映出經(jīng)編程的充電電壓，在此時控制和定時電路144將HVCHG信號設(shè)置為低，從而終止充電并打開開關(guān)電路114。皮下設(shè)備14可以被編程用于嘗試以上述方式與所檢測的R波定時同步地將復(fù)律電擊遞送至心臟，或者可以被編程或制造用于在不嘗試使遞送同步至所檢測的R波的情況下以上述方式將除顫電擊送至心臟。與快速性心律失常的檢測和復(fù)律-除顫電擊的遞送相關(guān)的發(fā)作事件數(shù)據(jù)可以被存儲于RAM中以用于上行遙測傳輸至如本領(lǐng)域熟知的外部編程器從而協(xié)助患者的心臟狀態(tài)的診斷?；陬A(yù)防而接收設(shè)備14的患者被指示向主治內(nèi)科醫(yī)師報告每個這樣的發(fā)作以用于進一步評估患者的狀況并且評價對植入更復(fù)雜的ICD的需要。皮下設(shè)備14令人希望地包括遙測電路(未在圖2中示出)，從而使得它能夠經(jīng)由雙向遙測鏈路(未示出)借助外部編程器20來編程。上行遙測術(shù)允許將設(shè)備狀態(tài)和診斷/事件數(shù)據(jù)發(fā)送給外部編程器20以用于供患者的內(nèi)科醫(yī)師審查。下行遙測術(shù)允許外部編程器經(jīng)由內(nèi)科醫(yī)師控制以允許對設(shè)備功能進行編程并對針對特定患者的檢測和治療進行優(yōu)化。適合用于在本發(fā)明的實踐中使用的編程器和遙測系統(tǒng)已被熟知多年。已知的編程器典型地經(jīng)由雙向射頻遙測鏈路與植入的設(shè)備通信，從而使得所述編程器可以發(fā)射有待由植入的設(shè)備接收的控制命令和操作參數(shù)值，從而使得所述植入的設(shè)備可與所述編程器通信診斷和操作數(shù)據(jù)。認為適于實踐本發(fā)明的目的的編程器包括可從明尼蘇達州明尼阿波利斯的美敦力公司(Medtronic,Inc.)商購的Models9790和編程器。已經(jīng)開發(fā)了用于在外部編程裝置與植入的設(shè)備之間提供必要的通信信道的多種遙測系統(tǒng)且在本領(lǐng)域是熟知的。認為適于實踐本發(fā)明的目的的遙測系統(tǒng)公開于例如以下美國專利中：韋伯尼(Wyborny)等人的標(biāo)題為“用于植入的醫(yī)療設(shè)備的遙測方式(TelemetryFormatforImplantedMedicalDevice)”的美國專利號5,127,404；馬科維茨(Markowitz)的標(biāo)題為“用于醫(yī)療設(shè)備的標(biāo)記信道遙測系統(tǒng)(MarkerChannelTelemetrySystemforaMedicalDevice)”的美國專利號4,374,382；以及湯普森(Thompson)等人的標(biāo)題為“用于醫(yī)療設(shè)備的遙測系統(tǒng)(TelemetrySystemforaMedicalDevice)”的美國專利號4,556,063。韋伯尼(Wyborny)等人的’404、馬科維茨(Markowitz)的’382、和湯普森(Thompson)等人的’063專利共同轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人，并且各自通過引用以其對應(yīng)的全文而特此結(jié)合。根據(jù)本發(fā)明的實施例，為了自動地選擇優(yōu)選的ECG向量集，具有評定信號的質(zhì)量等級的品質(zhì)因數(shù)(indexofmerit)是必要的?！百|(zhì)量(quality)”被定義為信號在患者的平時竇性心律與患者的心室快速性心律失常之間提供準(zhǔn)確心率估計和準(zhǔn)確波形形態(tài)分離的能力。適當(dāng)?shù)闹笜?biāo)可以包括R波振幅、相對于R波之間的波形振幅的R波峰值振幅(即，信噪比)、低斜率內(nèi)容、相對高與低頻功率、平均頻率估計、概率密度函數(shù)、或這些度量的一些組合?？梢栽谥踩霑r或周期性地(每日、每周、每月)進行自動向量選擇，或兩者。在植入時，自動向量選擇可以作為自動設(shè)備開啟程序的一部分而開始，所述自動設(shè)備開啟程序在測量引線阻抗和電池電壓時執(zhí)行此類活動。設(shè)備開啟程序可以由植入內(nèi)科醫(yī)師啟動(例如，通過按下編程器按鈕)，或可替代地可以在自動檢測設(shè)備/引線植入時自動地啟動。在將皮下設(shè)備14設(shè)備縫合在適當(dāng)?shù)胤讲⑹骨锌陂]合之前，開啟程序還可以使用自動向量選擇標(biāo)準(zhǔn)來判定ECG向量質(zhì)量是否適合當(dāng)前患者以及是否適合設(shè)備和引線位置。這種ECG質(zhì)量指標(biāo)允許植入內(nèi)科醫(yī)師將設(shè)備調(diào)到新的位置或定向，以根據(jù)需要改善ECG信號的質(zhì)量。還可以在植入時作為設(shè)備開啟程序的一部分來選擇優(yōu)選的ECG向量或多個向量。優(yōu)選的向量可以是具有使心率估計和檢測精確度最大化的指標(biāo)的那些向量。還可以存在內(nèi)科醫(yī)師偏好的先驗的向量集，并且只要那些向量超過某個最小閾值，或略差于一些其他更令人希望的向量，便選擇先驗的優(yōu)選向量。某些向量可以被認為幾乎相同，從而使得不對它們進行測試，除非先驗的所選擇的向量指標(biāo)降到某一預(yù)定閾值的水平之下。取決于設(shè)備的度量功耗和功率需求，可以按需要頻繁地在向量范圍(或可替代地，子集)上測量ECG信號質(zhì)量度量?？梢岳缭诜昼?、每小時、每日、每周或每月的基礎(chǔ)上收集數(shù)據(jù)。可以隨時間對更頻繁的測量(例如，每分鐘)取平均值并且用于基于向量對例如偶爾的噪聲、運動噪聲、或EMI的敏感度來選擇向量?？商娲?，皮下設(shè)備14可以具有患者活動的指示器/傳感器(壓阻式的、加速計、阻抗等)并且在中度或高度患者活動期到最少至無活動期期間延遲自動向量測量。一種代表性情境可以包括每日或每周當(dāng)已經(jīng)確定患者睡著了時對ECG向量進行一次測試/評估(使用內(nèi)時鐘(例如，2:00am)，或可替代地通過確定患者的位置(經(jīng)由2-或3-軸加速計)和活動的缺乏來推斷睡眠)。如果進行不頻繁的自動、周期性測量，則還可以令人希望的是測量信號中的噪聲(例如，肌肉、運動、EMI等)并且當(dāng)噪聲已經(jīng)消退時推遲向量選擇測量。皮下設(shè)備14可以任選地具有患者體位的指示器(經(jīng)由2-或3-軸加速計)。這種傳感器可以用于保證ECG質(zhì)量的差異并不簡單地是改變體位/位置的結(jié)果。傳感器可以用于收集數(shù)個體位中的數(shù)據(jù)，從而使得可以在這些體位上對ECG質(zhì)量取平均值，或可替代地針對優(yōu)選體位進行選擇。在優(yōu)選實施例中，針對每個向量，在大約1分鐘中將發(fā)生數(shù)次向量質(zhì)量度量計算，每日一次。在一周的過程中針對每個向量對這些值取平均值。取決于時間加權(quán)和記憶考量，取平均值可以由移動平均法或遞歸平均法組成。在這個示例中，每周對優(yōu)選的(多個)向量進行一次選擇。圖3是在根據(jù)本發(fā)明的實施例的醫(yī)療設(shè)備中檢測心律失常的狀態(tài)圖。如圖3中展示的，在正常操作期間，設(shè)備14處于不相關(guān)狀態(tài)302，在此期間對R波間期進行評估以鑒定快心率期和/或心臟停搏的存在。在同時在兩個單獨的ECG感測向量中檢測到短R波間期(如果得到確認，指示可能需要遞送治療的事件)后，設(shè)備14從不相關(guān)狀態(tài)302轉(zhuǎn)換到相關(guān)狀態(tài)304。處于相關(guān)狀態(tài)304，設(shè)備14評估ECG信號的預(yù)定窗，以確定信號被噪聲損壞的可能性并且以使用R波間期和ECG信號形態(tài)學(xué)信息的組合將需要電擊治療的節(jié)律與不需要電擊治療的那些辨別開來。如果處于相關(guān)狀態(tài)304時繼續(xù)檢測到需要電擊治療的節(jié)律，則設(shè)備14從相關(guān)狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命狀態(tài)306。如果當(dāng)設(shè)備處于相關(guān)狀態(tài)304時不再檢測到需要電擊治療的節(jié)律并且確定R波間期不再是短的，則設(shè)備14返回到不相關(guān)狀態(tài)302。然而，如果當(dāng)設(shè)備處于相關(guān)狀態(tài)304時不再檢測到需要電擊治療的節(jié)律，但是R波間期繼續(xù)被檢測為短的，則在相關(guān)狀態(tài)304繼續(xù)處理。在待命狀態(tài)306，設(shè)備14為高壓電擊電容器充電并且繼續(xù)監(jiān)測R波間期和ECG信號形態(tài)學(xué)，用于自發(fā)終止。如果需要電擊治療的節(jié)律發(fā)生自發(fā)終止，則設(shè)備14返回到不相關(guān)狀態(tài)302。如果需要電擊治療的節(jié)律仍被確定為一旦電容器的充電完成便發(fā)生，則設(shè)備14從待命狀態(tài)306轉(zhuǎn)換到電擊狀態(tài)308。在電擊狀態(tài)308，設(shè)備14遞送電擊并且返回到待命狀態(tài)306，以評估治療遞送的成功。不相關(guān)狀態(tài)302、相關(guān)狀態(tài)304、待命狀態(tài)306和電擊狀態(tài)308之間的轉(zhuǎn)換可以如在斯塔德勒(Stadler)等人的美國專利號7,894,894(通過引用以其全文結(jié)合在此)中詳細描述的來執(zhí)行。圖4是根據(jù)本公開的實施例的用于在皮下設(shè)備中檢測心律失常的方法的流程圖。如圖4中展示的，設(shè)備14不斷地評估與兩個預(yù)定的電極向量相關(guān)聯(lián)的雙信道ECG1和ECG2，以確定什么時候發(fā)生感測的事件。例如，雙信道ECG1和ECG2的電極向量可以包括在放置在引線16上的電極20與ICD14的殼或罐25之間所選擇的第一向量(ECG1)，而另一電極向量(ECG2)是沿著引線16放置的電極20與電極22之間的垂直電極向量。然而，兩個感測信道可以處于可能向量的任何組合，包括由圖2中所示的電極、或其他另外的可以沿著引線被包括的或沿著ICD14的殼放置的電極(未示出)形成的那些。根據(jù)本申請的實施例，例如，設(shè)備14通過確定響應(yīng)于R波的感測的心率估計值而判定是否從不相關(guān)狀態(tài)302轉(zhuǎn)換到相關(guān)狀態(tài)304，如在斯塔德勒(Stadler)等人的美國專利號7,894,894(通過引用以其全文結(jié)合在此)中所描述的。在從不相關(guān)狀態(tài)轉(zhuǎn)換到相關(guān)狀態(tài)后，框305，利用來自信道ECG1和ECG2兩者的ECG數(shù)據(jù)的最新窗(例如諸如三秒)，從而使得通過三秒超時而非通過R波的感測來在相關(guān)狀態(tài)304中觸發(fā)處理，當(dāng)處于不相關(guān)狀態(tài)302時利用R波的感測。應(yīng)理解的是，雖然處理被描述為在三秒的時間內(nèi)觸發(fā)，但是當(dāng)處于相關(guān)狀態(tài)304時可以針對所利用的處理時間選擇其他時間段，但是應(yīng)優(yōu)選地在0.5至10秒的范圍內(nèi)。其結(jié)果是，盡管當(dāng)處于相關(guān)狀態(tài)304時在信道ECG1和ECG2兩者中繼續(xù)發(fā)生單獨的R波的感測，并且12個R-R間期的緩沖繼續(xù)更新，但是只有一旦三秒定時器到期才出現(xiàn)從相關(guān)狀態(tài)304變到另一狀態(tài)的機會和心率的估計值。在初始進入到相關(guān)狀態(tài)304后，有利的是處理最新三秒的ECG數(shù)據(jù)，即，在轉(zhuǎn)換到相關(guān)狀態(tài)304之前的三秒的ECG數(shù)據(jù)。這需要連續(xù)循環(huán)緩沖最新三秒的ECG數(shù)據(jù)，即使當(dāng)處于不相關(guān)狀態(tài)302時。當(dāng)處于相關(guān)狀態(tài)304時，本發(fā)明確定信號多么正弦并且多么嘈雜，以便確定正在發(fā)生心室纖維性顫動(VF)或快心室性心動過速(VT)事件的可能性，因為信號越是正弦的并且噪聲越低，則越可能正在發(fā)生VT/VF事件。如在圖4中所示的，在設(shè)備從不相關(guān)狀態(tài)302轉(zhuǎn)換到相關(guān)狀態(tài)304后，框305，清除用于儲存數(shù)據(jù)的3秒段作為“可電擊”或“不可電擊”的分類的雙信道ECG1和ECG2各自的緩沖。當(dāng)處于相關(guān)狀態(tài)304時，雙信道ECG1和ECG2的信號的處理然后通過三秒時間段而非通過在不相關(guān)狀態(tài)302期間利用的R波的感測來觸發(fā)。一旦三秒時間間期已經(jīng)到期，框341中的是，利用每個信道的三秒時間間期期間的信號的形態(tài)學(xué)特征來判定信號是否可能被噪聲偽影損壞并且以將信號的形態(tài)學(xué)表征為“可電擊”或“不可電擊”。例如，使用與三秒時間間期相關(guān)聯(lián)的信號，就信道是否可能被噪聲損壞對每個信道ECG1和ECG2做出判定，框342，并且然后就信道ECG1和ECG2兩者是否被噪聲損壞做出判定，框344。圖5是根據(jù)本公開的實施例的確定噪聲的方法的流程圖。如圖5中展示的，就與信道ECG1和ECG2中的每者相關(guān)聯(lián)的信號是否可能被噪聲損壞的判定(圖4的框342)包括在每一個信道ECG和ECG2上執(zhí)行的多項連續(xù)的噪聲測試。在第一噪聲測試過程中，例如，就信道的信號的信號能量含量的度量是否在預(yù)定限值內(nèi)做出判定，框380。例如，確定與三秒窗相關(guān)聯(lián)的每個樣本的振幅，從而產(chǎn)生N個樣本振幅，從所述N個樣本振幅將平均整流振幅計算為經(jīng)整流的樣本振幅的總和與所述段的樣本振幅的總數(shù)量N的比率。例如，如果采樣率是每秒256個樣本，則三秒段的樣本振幅的總數(shù)量N將是N＝768個樣本。一旦計算了平均整流振幅，則就平均整流振幅被是否在平均振幅上限值與平均振幅下限值之間做出判定，所述平均振幅下限值與心搏停止發(fā)作事件相關(guān)聯(lián)而不具有偽影，并且所述平均振幅上限值與比將與心室性心動過速和心室纖顫事件相關(guān)聯(lián)的值大的值相關(guān)聯(lián)。根據(jù)本發(fā)明的實施例，平均振幅上限值被設(shè)置為1.5mV，并且平均振幅下限值被設(shè)置為0.013mV。雖然信號能量含量的度量在以上被描述為平均整流振幅，但應(yīng)理解的是，可以利用其他信號的能量含量。如果所確定的平均整流振幅不在平均振幅上限值與平均振幅下限值之間，則那個信道的三秒段被標(biāo)識為有可能被噪聲損壞，框386，并且針對那個信道的分段不發(fā)起進一步噪聲測試。如果所確定的平均整流振幅處于平均振幅上限值與平均振幅下限值之間，則計算信噪比，并且就信噪比是否小于預(yù)定的信噪比閾值做出判定，框382。例如，確定與三秒窗相關(guān)聯(lián)的每個樣本的振幅，從而產(chǎn)生N個原始樣本振幅。對原始信號進行低通濾波，從而產(chǎn)生L個低通樣本振幅。原始平均整流振幅被確定為原始樣本振幅的絕對值的平均值。低通平均整流振幅被確定為低通樣本振幅的絕對值的平均值。接下來，然后將高通平均整流振幅計算為原始平均整流振幅與低通平均整流振幅之差。然后將信噪比確定為高通平均整流振幅與低通平均整流振幅的比率。如果信噪比大于預(yù)定閾值，例如諸如0.0703，則那個信道的三秒段被標(biāo)識為有可能被噪聲損壞，框386，并且針對分段不發(fā)起進一步噪聲測試。如果信噪比小于等于預(yù)定閾值，則就信號是否被肌肉噪聲損壞做出判定，框384。根據(jù)本發(fā)明的實施例，通過判定信號是否包括指示信號被肌肉噪聲損壞的可能性的預(yù)定數(shù)量的信號變化來就信號是否被肌肉噪聲損壞做出判定，使用被計算用于對每個信道ECG1和ECG2的三秒間期中的信號變化的數(shù)量進行量化的肌肉噪聲脈沖計數(shù)。大量變化的存在有可能指示肌肉噪聲。圖6A是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定信號是否被肌肉噪聲損壞的圖形表示。圖6B是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定信號是否被肌肉噪聲損壞的方法的流程圖。例如，如圖6A和圖6B中展示的，為了確定三秒間期的肌肉噪聲，將原始信號420施加到一階導(dǎo)數(shù)濾波器以便獲得導(dǎo)數(shù)信號422，并且所述導(dǎo)數(shù)信號422中的所有過零點424被定位，框460。獲得針對每個過零點的分別與恰好過零點424、點426和428之前和之后的數(shù)據(jù)點相對應(yīng)的數(shù)據(jù)對。將具有更小絕對值的每個數(shù)據(jù)對中的數(shù)據(jù)點的值歸零以便允許在從具有歸零的過零點點432的導(dǎo)數(shù)信號422導(dǎo)出整流信號430時清晰地界定每個脈沖。針對整個三秒段，通過將來自三秒段的整流信號劃分為相等的子段434、針對子段434中的每個子段對局部最大振幅436-442進行評估、以及判定局部振幅436-442是否小于最大振幅的一部分來確定脈沖振幅閾值Td(用于判定標(biāo)識的變化是否為被標(biāo)識為與肌肉噪聲相關(guān)聯(lián)的顯著振幅)，框462，所述最大振幅為圖6A的示例中的最大振幅440。如果局部最大振幅小于整個三秒段的最大振幅部分，則針對與那個局部最大振幅相對應(yīng)的子段由整個三秒段的最大值代替局部最大振幅。將理解的是，雖然為了簡潔性僅將兩個或更少個過零點點示出為位于圖6A的圖示中的子段內(nèi)，但實際上，具有大約750毫秒長度的子段434中的每個子段將包含許多變化，例如諸如每25毫秒。根據(jù)本發(fā)明的實施例，將三秒段劃分為四個子段，并且如果局部最大振幅小于整個段的最大振幅的五分之一，則由整個段的最大振幅來替代局部最大振幅。一旦完成對是否針對整個段的具有最大振幅的子段中的每個子段來替代局部最大振幅的判定，則所述段的脈沖振幅閾值被設(shè)置為等于子段中的每個子段的局部最大振幅的平均值的預(yù)定分數(shù)。根據(jù)本發(fā)明的實施例，三秒段的脈沖振幅閾值Td被設(shè)置為等于局部最大振幅436-440的平均值的六分之一。一旦已經(jīng)確定了脈沖振幅閾值Td，則通過判定脈沖振幅閾值Td是否小于脈沖閾值將與三秒段的信號相關(guān)聯(lián)的變化分類為有可能指示噪聲的顯著水平，框464。根據(jù)本發(fā)明的實施例，脈沖閾值被設(shè)置為1微伏。如果脈沖振幅閾值Td小于脈沖閾值，則信號強度對于判定肌肉噪聲而言太小，并且因此信號被確定為不可能被噪聲損壞并且因此信道被確定為不是噪聲損壞的，框466。如果脈沖振幅閾值Td大于等于脈沖閾值，則將三秒段劃分為十二個個250ms窗口長度的子段，對每個子段中的肌肉噪聲脈沖數(shù)量進行統(tǒng)計，并且對具有最大數(shù)量的肌肉噪聲脈沖的子段和具有大于預(yù)定最小閾值的6個或更多個肌肉噪聲脈沖的子段數(shù)量兩者進行確定。如果單個子段中的肌肉噪聲脈沖的最大數(shù)量大于噪聲脈沖數(shù)閾值或者具有大于最小閾值的6個或更多個肌肉噪聲脈沖的十二個子段的子段數(shù)量大于等于子段脈沖統(tǒng)計閾值，則肌肉噪聲被確定為存在于信號中。根據(jù)本發(fā)明的實施例，噪聲脈沖數(shù)閾值被設(shè)置為等于八并且子段脈沖統(tǒng)計閾值被設(shè)置為等于三。例如，如果脈沖振幅閾值Td大于等于脈沖閾值，框464中的否，則確定單子段中的肌肉噪聲計數(shù)的最大數(shù)量，框468。如果肌肉噪聲計數(shù)的最大數(shù)量大于噪聲脈沖數(shù)閾值，框470中的是，則確定信道是噪聲損壞的，框472。如果針對信道的肌肉噪聲計數(shù)的的最大數(shù)量小于等于噪聲脈沖數(shù)閾值，框470中的否，則對具有大于最小閾值的6個或更多個肌肉噪聲脈沖的十二個子段的子段數(shù)量進行確定，框474，并且如果所述數(shù)量大于等于子段脈沖計數(shù)閾值，框476中的是，則確定信道是噪聲損壞的，框472。如果所述數(shù)量小于子段脈沖計數(shù)閾值，框476中的否，則確定信道不是噪聲損壞的，框466。圖6C是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定信號是否被肌肉噪聲損壞的方法的流程圖。由于肌肉噪聲可存在于心室性心動過速的發(fā)作事件過程中，因此對總信號脈沖波形的寬度進行確定以便在被確定為可能是完全噪聲有關(guān)的信號與均為可電擊時間并被確定為包括噪聲的信號之間進行區(qū)分。因此，如圖6C展示的，根據(jù)本發(fā)明的實施例中，一旦由于滿足肌肉噪聲脈沖計數(shù)而確定存在肌肉噪聲，框470中的否和框476中的是，則就信號是否為噪聲損壞的和可電擊兩者做出判定，框480。根據(jù)本發(fā)明的實施例，就信號是否為嘈雜的和可電擊兩者做出框480中的判定，例如通過將具有768個數(shù)據(jù)點的整流信號劃分為四個子段并且通過判定子段的最大振幅是否小于三秒段中整個整流信號的最大振幅的一部分來確定四個子段中的每個子段的最大振幅。例如，就子段的最大振幅是否小于整個整流信號的最大振幅的四分之一做出針對每個子段的判定。如果小于三秒段中整個整流信號的最大振幅的一部分，則子段的最大振幅被設(shè)置為等于整個整流信號的最大振幅。通過子段的整流振幅之和除以子段中的樣本數(shù)量(即768÷4)來確定子段中的每個子段的平均整流振幅。然后，通過子段中的每個子段的平均整流振幅除以子段的峰值振幅來確定每個子段的歸一化平均整流振幅。然后，將三秒段的歸一化平均整流振幅確定為以每個子段的歸一化平均整流振幅之和除以子段數(shù)，即四。因此，一旦由于對肌肉噪聲脈沖計數(shù)的判定而懷疑肌肉噪聲，則框480的判定基于三秒段的歸一化平均整流振幅是否大于預(yù)定閾值以用于對雖然指示與噪聲相關(guān)聯(lián)的可能性但仍與可單擊事件相關(guān)聯(lián)的信號進行標(biāo)識。例如，根據(jù)本發(fā)明的實施例，就三秒段的歸一化平均整流振幅是否大于18微伏做出判定。如果三秒段的歸一化平均整流振幅小于等于預(yù)定閾值，則信道可能是被肌肉噪聲損壞并且不是可電擊的，框480中的否，并且因此被標(biāo)識為是被噪聲損壞，框472。如果三秒段的歸一化平均整流振幅大于預(yù)定閾值，則信道被確定為可能是被肌肉噪聲損壞并且是可電擊的，框480中的是，并且因此被標(biāo)識為不可能是被肌肉噪聲損壞，框478。返回至圖5，當(dāng)信號被確定為不可能被肌肉噪聲損壞時，就與信道相關(guān)聯(lián)的信號的平均頻率是否小于預(yù)定的平均頻率閾值(例如諸如11Hz)做出判定，框388。例如通過計算3秒段的一階導(dǎo)數(shù)的平均絕對振幅與3秒段的平均絕對振幅的比率乘以常數(shù)比例因數(shù)來生成每個信道ECG1和ECG2的3秒段過程中的信號的平均頻率。如果平均頻率被確定為大于等于預(yù)定的平均頻率閾值，框388中的否，則將針對那個信道的三秒段標(biāo)識為有可能被噪聲損壞，框386。如果平均頻率被確定為小于預(yù)定的平均頻率閾值，框388中的是，則將針對那個信道的三秒段標(biāo)識為不是噪聲損壞的，框390。根據(jù)本發(fā)明的實施例，由于平均譜頻率針對真實的心室纖顫事件趨于低、針對有組織的節(jié)律(例如諸如竇性心律和室上性心動過速)趨于中、以及在心搏停止和噪聲過程中趨于高，因此框388中的判定包括判定平均頻率是否小于預(yù)定的平均頻率閾值上限(例如諸如11Hz(即大約91毫秒的平均時間段T))以及平均頻率是否小于預(yù)定的平均頻率下限，例如諸如3Hz。如果平均頻率低于第二閾值下限(例如諸如3Hz)，則將信號作為噪聲抑制掉并且不發(fā)起進一步噪聲測試。平均頻率與第二閾值下限之間的這種比較旨在標(biāo)識過度感測的情況，從而引起到相關(guān)狀態(tài)的適當(dāng)轉(zhuǎn)換。如果信號的平均頻率小于3Hz，則心率通常不可能大于每分鐘180次搏動。實際上，可能有利的是，將頻率閾值下限設(shè)置為等于編程的VT/VF檢測速率，所述檢測速率通常大約為3Hz。因此，在框388的判定中，如果平均頻率被確定為或者大于或者等于預(yù)定的平均頻率閾值上限或者小于閾值下限，則將針對那個信道的三秒段標(biāo)識為有可能被噪聲損壞，框386。如果平均頻率被確定為小于預(yù)定的平均振幅閾值上限并且大于閾值下限，則那個信道的三秒段被標(biāo)識為不是噪聲損壞的，框390。返回至圖4，一旦就信道ECG1和ECG2是否被噪聲損壞做出判定，框342，便就確定兩個信道是否是噪聲損壞的做出判定，框344。如果與信道ECG1和ECG2兩者相關(guān)聯(lián)的信號被確定為可能被噪聲損壞，則兩個信道被分類為不可電擊，框347，并且因此相應(yīng)地更新包含信道的最后三個分類的每個信道ECG1和ECG2的緩沖并且針對接下來的三秒窗重復(fù)所述過程。如果信道ECG1和ECG2兩者未被確定為可能被噪聲損壞，框344中的否，則設(shè)備通過判定噪聲是否被確定為可能僅在雙信道ECG1和ECG2之一中-框346，來在是信道之一未被噪聲損壞還是兩個信道都未被噪聲損壞之間進行區(qū)分。如果噪聲可能僅在雙信道之一中，則對未被噪聲損壞的信道(即，干凈信道)的信號是否更可能與VT事件或與VF事件相關(guān)聯(lián)做出判定，這是通過例如判定所述信道的信號是否包括規(guī)律的R-R間期，并且所述信道是否可以因此被分類為是相對穩(wěn)定的，框348。如果R-R間期被確定為不是相對穩(wěn)定的，框348中的否，則所述信道的信號被鑒定為可能與VF相關(guān)聯(lián)，然后通過下面描述的判定信號是否在VF電擊區(qū)中-框350對其進行驗證。如果所述信道的R-R間期被確定為是穩(wěn)定的，框348中的是，則所述信號被鑒定為可能與VT相關(guān)聯(lián)，然后通過下面描述的判定信號是否在VT電擊區(qū)中-框352對其進行驗證。如果噪聲對于信道兩者都是不可能的，框346中的否，即兩個信道都被確定為干凈信道，則對兩個信道的信號是否更可能與VT事件或與VF事件相關(guān)聯(lián)做出判定，這是通過判定兩個信道的信號是否包括規(guī)律的R-R間期，并且是否可以因此被分類為是相對穩(wěn)定的，框356?？梢允褂盟顾吕?Stadler)等人的美國專利號7,894,894(通過引用以其全文結(jié)合在此)中描述的方法做出框356中的確定R-R間期是否是相對穩(wěn)定的判定。如果R-R間期被確定為不是相對穩(wěn)定的，框356中的否，則兩個信道的信號被鑒定為可能與VF相關(guān)聯(lián)，然后通過下面描述的判定每個信道的信號是否在VF電擊區(qū)中-框360對其進行驗證。如果兩個信道的R-R間期被確定為是穩(wěn)定的，框356中的是，則所述信號被鑒定為可能與VT相關(guān)聯(lián)，然后基于信道兩者通過判定信號是否在VT電擊區(qū)中-框358對其進行驗證。圖7是根據(jù)本發(fā)明的實施例的VF電擊區(qū)的圖形表示。如在圖7中所示的，基于所計算的低斜率內(nèi)容與和信道相關(guān)聯(lián)的譜寬之間的關(guān)系來針對每個信道ECG1和ECG2定義VF電擊區(qū)500。例如，電擊區(qū)由以下項來定義：與由以下方程設(shè)置的低斜率內(nèi)容相關(guān)聯(lián)的第一邊界502：低斜率內(nèi)容＝-0.0013×譜寬+0.415方程1和與由以下方程設(shè)置的譜寬相關(guān)聯(lián)的第二邊界504：譜寬＝200方程2低斜率內(nèi)容度量被計算為具有低斜率的數(shù)據(jù)點的數(shù)量與3秒段中樣本的總數(shù)量的比率。例如，根據(jù)本發(fā)明的實施例，連續(xù)ECG樣本之間的差異被確定為ECG信號的一階導(dǎo)數(shù)(即，斜率)的近似值。具體而言，將每個信道的原始信號施加至一階導(dǎo)數(shù)過濾器，以獲取三秒段的導(dǎo)數(shù)信號。然后，對導(dǎo)數(shù)信號進行整流，劃分為四個相等的子段，并且估計這四個子段中每個子段的最大絕對斜率。例如，就最大絕對斜率是否小于整體三秒段的總體最大絕對斜率的一部分(例如諸如總體絕對斜率的五分之一)做出判定。如果最大絕對斜率小于總體斜率的所述部分，則將所述子段的斜率值設(shè)定為等于總體最大絕對斜率。如果最大絕對斜率不小于總體斜率的所述部分，則將所述子段的斜率值設(shè)定為等于所述子段的確定的最大絕對斜率。一旦已經(jīng)確定所述子段中每個的斜率值并且通過設(shè)定為等于三秒段的最大斜率進行了更新(如果必要的話)，則計算四個斜率的平均值并且除以預(yù)定的因數(shù)(例如諸如16)，以獲取低斜率閾值。然后，通過確定三秒段中具有小于或等于低斜率閾值的絕對斜率的樣本點的數(shù)量來獲取低斜率內(nèi)容。根據(jù)本發(fā)明的實施例，在確定低斜率閾值期間，如果低斜率閾值是分數(shù)而非整數(shù)，則對低斜率內(nèi)容做出修正，以加入樣本的相應(yīng)分數(shù)。例如，如果閾值被確定為4.5，則低斜率內(nèi)容是具有小于或等于4的絕對斜率的樣本點的數(shù)量加上具有等于5的斜率的樣本點的數(shù)量的一半。對應(yīng)于與每個信道ECG1和ECG2相關(guān)聯(lián)的三秒段的信號的譜寬的估計值的譜寬度量被定義為例如信號的平均頻率與基本頻率之間的差異。根據(jù)本發(fā)明的實施例，通過確定所述信道的信號的RR周期長度的最新估計值與平均譜周期之間的差異來計算譜寬度量。如在本領(lǐng)域已知的，平均譜周期是平均譜頻率的倒數(shù)。如在圖7中可見的，由于相對于VF，噪聲506趨于具有相對較高的譜寬，并且正常竇性心律508趨于具有相對較高的低斜率內(nèi)容，因此噪聲506和正常竇性心律508兩者都被定位在VF電擊區(qū)500以外。就所述信道的低斜率內(nèi)容是否小于第一邊界502并且譜寬是否小于第二邊界504(即，低斜率內(nèi)容是否小于-0.0013×譜寬+0.415，并且譜寬是否小于200)對每個信道ECG1和ECG2做出判定。例如，一旦事件被確定為與VF相關(guān)聯(lián)，即兩個信道的間期都被確定為是不規(guī)律的，框356中的否，如果對于信道ECG1而言，低斜率內(nèi)容小于第一邊界502并且譜寬小于第二邊界504，則確定信道ECG1在VF電擊區(qū)中，框360中的是。然后將所述信道ECG1的三秒段確定為可電擊，框363，并且相應(yīng)地更新所述信道的相關(guān)聯(lián)緩沖。如果或者信道的低斜率內(nèi)容不小于第一邊界502或者譜寬不小于第二邊界，則信道ECG1被確定為不在VF電擊區(qū)中，框360中的否，然后將所述信道ECG1的三秒段確定為不可電擊，框365，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。類似地，如果對于信道ECG2而言，低斜率內(nèi)容小于第一邊界502并且譜寬小于第二邊界504，則確定信道ECG2在VF電擊區(qū)中，框362中的是。然后將所述信道ECG2的三秒段確定為可電擊，框369，并且相應(yīng)地更新所述信道的相關(guān)聯(lián)緩沖。如果或者信道的低斜率內(nèi)容不小于第一邊界502或者譜寬不小于第二邊界，則信道ECG2被確定為不在VF電擊區(qū)中，框362中的否，然后將所述信道ECG2的三秒段確定為不可電擊，框367，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。圖8A和8B是根據(jù)本發(fā)明的實施例的判定事件是否在電擊區(qū)內(nèi)的圖形表示。在判定事件是否在VT電擊區(qū)內(nèi)期間，圖4的框358，參考VF電擊區(qū)的確定如上所述的確定每個信道ECG1和ECG2的低斜率內(nèi)容和譜寬。就兩個信號信道ECG1和ECG2中哪個信道包含最少低斜率內(nèi)容和兩個信號信道ECG1和ECG2中哪個信道包含最小譜寬做出判定。基于與被確定為具有最少低斜率內(nèi)容的信道相關(guān)聯(lián)的低斜率內(nèi)容和與被確定為具有最小譜寬的信道相關(guān)聯(lián)的譜寬之間的關(guān)系來定義第一VT電擊區(qū)520。例如，根據(jù)本發(fā)明的實施例，第一VT電擊區(qū)520通過與由以下方程設(shè)置的最少低斜率內(nèi)容和最小譜寬相關(guān)聯(lián)的邊界522來定義：LSC＝-0.004×SW+0.93方程3基于與被確定為具有最少低斜率內(nèi)容的信道相關(guān)聯(lián)的低斜率內(nèi)容和與被確定為具有最大歸一化平均整流振幅的信道相關(guān)聯(lián)的歸一化平均整流振幅之間的關(guān)系來定義第二VT電擊區(qū)524。為了確定在VT電擊區(qū)測試期間利用的雙信道ECG1和ECG2的歸一化平均整流振幅，確定與三秒窗相關(guān)聯(lián)的每個樣本的振幅，從而產(chǎn)生N個樣本振幅，從所述N個樣本振幅將平均整流振幅計算為經(jīng)整流的樣本振幅的總和與所述段的樣本振幅的總數(shù)量N的比率。例如，如果采樣率是每秒256個樣本，則三秒段的樣本振幅的總數(shù)量N將是N＝768個樣本。根據(jù)本發(fā)明的實施例，例如，第二VT電擊區(qū)524通過與由以下方程設(shè)置的最小低斜率計數(shù)和最大歸一化平均整流振幅之間的關(guān)系相關(guān)聯(lián)的第二邊界526來定義：NMRA＝68×LSC+8.16方程4如果最小低斜率計數(shù)小于第一邊界522(即，-0.004×最小譜寬+0.93)，并且最大歸一化平均整流振幅大于第二邊界526(即，68×最小低斜率計數(shù)+8.16)，則所述事件被確定為在VT電擊區(qū)中，框358中的是，并且信道ECG1和ECG2兩者都被確定為可電擊，框357，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。如果或者最小低斜率計數(shù)不小于第一邊界522或者最大歸一化平均整流振幅不大于第二邊界526，則所述事件被確定為在VT電擊區(qū)以外，框358中的否，并且信道ECG1和ECG2兩者都被確定為不可電擊，框359。如所描述的，在VF電擊區(qū)測試-框360和362、和VT電擊區(qū)測試-框358兩者期間，被分類為可電擊或不可電擊的每個信道ECG1和ECG2的測試結(jié)果被儲存在包含最新的八個這樣的指定的滾動緩沖器中，例如針對在框356的判定中利用的雙信道ECG1和ECG2中的每個，如下所述。如果只有雙信道ECG1和ECG2之一被確定為被噪聲損壞，框346中的是，則對未被噪聲損壞的信道(即，“干凈信道”)的信號是否更可能與VT事件或與VF事件相關(guān)聯(lián)做出判定，這是通過判定干凈信道的信號是否包括規(guī)律的R-R間期，并且是否可以因此被分類為是相對穩(wěn)定的，框348。如果R-R間期被確定為不是相對穩(wěn)定的，框348中的否，則干凈信道的信號被鑒定為可能與VF相關(guān)聯(lián)，然后通過下面描述的判定干凈信道的信號是否在VF電擊區(qū)中-框350對其進行驗證。如果干凈信道的R-R間期被確定為是穩(wěn)定的，框348中的是，則所述信號被鑒定為可能與VT相關(guān)聯(lián)，然后通過判定干凈信道的信號是否在VT電擊區(qū)中-框352對其進行驗證。根據(jù)本發(fā)明的實施例，為了判定干凈信道的信號是否包括規(guī)律的R-R間期并且干凈信道可以因此被分類為是相對穩(wěn)定的-框348中的是，還是相對不穩(wěn)定的-框348中的否，設(shè)備通過判定與干凈信道相關(guān)聯(lián)的RR-間期的變異的相對水平是否是規(guī)律的來在框348辨別VT事件與VF事件。圖9是根據(jù)本公開的實施例用于辨別心臟事件的方法的流程圖。例如，如在圖9中所示的，從12個RR-間期的更新緩沖中鑒定干凈信道的預(yù)定最大和最小間期，圖4的框342。根據(jù)本發(fā)明的實施例，將十二個RR-間期中的最大RR-間期和第六大RR-間期分別作為最大間期和最小間期來利用。計算12個RR-間期的最大RR-間期與最小RR-間期之間的差異，以生成與干凈信道相關(guān)聯(lián)的間期差異，702。例如，然后就間期差異是否大于預(yù)定的穩(wěn)定性閾值(如110毫秒)做出判定，框704。如果間期差異大于穩(wěn)定性閾值，則所述事件被分類為不穩(wěn)定事件，框706，并且因此干凈信道被確定為不包括規(guī)律間期，框348中的否，并且就與干凈信道相關(guān)聯(lián)的信號是否在預(yù)定的VF電擊區(qū)內(nèi)做出判定，圖4的框350，如下所述。例如，如果間期差異小于或等于穩(wěn)定性閾值，框704中的否，則設(shè)備判定最小RR間期是否大于最小間期閾值-框710(例如諸如200毫秒)。如果最小間期小于或等于最小間期閾值，框710中的否，則所述事件被分類為不穩(wěn)定事件，框706，并且因此干凈信道被確定為不包括規(guī)律間期，框348中的否，并且就與干凈信道相關(guān)聯(lián)的信號是否在預(yù)定的VF電擊區(qū)內(nèi)做出判定，圖4的框350，如下所述。如果最小間期大于最小間期閾值，框710中的是，則設(shè)備判定最大間期是否小于或等于最大間期閾值-框712(例如諸如333毫秒)。如果最大間期大于最大間期閾值，則所述事件被分類為不穩(wěn)定事件，框706，并且因此干凈信道被確定為不包括規(guī)律間期，框348中的否，并且就與干凈信道相關(guān)聯(lián)的信號是否在預(yù)定的VF電擊區(qū)內(nèi)做出判定，圖4的框350，如下所述。如果最大間期小于或等于最大間期閾值，則所述事件被分類為穩(wěn)定事件(框714)，并且因此干凈信道被確定為包括規(guī)律間期，框348中的是，并且就與干凈信道相關(guān)聯(lián)的信號是否在預(yù)定的VT電擊區(qū)內(nèi)做出判定，圖4的框352，如下所述。返回至圖4，類似于以上參考框360和362描述的VF電擊區(qū)確定，基于低斜率內(nèi)容度量和譜寬度量對干凈信道是否在VF電擊區(qū)內(nèi)做出判定-框350，框360和362兩者均使用上面描述的方法針對干凈信道進行了確定。一旦針對干凈信道確定了低斜率內(nèi)容度量和譜寬度量，使用方程1和2對干凈信道是否在VF電擊區(qū)中做出判定，從而使得如果或者干凈信道的低斜率內(nèi)容不小于第一邊界502或者譜寬不小于第二邊界504，則干凈信道被確定為不在VF區(qū)中，框350中的否，并且兩個信道都被分類為不可電擊-框351，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。如果干凈信道的低斜率內(nèi)容小于第一邊界502并且譜寬小于第二邊界504，則干凈信道被確定為在VF區(qū)中，框350中的是。然后，就被確定為被噪聲損壞的信道(即，“噪聲信道”)是否在VF電擊區(qū)內(nèi)做出判定，框354。如果或者噪聲信道的低斜率內(nèi)容不小于第一邊界502或者譜寬不小于第二邊界504，則噪聲信道被確定為不在VF區(qū)中，框354中的否，干凈信道被分類為可電擊并且噪聲信道被分類為不可電擊，框355，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。如果噪聲信道的低斜率內(nèi)容小于第一邊界502并且譜寬小于第二邊界504，則噪聲信道被確定為在VF區(qū)中，框354中的是，干凈信道和噪聲信道兩者都被分類為可電擊，框353，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。類似于以上參考框358描述的VT電擊區(qū)確定，在框352中在就干凈信道是否在VT電擊區(qū)內(nèi)做出判定的過程中，如以上參考確定VF電擊區(qū)描述的，針對干凈信道確定低斜率內(nèi)容和譜寬。例如，根據(jù)方程3基于與干凈信道相關(guān)聯(lián)的低斜率內(nèi)容和譜寬之間的關(guān)系來定義第一VT電擊區(qū)520，并且基于與干凈信道相關(guān)聯(lián)的低斜率計數(shù)和歸一化平均整流振幅之間的關(guān)系來定義第二VT電擊區(qū)524。干凈信道的歸一化平均整流振幅與如以上參考框344的噪聲檢測測試所描述的相同。例如，根據(jù)本發(fā)明的實施例，第二VT電擊區(qū)524使用方程4通過與干凈信道的低斜率計數(shù)和歸一化平均整流振幅之間的關(guān)系相關(guān)聯(lián)的第二邊界526來定義。如果低斜率計數(shù)小于第一邊界522(即，-0.004×干凈信道的譜寬+0.93)，并且歸一化平均整流振幅大于第二邊界526(即，68×干凈信道的低斜率計數(shù)+8.16)，則干凈信道被確定為在VT電擊區(qū)中，框352中的是，兩個信道都被分類為可電擊，框353，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。如果或者低斜率計數(shù)不小于第一邊界522或者最大歸一化平均整流振幅不大于第二邊界526，則干凈信道被確定為在VT電擊區(qū)以外，框352中的否，兩個信道都被分類為不可電擊，框351，并且相應(yīng)地更新相關(guān)聯(lián)緩沖。根據(jù)本公開的實施例，除了如圖4中描述的使用總體形態(tài)學(xué)分析來將感測信道ECG1和ECG2分類為可電擊或不可電擊之外，設(shè)備還對三秒窗中的每個三秒窗內(nèi)的搏動執(zhí)行基于搏動的分析，框368，從而使得基于針對每個感測信道ECG1和ECG2的三秒窗或多個三秒窗中的信號的總體形態(tài)學(xué)分析和針對每個感測信道ECG1和ECG2的三秒窗或多個三秒窗中的單獨搏動或R波的形態(tài)學(xué)分析兩者的結(jié)果來做出有關(guān)狀態(tài)轉(zhuǎn)換的決定(例如，框370中就是否從相關(guān)操作狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待機操作狀態(tài)306，或者從待機狀態(tài)306轉(zhuǎn)換到電擊狀態(tài)308)。針對被分類為可單擊的三秒段，總體形態(tài)學(xué)和基于搏動的分析兩者須將同一三秒段分類為可電擊。例如，根據(jù)本發(fā)明的實施例，為了判定是否從相關(guān)操作狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命操作狀態(tài)306，設(shè)備判定針對信道ECG1和ECG2兩者的預(yù)定數(shù)量(例如諸如三個中的兩個)的三秒段是否已經(jīng)在總體形態(tài)學(xué)分析過程中被分類為可電擊，框353、357、363和369，并且判定針對信道兩者的那些三秒段是否已經(jīng)在基于搏動的分析過程中也被分類為可電擊，框368。如果在總體形態(tài)學(xué)分析和基于搏動的分析過程中信道ECG1和ECG2兩者中的預(yù)定數(shù)量的三秒段都已經(jīng)被分類為可電擊，則設(shè)備從相關(guān)狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命狀態(tài)306，框370中的是。當(dāng)設(shè)備判定從相關(guān)狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命狀態(tài)306時，框370中的是，繼續(xù)通過三秒超時觸發(fā)處理，如在相關(guān)狀態(tài)304期間所利用的，如上所述。如果在總體形態(tài)學(xué)分析和基于搏動的分析過程中信道ECG1和ECG2兩者中的預(yù)定數(shù)量的三秒段未被分類為可電擊，則設(shè)備不從相關(guān)狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命狀態(tài)306，框370中的否，并且就是否轉(zhuǎn)換回不相關(guān)狀態(tài)302做出判定，框372。例如使用如在斯塔德勒(Stadler)等人的美國專利號7,894,894(通過引用以其全文結(jié)合在此)中描述的用于確定心率估計值的方法，通過判定心率估計值是否小于雙信道ECG1和ECG2兩者中的心率閾值水平而就是否從相關(guān)狀態(tài)304轉(zhuǎn)換回不相關(guān)狀態(tài)302做出判定。如果確定設(shè)備不應(yīng)轉(zhuǎn)換到不相關(guān)狀態(tài)302(即，兩個心率估計值中任一者大于心率閾值)，框372中的否，則使用在接下來的三秒窗過程中產(chǎn)生的信號繼續(xù)所述過程，框341。如上所述，通過分析發(fā)生在三秒窗內(nèi)的感測波形的總體形態(tài)學(xué)來執(zhí)行對感測信道ECG1和ECG2是否為可電擊或不可電擊的判定，框353、355、357和363-369。ECG信號被分段為用于確定三秒波形的總體形態(tài)學(xué)特征的n秒間期，即3秒間期。具體地，跨n秒時間間期來確定總體形態(tài)學(xué)特征而無需依賴R波感測，并且因此是組成整個波形信號的特征，所述波形信號可獨立于心動周期(即包含在三秒窗內(nèi)的單獨搏動或R波)的在整個三秒窗內(nèi)的單獨心臟信號而從ECG信號被確定。n秒窗中的單個波形在窗口的起始處開始，延伸穿過整個窗口，在三秒窗的末端結(jié)束，從而使得針對包括在單個三秒窗內(nèi)的單個波形做出單個形態(tài)學(xué)判定。另一方面，多個心動周期(即R波)被包括在三秒窗內(nèi)，并且因此n秒窗可以相對于單獨R波信號中的每個單獨R波信號在任何時間點開始或結(jié)束(不考慮單獨R波信號開始和結(jié)束的地點)，從而使得針對包括在單個三秒窗內(nèi)的多個搏動波形做出多個基于單獨起搏的判定。針對跨n秒時間段延伸的單個波形而計算的形態(tài)學(xué)特征被稱為“總體”形態(tài)學(xué)特征，因為所述特征是單個信號的特性(從窗的開始向末端延伸)，所述單個信號是獨立于心動周期計時而從包括多個單獨心動周期的時間段中提取的。相比而言，在心動周期過程中從ECG信號中提取到的形態(tài)學(xué)特征被稱為“基于搏動的”特征?；诓珓拥奶卣魇请S包含在單個三秒窗內(nèi)的多個心動周期中的一個心動周期的時間間期從ECG信號段中確定的?；诓珓拥奶卣骺梢詮亩鄠€心動周期來取平均或被確定但在心動周期過程中表示ECG信號的單個特征。與獨立于心動周期而隨通常長于一個心動周期的時間段來確定總體特征不同，搏動特征的判定取決于標(biāo)識心動周期的計時或至少一件感測到的事件，諸如R波。圖10是根據(jù)本公開的實施例的在醫(yī)療設(shè)備中檢測心律失常過程中的基于搏動的分析的流程圖。因此，如上所述，除了對與每個感測信道ECG1和ECG2相關(guān)聯(lián)的三秒窗內(nèi)的整個波形進行形態(tài)學(xué)分析之外，設(shè)備還對在信道ECG1和ECG2兩者內(nèi)同時感測到的信號執(zhí)行基于搏動的分析，框368。具體地，如圖10展示的，針對與各自的感測信道ECG1和ECG2相關(guān)聯(lián)的每個三秒感測窗，設(shè)備對搏動(即R波)進行定位，框800，并且將單獨搏動與預(yù)定搏動模板(例如諸如正常竇性心律模板)進行比較，框802。基于搏動與模板的比較，設(shè)備通過判定搏動與模板的匹配度來判定搏動是匹配搏動還是非匹配搏動，框804。例如，為了將搏動標(biāo)識為匹配搏動或者非匹配搏動，設(shè)備在框804中判定搏動是否與預(yù)定百分比(例如諸如60％)內(nèi)的竇性心律模板相匹配。如果搏動與模板的匹配至預(yù)定的百分比或者更大，框804中的是，則將搏動標(biāo)識為匹配搏動，并且對三秒窗的匹配搏動的數(shù)量進行更新，框806。如果搏動與模板的匹配小于預(yù)定的百分比，框804中的否，則將搏動標(biāo)識為非匹配搏動，并且對三秒窗的非匹配搏動的數(shù)量進行更新，框808。一旦搏動被標(biāo)識為有可能是匹配搏動或者非匹配搏動，則設(shè)備判定是否已經(jīng)針對三秒窗中的所有搏動做出了匹配/非匹配判定，框810。如果尚未針對三秒窗中的所有搏動做出判定，框810中的否，則利用處于三秒窗內(nèi)的另一搏動來重復(fù)所述過程。一旦已經(jīng)針對三秒窗中的所有搏動做出了判定，框810中的是，則就三秒窗中的非匹配搏動的數(shù)量是否大于非匹配閾值做出判定，框812。根據(jù)本公開的實施例，非匹配閾值被設(shè)置為預(yù)定的百分比，例如諸如75％，從而使得如果三秒窗中被標(biāo)識為是非匹配搏動的單獨搏動的數(shù)量大于所述窗中全部搏動的數(shù)量的75％，框812中的是，則基于基于搏動的分析將三秒窗標(biāo)識為可電擊，框814。另一方面，如果三秒窗中被標(biāo)識為是非匹配搏動的單獨搏動的數(shù)量不大于所述窗中全部搏動數(shù)量的75％，框812中的否，則基于基于搏動的分析將三秒窗標(biāo)識為不可電擊，框814?；诓珓拥姆治鰧⑷氪按_定為可電擊814或不可電擊，框816則與對三秒窗兩者均為可電擊(框353、357、363和369)或兩者均為不可電擊(框351、355、359、365和367)的波形形態(tài)學(xué)分析結(jié)合使用以便判定是否轉(zhuǎn)換到下一狀態(tài)，框370，如上所述。如在圖4中可見的，信道ECG1和ECG2兩者已經(jīng)被確定為可電擊的方式可以變化。首選，如果噪聲被確定未出現(xiàn)在任一信道中，框346中的否，但是兩個信道都被確定為具有規(guī)律間期，框356中的是，并且兩個信道都被確定為在VT電擊區(qū)中，框358中的是，則感測信道ECG1和ECG2兩者都被確定為可電擊，框359。其次，如果噪聲被確定未出現(xiàn)在任一信道中，框346中的否，但是兩個信道都被確定為不具有規(guī)律間期，框356中的否，并且兩個信道都被確定為在VF電擊區(qū)中，框360和362中的是，則感測信道ECG1和ECG2兩者都被確定為可電擊。然而，如果噪聲被確定出現(xiàn)在一個信道中，框346中的是，但是干凈信道被確定為具有規(guī)律間期，框348中的是，并且被確定為在VT電擊區(qū)中，框352中的是，則感測信道ECG1和ECG2兩者都被確定為可電擊，框353。最后，如果噪聲被確定出現(xiàn)在一個信道中，框346中的是，干凈信道被確定為不具有規(guī)律間期，框348中的否，并且干凈信道和噪聲信道兩者都被確定為在VF電擊區(qū)中，框350和354中的是，則感測信道ECG1和ECG2兩者都被確定為可電擊，框353。在此方式，基于信道兩者均或者在VF電擊區(qū)的判定(框363和369、或經(jīng)由框350和354的框353)、基于信道兩者均在VT電擊區(qū)的判定(框357)、或者基于僅一個信道(即干凈信道)在VT電擊區(qū)的判定(經(jīng)由框352的框353)，信道兩者可以被確定為可電擊。圖11是根據(jù)本公開的實施例的在醫(yī)療設(shè)備中檢測心律失常過程中的基于搏動的分析的流程圖。因此，根據(jù)本公開的實施例中，設(shè)備可以在總體形態(tài)學(xué)分析過程中初始地標(biāo)識如何將三秒窗確定為可電擊(即通過使用信道兩者或僅一個信道)，并且基于此確定來判定在搏動形態(tài)學(xué)分析中將要利用的是哪些信道。因此，如圖4和圖11展示的，根據(jù)一個實施例，設(shè)備判定信道兩者是否均用于標(biāo)識信道兩者均為可電擊，框820，從而使得如果已利用信道兩者，框820中的是，則針對信道兩者執(zhí)行基于搏動的分析(框368)框822，如以上圖10中描述的。如果未利用信道兩者，框820中的否，則僅針對一個信道(即干凈信道)執(zhí)行基于搏動的分析(框368)框824。具體地，設(shè)備將搏動(即R波)僅定位在干凈信道中，框800，并且將單獨搏動與預(yù)定的搏動模板(例如諸如正常竇性心律模板)進行比較，框802。基于搏動與模板的比較，設(shè)備通過判定搏動與模板的匹配度來判定搏動是匹配搏動還是非匹配搏動，框804。例如，為了將搏動標(biāo)識為匹配搏動或者非匹配搏動，設(shè)備在框804中判定搏動是否與預(yù)定百分比(例如諸如60％)內(nèi)的竇性心律模板相匹配。如果搏動與模板的匹配至預(yù)定的百分比或者更大，框804中的是，則將搏動標(biāo)識為匹配搏動，并且對三秒窗的匹配搏動的數(shù)量進行更新，框806。如果搏動與模板的匹配小于預(yù)定的百分比，框804中的否，則將搏動標(biāo)識為非匹配搏動，并且對三秒窗的非匹配搏動的數(shù)量進行更新，框808。一旦搏動被標(biāo)識為有可能是匹配搏動或者非匹配搏動，則設(shè)備判定是否已經(jīng)針對僅干凈信道的三秒窗中的所有搏動做出了匹配/非匹配判定，框810。如果尚未針對干凈信道的三秒窗中的所有搏動做出判定，框810中的否，則利用處于干凈信道的三秒窗內(nèi)的另一搏動來重復(fù)所述過程。一旦已經(jīng)針對干凈信道的三秒窗中的所有搏動做出了判定，框810中的是，則就三秒窗中的非匹配搏動的數(shù)量是否大于非匹配閾值做出判定，框812。根據(jù)本公開的實施例，非匹配閾值被設(shè)置為預(yù)定的百分比，例如諸如75％，從而使得如果三秒窗中被標(biāo)識為是非匹配搏動的單獨搏動的數(shù)量大于所述窗中全部搏動的數(shù)量的75％，框812中的是，則基于基于搏動的分析將干凈信道的三秒窗標(biāo)識為可電擊，框814。另一方面，如果三秒窗中被標(biāo)識為是非匹配搏動的單獨搏動的數(shù)量不大于所述窗中全部搏動數(shù)量的75％，框812中的否，則基于基于搏動的分析將干凈信道的三秒窗標(biāo)識為不可電擊，框814。基于針對每個感測信道ECG1和ECG2的三秒窗或多個三秒窗中的信號的形態(tài)學(xué)分析和針對每個感測信道ECG1和ECG2的三秒窗或多個三秒窗中的單獨搏動或R波的形態(tài)學(xué)分析兩者的結(jié)果，就在框370中是否從相關(guān)操作狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命操作狀態(tài)306做出決定，如上所述。在針對僅一個信道(即干凈信道)而執(zhí)行基于搏動的分析的情況下，框824，如果信道ECG1和ECG2兩者中的預(yù)定數(shù)量的三秒段兩者均已在總體形態(tài)學(xué)分析過程中被分類為可電擊的，則將滿足對是否轉(zhuǎn)換到下一狀態(tài)的判定，框370，并且僅針對干凈信道滿足基于搏動的分析，框368，并且因此設(shè)備從相關(guān)狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命狀態(tài)306，框370中的是。如果在僅干凈信道的總體形態(tài)學(xué)分析和基于搏動的分析過程中信道ECG1和ECG2兩者中的預(yù)定數(shù)量的三秒段未被分類為可電擊，則設(shè)備不從相關(guān)狀態(tài)304轉(zhuǎn)換到待命狀態(tài)306，框370中的否，并且就是否轉(zhuǎn)換回至不相關(guān)狀態(tài)302做出判定，框372，如上所述。因此，已經(jīng)參照具體實施例在前述說明書中呈現(xiàn)了用于辨別心臟事件的方法和裝置。應(yīng)當(dāng)認識到，可以在不脫離如在以下權(quán)利要求中所闡述的本公開的范圍的情況下對參考實施例做出各種修改。當(dāng)前第1頁1 2 3 當(dāng)前第1頁1 2 3