技术领域
本披露总体上涉及可植入医疗设备，并且具体地涉及当心脏信号形态随着患者身体姿式改变时鉴别室上性心动过速(SVT)和室性心动过速(VT)的方法和装置。
背景技术
用于递送治疗、监测患者的生理状况或其组合的各种可植入医疗设备(IMD)已经在临床上植入或者被提议用于临床植入患者体内。一些IMD可以采用承载刺激电极、感测电极和/或其他传感器的一条或多条细长的电引线。IMD可以向如心脏、脑、胃、脊髓、骨盆底等各种器官、神经、肌肉或组织递送治疗或者监测其状况。可植入医疗引线可以被配置为允许将电极或其他传感器定位在所期望的位置处，以便递送电刺激或感测生理状况。例如，电极或传感器可以被承载在引线的远端部分处。引线的近端部分可以耦合至可植入医疗设备外壳，所述可植入医疗设备外壳可以包含如信号生成电路和/或感测电路等电路。
如心脏起搏器或可植入复律除颤器(ICD)等一些IMD经由一条或多条可植入引线所承载的电极来将治疗电刺激提供至或者监测患者的心脏。引线可以是经静脉的，即通过一条或多条静脉植入心脏，有时称为心内引线。其他引线可以是植入心脏以外的非经静脉引线。在任一情况下，由IMD提供的电刺激可以包括用于解决异常心律(如心动过缓、心动过速或纤维性颤动)的信号，如起搏脉冲、心脏复律电击或除颤电击等。
在一些情况下，IMD感测表示心脏的内在去极化的信号，并且对感测到的信号进行分析以识别正常节律或异常节律。在检测到异常节律时，所述设备可以递送适当的电刺激信号或用于恢复或维持更为正常的节律的多个信号。例如，IMD可以在检测到心动过速或心动过缓时向心脏传递起搏脉冲，并且在检测到心动过速或纤维性颤动时向心脏传递心脏复律或除颤电击。
发明内容
总体上，本披露涉及用于鉴别患者的心脏的要治疗的心律(例如室性心动过速(VT))和不用治疗的心律(例如室上性心动过速(SVT))的技术。根据所述技术操作的ICD执行形态分析而用于基于姿势无关心脏信号模板特征来检测和鉴别VT和SVT。
为了降低节律的错误分类的可能性，ICD对于所有可用心脏信号感测向量而为多种患者身体姿势生成并存储心脏电信号模板。对于每个感测向量，ICD从所述模板提取姿势无关特征。在一个示例中，ICD将在未知节律期间感测到的心脏电信号的类似特征与所存储的特征的至少一部分进行比较。ICD基于所述比较将所述未知节律分类为VT或SVT。
在一个示例中，本披露提供了一种方法，包括：从多个可用感测向量中的每一者来感测已知心律期间的第一心脏信号；对于所述可用感测向量中的每一者，为多种患者姿势中的每一者生成所述第一心脏信号的多个形态模板；从所述多个形态模板中的每一者来确定模板特征集；针对所述多个可用感测向量中的每一者，将来自所述多个形态模板中与所述多种姿势之一相对应的一个形态模板的模板特征集与来自与所述多种姿势中的所有其他姿势相对应的所有其他形态模板的模板特征集中的每一个模板特征集进行比较；针对所述多个可用感测向量中的每一者，响应于所述比较而存储姿势无关模板特征集；从所述多个可用感测向量中的至少一个感测向量来感测未知心律期间的第二心脏信号；从所述第二心脏信号中确定与针对所述多个可用感测向量中的所述至少一个感测向量所存储的所述姿势无关模板特征集类似的特征；将从所述第二心脏信号中确定的所述特征与所述类似的姿势无关模板特征集进行比较；以及响应于将从所述第二心脏信号中确定的所述特征与所述类似的姿势无关模板特征集进行比较而对所述未知心律进行分类。
在另一个示例中，本披露提供了一种可植入医疗设备(IMD)，包括耦合到限定多个可用感测向量的多个电极的感测模块以及耦合到所述感测模块的控制模块。所述控制模块被配置为：从所述多个可用感测向量中的每一者来感测已知心律中的第一心脏信号；并且针对所述多个可用感测向量中的每一者，为多种患者姿势中的每一者生成所述第一心脏信号的多个形态模板并且从所述多个形态模板中的每一者来确定模板特征集。针对所述多个可用感测向量中的每一者，所述控制模块进一步被配置为：将来自所述多个形态模板中与所述多种姿势之一相对应的一个形态模板的模板特征集与来自与所述多种姿势中的所有其他姿势相对应的所有其他形态模板的模板特征集中的每一个模板特征集进行比较；并且响应于所述比较而存储姿势无关模板特征集。所述控制模块从所述多个可用感测向量中的至少一个感测向量来检测未知心律期间的第二心脏信号，从所述第二心脏信号中确定与针对所述多个可用感测向量中的所述至少一个感测向量所存储的所述姿势无关模板特征集类似的特征，将从所述第二心脏信号中确定的所述特征与所述类似的姿势无关模板特征集进行比较；响应于将从所述第二心脏信号中确定的所述特征与所述类似的姿势无关模板特征集进行比较而对所述未知心律进行分类。
在另一个示例中，本披露提供了一种包括指令的计算机可读存储介质，所述指令在由可植入医疗设备中的控制模块执行时使得所述可植入医疗设备从多个可用感测向量中的每一者来感测已知心律期间的第一心脏信号；针对所述多个可用感测向量中的每一者，为多种患者姿势中的每一者生成所述第一心脏信号的多个形态模板；从所述多个形态模板中的每一者来确定模板特征集；针对所述多个可用感测向量中的每一者，将来自所述多个形态模板中与所述多种姿势之一相对应的一个形态模板的模板特征集与来自与所述多种姿势中的所有其他姿势相对应的所有其他形态模板的模板特征集中的每一个模板特征集进行比较；针对所述多个可用感测向量中的每一者，响应于所述比较而存储姿势无关模板特征集；从所述多个可用感测向量中的至少一个感测向量来感测未知心律期间的第二心脏信号；从所述第二心脏信号中确定与针对所述多个可用感测向量中的所述至少一个感测向量所存储的所述姿势无关模板特征集类似的特征；将从所述第二心脏信号中确定的所述特征与所述类似的姿势无关模板特征集进行比较；响应于将从所述第二心脏信号中确定的所述特征与所述类似的姿势无关模板特征集进行比较而对所述未知心律进行分类。
本发明内容旨在提供本披露中描述的主题的概述。其并不旨在提供附图及以下描述内详细描述的装置和方法的排他性的或详尽的解释。在附图及以下描述中阐述了一个或多个示例的进一步细节。
附图说明
图1是植入有示例IMD系统的患者的概念图，所述IMD系统包括耦合到皮下除颤引线的ICD。
图2是图1中患者的横向视图，示出了植入在替代位置的除颤引线。
图3是根据一个实施例的ICD的示意图。
图4是由ICD执行的用于生成形态模板并提取用于检测和分类VT和SVT的姿势无关鉴别特征的方法的流程图。
图5是根据一个示例的用于鉴别VT和SVT的方法的流程图。
图6是描绘SVT分类区域的姿势无关特征的多维图。
图7是根据另一个示例的用于执行VT检测的方法的流程图。
具体实施方式
总体上，本披露描述了用于鉴别要治疗的心律失常和不用治疗的心律失常的技术。要治疗的心律失常是指向心室之一或两者递送刺激治疗的异常心律。要治疗的心律失常可包括室性心动过速(VT)或心室纤维性颤动(VF)。要治疗的心律失常通常对患者造成直接危险，并且需要治疗以确保患者的安全。另一方面，不用治疗的心律失常是指通常不需要向任一心室递送刺激治疗的异常心律。不用治疗的心律失常可以包括室上性心动过速(SVT)，其包括窦性心动过速、房性心动过速(AT)、心房纤维性颤动(AF)、心房扑动、房室结折返性心动过速(AVNRT)、房室性往复性心动过速(AVRT)等等。不用治疗的心律失常通常不会对患者造成直接危险。因此，不用治疗的心律失常可以不进行治疗，即不向心脏递送刺激治疗。在其他情况下，可以使用刺激治疗来治疗不用治疗的心律失常，但是不向患者的心室递送刺激治疗。
对心律是否是要治疗的或是不用治疗的精确地判定防止了当不需要对心室进行治疗时(例如，在节律被错误表征为要治疗的心律失常的情况下)无意中向患者的心室递送治疗或者当需要对心室进行治疗时(例如，在节律被错误表征为不用治疗的心律失常的情况下)阻止刺激治疗。不必要地向患者递送刺激治疗可以使患者感到不舒服，不必要地损耗医疗设备的电源，并且在一些患者中或一些情况下可能诱发更危险的心律失常。
一些ICD系统依赖于植入在心脏外部用于接收用于检测和鉴别心律的心电图(ECG)信号的电极。这些ICD系统对于一些患者可能是期望的，因为经静脉引线的消除消除了将导管和引线推进到患者的血管和心脏中的需要，并且通过消除从皮下囊袋到患者心脏的感染途径来降低严重感染的风险。在一些示例中，从(例如皮下地、肌下地或胸骨后地)植入在心血管系统外部的电极来感测ECG。从植入在心血管系统外部的电极获得的ECG可以由于患者姿势的变化而经历形态学变化。
根据本披露的ICD包括用于使用ECG形态分析来鉴别VT和SVT的快速性心律失常检测器。从(例如皮下地、肌下地或胸骨后地)植入在心血管系统外部的电极来感测ECG。从植入在心血管系统外部的电极获得的ECG可以由于患者姿势的变化而经历形态学变化。所述快速性心律失常检测器被配置为分析在不同患者姿势期间获取的ECG，以生成对于患者姿势的变化基本上不敏感但是对于检测VT和SVT具有高度鉴别性的ECG信号特征集。所述快速性心律失常检测器执行比较形态分析，其利用先前被识别为基本上不受患者姿势改变的影响但是可靠地用于鉴别VT和SVT的ECG特征。
图1是植入有示例IMD系统10的患者12的概念图，示例IMD系统10包括耦合到除颤引线16的ICD 14。除颤引线16包括连接到ICD 14的近端以及包括一个或多个电极的远端。除颤引线16在图1中示出为例如皮下植入在皮肤和胸腔32和/或胸骨22之间的组织和/或肌肉中。除颤引线16从ICD 14向剑突20在皮下延伸。在剑突20附近的位置，除颤引线16弯曲或转动并且基本上平行于胸骨22在上方皮下延伸。虽然在图1的示例中示出为是从胸骨22横向偏离并且基本上平行于胸骨22延伸，但是除颤引线16可以植入在胸骨22上方，偏离胸骨22，但是不平行于胸骨22(例如，在近端或远端处从胸骨22横向成角)。
在其他情况下，引线16可以植入在其他血管外位置。如图2中患者12的横向视图所示，引线16可以至少部分地植入到胸骨后位置，例如在胸腔32和/或胸骨22和心脏26之间。在一种这样的构造中，引线16的近侧部分从ICD14朝向胸骨22(在图2的横向视图中看不到)皮下延伸，并且引线16的远侧部分在前纵隔36中在胸骨22的下面或下方延伸。前纵隔36在侧面由胸膜39界定，在后面由心包38界定，并且在前面由胸骨22界定。
在一些情况下，前纵膈36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔36包括一定量的疏松结缔组织(如蜂窝组织)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨后肌肉组织(例如胸横肌)、胸廓内动脉的分支以及胸廓内静脉。在一个示例中，引线16的远侧部分基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨后肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。引线16可以至少部分地植入其他胸廓内位置，例如其他非血管心包外位置，包括间隙、组织或围绕心包的周边并且邻近但不连接到心包或心脏26的其他部分的其他解剖特征，并且不在胸骨22或胸腔32的上方。
在另一个示例中，ICD 14可以皮下植入在前侧中间位置的胸腔32外部。引线16可以皮下穿透到与患者12的一部分背阔肌相邻的位置，从ICD 14的中间植入囊袋横向地、向后地向患者背部到与心脏26相对的位置，使得心脏26通常置于ICD 14与远侧电极线圈24和远侧感测电极28之间。
再次参考图1，除颤引线16包括细长的引线主体18，引线主体18承载沿着引线主体18的长度的远侧部分定位的电极24、28和30。引线主体18使从相应的电极24、28和30延伸穿过所述引线主体的一个或多个细长的电导体(未示出)与耦合到ICD 14的近侧连接器(未示出)绝缘。引线主体16可以由非导电材料形成，如硅胶、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物或其他合适的材料，并且成形为形成所述一个或多个导体延伸的一个或多个腔。所述导体经由ICD连接器组件17中的连接而电耦合到ICD电路(如治疗模块或感测模块)，ICD连接器组件17包括用于接收引线16的近侧连接器的连接器孔以及穿过ICD外壳15的相关电馈通件。所述电导体将治疗从ICD 14内的治疗模块传输到一个或多个电极24、28和30，并将感测到的电信号从一个或多个电极24、28和30传输到ICD 14内的感测模块。
除颤引线16在图1中示出为包括除颤电极24，其可以是沿着除颤引线16的远侧部分的细长线圈电极。除颤引线16位于引线16上，使得当ICD系统10被植入时，除颤电极24与ICD 14的外壳或罐电极15之间的治疗向量基本上穿过或横穿心脏26的(多个)心室。
除颤引线16也包括朝向除颤引线16的远侧部分定位的一个或多个感测电极28和30。在图1所示的示例中，感测电极28和30通过除颤电极24彼此分离。换言之，感测电极28位于除颤电极24的远端，并且感测电极30位于除颤电极24的近端。ICD系统10可以经由一个或多个感测向量来感测心脏26的电活动，所述一个或多个感测向量包括电极28和30与ICD 14的外壳或罐电极15的组合。例如，ICD 14可以接收横穿电极28和30之间的感测向量、电极28和导电外壳或罐电极15之间的感测向量、电极30和导电外壳或罐电极15之间的感测向量、或者电极28、30和外壳或罐电极15的任何组合的皮下ECG信号。在一些情况下，ICD 14甚至可以使用包括除颤电极24的感测向量来感测心脏电信号。
ICD 14从上述用于检测快速性心律失常的一个或多个感测向量来接收心脏电信号。ICD 14可以响应于检测到VT或VF而经由除颤电极24递送一次或多次心脏复律或除颤电击。ICD 14还可以在起搏能力可用时在心脏复律或除颤电击之后提供起搏治疗，如抗心动过速起搏(ATP)和/或电击后起搏。
ICD 14包括外壳15，在本文中也被称为外壳电极或罐电极15，其形成保护ICD 14的内部电子部件的气密密封。外壳15可以由导电材料(如钛、钛合金或其他导电材料)形成以用作电极。外壳15可以用作“罐电极”，因为导电外壳或其一部分可以耦合到内部电路，以在感测或除颤电击递送期间用作无关电极或接地电极。
ICD 14还包括连接器组件17(也称为连接器块或头部)，其包括电馈通件，通过所述电馈通件在引线16内的电导体和包括在外壳15内的电子部件之间进行电连接。如本文将进一步详细描述的，外壳15可以封闭一个或多个处理器、存储器设备、发射器、接收器、传感器、感测电路、治疗电路以及其他适当的部件。
图1中所示的示例在本质上是说明性的，并且不应被认为是对本披露中描述的技术的限制。在其他示例中，ICD 14和一个或多个相关联的引线可以植入在其他位置。例如，ICD 14可以植入右胸部的皮下囊袋中。在所述示例中，除颤引线16可以从设备朝向胸骨22的胸骨柄皮下延伸，并且从胸骨的胸骨柄基本上平行于胸骨弯曲或转向并在下方皮下或胸骨后延伸。
本文披露的技术可以以包括一个或多个基于外壳的电极和/或一个或多个基于引线的电极的许多ICD和电极配置来实现，用于使得能够感测横穿一个或多个感测向量的ECG信号，并且用于向心脏26递送电刺激。IMD系统10是血管外IMD系统，因为引线16定位在血管、心脏26和心包38外部的血管外位置。应当理解，虽然ICD 14和引线16可以定位在患者12的皮肤和肌肉层之间，但是ICD 14和任何相关联的引线可以定位在患者的任何血管外位置，如在肌肉层之下，或者甚至在胸腔内。
外部设备40被显示为通过通信链路42与ICD 14进行遥测通信。外部设备40可以包括处理器52、显示器54、用户界面56和遥测单元58。处理器52控制外部设备的操作，并且处理从ICD 14接收的数据和信号。可以包括图形用户界面的显示器54向用户显示数据和其他信息，用于查看ICD操作和编程参数以及从ICD 14检索的ECG信号。用户界面56可以包括鼠标、触摸屏、键盘等，以使用户能够与外部设备40交互，以启动与ICD 14的遥测会话，用于从ICD 14检索数据和/或向ICD 14发送数据。遥测单元58被配置为用于与包括在ICD 14中的遥测模块进行双向通信，并且被配置为结合处理器52进行操作，用于经由通信链路42发送和接收与ICD功能相关的数据。
可以使用射频(RF)链路(如蓝牙、Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS))或其他RF带宽在ICD 14和外部设备40之间建立通信链路42。外部设备40可以呈现为在医院、诊所或医生办公室中使用的编程器，以从ICD 14检索数据并且对ICD 14中的操作参数和算法进行编程而用于控制ICD 14功能。例如，外部设备40可以用于编程ICD快速性心律失常检测参数，如VT和VF间隔区、VT和VF NID以及与ECG信号的形态分析有关的检测阈值。外部设备40也可以用于对治疗控制参数(如用于终止VT或VF的电击能量)进行编程。外部设备40可以可替代地被呈现为家庭监视器或手持设备。
本文所披露的心动过速的鉴别和治疗递送技术可用于血管外IMD系统，如图1所示的可能易受姿势引发的ECG形态变化的影响的系统10。由引线16承载并且位于皮下或胸骨后位置的感测电极28和30可能比附接到心脏或在心脏内的感测电极更易受姿势引发的心脏信号形态变化的影响。血管外IMD系统的侵入性较小，并且可以比包括经静脉或心外膜引线的系统更容易植入。然而，本文所披露的技术可以在包括经静脉心脏内引线和电极、心外膜电极或其他引线和电极系统的IMD系统的其他示例中实施。在美国专利号7,031,771(Brown等人)、美国专利号5,447,519(Peterson)以及美国专利号7,496,409(Greenhut等人)中总体上披露了在存在姿势引发的心脏信号形态变化的情况下可以实施本文所披露的技术而用于鉴别VT和SVT的其他IMD系统的示例。
图3是根据一个实施例的ICD 14的示意图。封闭在外壳15内的电子电路包括协作地监测一个或多个ECG信号、判定何时需要心律转复-除颤电击以及执行规定的心律转复-除颤治疗的软件、固件和硬件。在一些示例中，ICD 14可以耦合到承载电极(如电极24、28和30)的引线(如引线16)，定位成与患者的心脏有操作关系而用于递送心脏起搏脉冲，并且因此可以包括递送低电压起搏脉冲以及高电压冲击脉冲的能力。
ICD 14包括控制模块80、相关联的存储器82、治疗递送模块84、电感测模块86、遥测模块88以及心脏信号分析器90。电源98在需要时向ICD 14的电路(包括模块80、82、84、86、88、和90中的每一者)提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，如一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。
图3中示出的功能块表示可以包含在ICD 14中的功能，并且可以包含实现能够产生归属于本文的ICD 14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。例如，所述模块可以包括模拟电路，例如，放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。所述模块还可以包括数字电路，例如模数转换器、组合逻辑电路或时序逻辑电路、集成电路、处理器、ASIC、存储器设备等。
存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁的、或电的非瞬态计算机可读存储介质，比如，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。而且，存储器82可以包括存储指令的非临时性计算机可读存储介质，在由一个或多个处理电路执行这些指令时使控制模块80或其他ICD模块执行归属于ICD 14的各个功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上述列出的介质中的任何一种，其中唯一的例外是瞬态传播的信号。
此处可以将归属于所述模块的功能具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或其任何组合。将不同特征描绘为模块旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种模块必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块相关的功能可以由分开的硬件或软件部件来执行、或者集成在共同的硬件或软件部件中。例如，由心脏信号分析器90执行的用于判定对由ICD 14递送的治疗的需要的心律失常检测操作可以在执行存储在存储器82中的指令的控制模块80中实现。如本文使用的，术语“模块”指代专用集成电路(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、专用或群组)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适合部件。
控制模块80与治疗递送模块84、心脏信号分析器90以及电感测模块86通信，以便感测心脏电活动、检测心律、并且响应于感测到的信号而生成心脏治疗。治疗递送模块84和电感测模块86电耦合到由引线16(图1所示)和外壳电极15承载的可以用作公共电极或接地电极的电极24、28和30。
电感测模块86选择性地耦合到电极28、30和外壳电极15，以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可以另外选择性地耦合到电极24。感测模块86能够选择性地监测从可用电极24、28、30和15中选择的一个或多个感测向量。例如，感测模块86可以包括切换电路，所述切换电极用于选择电极24、28、30和外壳电极15中的哪一些被耦合以感测在感测模块86中所包括的放大器。切换电路可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测放大器耦合至所选电极的任何其他类型的切换设备。
在一些示例中，电感测模块86包括用于感测选自电极24、28、30和外壳电极15的多个ECG感测向量的多个感测通道。例如，可以选择电极28和30之间的感测向量用于感测一个通道上的第一ECG向量，并且至少一个附加感测向量可以在与外壳电极15成对的电极24、28和30之一之间选择并且在另一个感测通道上接收。每个感测通道可以被配置为放大和过滤所述ECG以改善用于感测心脏事件(例如R波)的信号质量。
感测模块86的每个感测通道包括用于接收横穿所选电极产生的ECG信号的感测放大器。所述感测放大器将感测事件信号传递到控制模块80和/或心脏信号分析器90。例如，当接收到的ECG信号跨越感测阈值(其在一些情况下可以是自动调整的感测阈值)时，R波感测信号可以被传递到心脏信号分析器90的快速性心律失常检测器94和定时电路92。
感测模块86可以包括用于向控制模块80和/或心脏信号分析器90提供数字ECG信号的模数转换器。在一个示例中，设有两个感测通道用于从电极28和30之间的第一感测向量以及从与外壳电极15配对的电极28或电极30中选择的第二感测向量来接收ECG。这两个ECG信号由感测模块86转换成多位数字信号，并提供给快速性心律失常检测器94，用于执行如本文所述的ECG形态分析。
心脏信号分析器90包括用于检测和鉴别SVT、VT和VF的快速性心律失常检测器94以及定时电路92。定时电路92可以包括用于测量时间间隔(如RR间隔)和设置时间窗口(如相对于R波感测信号的形态模板窗口或形态分析窗口)或用于执行心脏信号分析器90的其他定时相关功能的各种定时器和/或计数器。
由定时电路94使用从感测模块86接收的R波感测信号的定时来测量RR间隔。快速性心律失常检测器94可以计算由定时电路92测量的落入不同速率检测区中的RR间隔，用于确定心室速率或执行用于检测室性快速型心律失常的其他基于心率或基于间隔的评定。
快速性心律失常检测器94从心脏信号分析器90接收数字化的ECG信号，用于基于信号形态来检测快速性心律失常。在美国专利号5,354,316(Keimel)、美国专利号5,545,186(Olson等人)、美国专利号6,393,316(Gillberg等人)、美国专利号7,031,771(Brown等人)、美国专利号8,160,684(Ghanem等人)以及美国专利号8,437,842(Zhang等人)中总体上披露了可以由ICD 14执行的用于检测、鉴别和治疗快速性心律失常并且适于包含本文所描述的技术的算法的示例。
检测算法对于存在或不存在威胁生命的VT和VF是高度敏感和特异的。治疗递送模块84包括高电压(HV)治疗递送模块，其包括一个或多个HV输出电容器，并且在一些情况下，包括低电压治疗递送模块。当检测到恶性心动过速时，所述HV电容器通过HV充电电路被充电到预编程的电压电平。在检测到HV电容器已经达到递送所编程的冲击能量所需的电压的来自治疗递送模块84的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发所述HV电容器的放电。以这种方式，控制模块80控制治疗递送模块84的高电压输出电路的操作，以使用除颤电极24和外壳电极15递送高能量心律转复/除颤电击。定时电路92可以用于控制由治疗递送模块84递送的R波同步冲击脉冲。
应当注意的是，所实现的心律失常检测算法不仅可以利用ECG信号分析法，而且还可以利用补充传感器96，如血压、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等，以便由控制模块80促进判定是施加治疗还是停止治疗。
在控制模块80(包括存储器82、心脏信号分析器90以及所存储的检测标准和可以经由遥测模块88编程到存储器82中的其他控制参数)中协作地执行本文所描述的VT检测算法的执行中的某些步骤。可以在快速性心律失常检测器94中根据从感测模块86输出的R波感测事件信号之间的时间间隔来确定VT或VF的初始检测。在一些示例中，通过在进行初始的基于RR间隔的VT检测之后对所感测的(多个)ECG信号的形态的分析，由快速性心律失常检测器94执行VT和SVT的鉴别。从感测模块86的一个或多个感测通道接收的数字ECG信号可以存储在存储器82中。快速性心律失常检测器94采用与形态分析结合的存储在存储器82中的数字化ECG信号。
如下所述，在稳定的心律(稳定的速率和形态)期间采集数字化的ECG信号，并由心脏信号分析器90使用以产生用于每个可用感测向量(例如分别在电极28和30之间、在电极28和外壳电极15之间以及在电极30和外壳电极15之间的三个向量)的形态模板。为多种患者姿势生成用于每个感测向量的形态模板。
由快速性心律失常检测器94执行的形态分析包括将使用在未知心律期间选择的感测向量感测到的一个或多个ECG信号与存储在存储器82中的用于相应感测向量的形态模板进行比较。如上所述，可以使用响应于一个或多个所选的ECG信号而产生的R波感测信号，根据基于心率的RR间期检测标准，将所述未知心律初步检测为VT。在共同转让的美国专利号7,904,153(Greenhut等人)中总体上披露了感测和处理皮下ECG信号的一些方面。
对于每个可用感测向量，为至少两种不同的患者姿势(例如坐着和躺着)生成形态模板。形态模板可以是从预定数量的心动周期获得的总体平均波形。可以相对于由电感测模块86产生的R波感测信号来限定模板窗口。可以在多个模板窗口上对ECG信号求总体平均值，以获得用于给定的感测向量和患者姿势的波形模板。形态模板可以定期更新。可以在美国专利号6,745,068(Koyrakh等人)、美国专利号7,706,869(Cao等人)以及美国专利号8,428,697(Zhang等人)中总体上披露了用于生成和更新形态模板以及由ICD 14执行模板比较的方法。
使用所存储的模板，通过快速性心律失常检测器94执行形态分析，基于感测模块86在未知心律期间接收的ECG信号与在已知窦性心律期间由心脏信号分析器90生成并存储在存储器82中的模板之间的比较来判定是否满足形态匹配标准。许多标准可以用于确定未知节律期间的ECG信号与在窦性节律期间获得的模板之间的相似性或相关性。在一个示例中，判定是否满足形态匹配标准包括判定形态匹配分数或形态相似性的其他度量。形态特征的示例是波形区域，并且形态匹配度量的对应示例可以是未知心律期间从所选择的感测向量接收的ECG信号与针对所选择的感测向量所存储的波形区域之间的波形面积差。标准化面积波形差通常可以是如于2013年3月14日提交的美国专利申请号13/826,097(Zhang等人)所披露的。所述形态匹配标准可能需要波形面积差在预定百分比差内。
在美国专利号6,393,316(Gillberg等人)中总体上披露的小波变换方法是可以在本文披露的VT/SVT检测和鉴别技术中实施的形态匹配方法的另一个示例。其他形态匹配方法可以由快速性心律失常检测器94实施，其比较ECG信号的波形、振幅、斜率、时间拐点、峰值数量或其他特征，特别是ECG信号的R波或QRS部分。如本文所述，快速性心律失常检测器94分析姿势相关ECG模板，用于识别所述模板的姿势无关特征。从由快速性心律失常检测器94使用的用于鉴别VT与SVT的姿势无关特征中选择SVT鉴别特征。
横穿所选感测向量接收的ECG形态可以随着患者姿势的变化而改变。将未知快节律期间的ECG形态与在窦性心律期间获得的形态学模板进行比较的操作可能由于由患者姿势的变化引起的ECG形态的变化而导致低形态匹配分数。其为窦性心动过速的快节律可能被错误地检测为可电击VT，从而导致不必要的冲击疗法。
通过获得针对每个可用感测向量为不同的患者姿势生成的多个形态模板并且识别那些模板的姿势无关特征，那些姿势无关特征可以存储在存储器82中，并且与响应于由心脏信号分析器90基于心脏间期或其他检测标准而进行的VT检测的未知节律期间的ECG信号特征相比较。如下所述，在未知节律期间使用所选感测向量从感测模块86接收的数字化ECG信号与存储的姿势无关模板特征进行比较，而无需使用姿势传感器来确定患者的在未知节律期间的实际姿势。在其他实施例中，传感器96可以包括多维加速度计，用于检测患者姿势的变化而用于最初生成从其中提取姿势无关特征的用于不同患者姿势的模板。在美国专利号5,593,431(Sheldon)中总体上披露了可以用于检测患者姿势的多轴加速度计。
遥测模块88包括用于使用RF通信与外部设备40(图1所示)通信的收发器和天线。在控制模块80的控制下，遥测模块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。与VT或VF的检测和心脏复律或除颤电击的递送相关的ECG发作数据可以存储在存储器82中。在接收到询问命令时，存储的情节数据由遥测模块88发送到外部设备40。临床医生对发作数据的检查有助于诊断和预测患者的心脏状态和治疗管理决策，包括选择可编程VT/VF检测和治疗递送控制参数。
图4是由ICD 14执行的用于生成形态模板并提取用于检测和分类VT和SVT的姿势无关鉴别特征的方法的流程图200。在框202，检测目标患者姿势。在稳定的心律期间针对多种患者姿势存储ECG形态模板。在一个示例中，为至少四种患者姿势(包括坐(或站立，但通常是直立的)、仰卧、右侧躺卧和左侧躺卧)中的每一者生成ECG模板。可以使用其他姿势，例如向前弯、斜坐、俯卧等。可以使用任何所需数量和姿势的组合。可以通过外部设备显示器54(图1所示)自动地或由临床医生指导患者采取第一种所需的姿势。可以通过用户与外部设备40的交互来将通知发送到ICD 14，以指示患者已经采取了用于生成模板的所需姿势之一。在框202，响应于接收到所发送的通知，ICD 14检测到患者处于用于模板生成的目标姿势。
可替代地，ICD 14可以使用包含在传感器96中的姿势传感器来自动检测目标患者姿势(图3)。姿势传感器信号可以由ICD控制模块80使用以检测从患者姿势到新姿势的改变。控制模块80可以判定是否已经生成模板并将其存储在用于新姿势的存储器82中。如果不是，则在框202，控制模块80将新姿势检测为目标姿势，并且由心脏信号分析器90启动模板生成。
在响应于检测到目标患者姿势而生成模板之前，在框204，ICD 14可以首先使用一个或多个可用感测向量来验证心律是稳定的。稳定的心律可以是窦性心律或其他室上性节律，其被证实在所需数量的心动周期上具有稳定的心率和/或在所需数量的心动周期上具有稳定的ECG形态。当心房起搏可用时，稳定的心律可以是正常窦性心律、窦性心动过速或心房起搏节律。在一些示例中，可以以多于一个窦性心率生成用于每个目标姿势的模板，因为窦性心率的变化有时可以改变ECG形态。
在框206，可以生成用于每个可用感测向量的形态模板，同时患者保持为目标姿势。例如，第一姿势可以是坐位。ICD 14可以生成用于电极28和30之间的感测向量、电极28和外壳电极15之间的感测向量以及电极30和外壳电极15之间的感测向量的形态模板，同时患者保持在坐位。对于用于第一姿势的三个感测向量中的每一者存储所述形态模板。ICD 14可以将指示给定姿势生成模板已完成的通知发送回外部设备40，使得生成模板的过程可以进行到下一种姿势。
如果患者运动或ECG噪声伪影的其他潜在来源在模板生成期间发生，则用户可以有机会拒绝所生成的模板。在一些示例中，ICD 14可以将所生成的模板发送给所述编程器以供临床医生显示和接受。
然后可以要求患者采取第二姿势，例如仰卧位。所述用户可以与外部设备40交互以传送使ICD 14基于所述通知信号来检测下一种患者姿势并开始为所述第二姿势的生成ECG模板的通知。针对所需数量的患者姿势重复基于来自编程器的通知信号检测患者已经采取患者姿势、验证稳定心律并且为每个可用感测向量生成形态模板的过程，直到已经针对每个感测向量获得了用于所有姿势的模板。如上所述，ICD可以自动检测不同的患者姿势，并且在检测到新的姿势时生成模板，直到用于每个可用ECG感测向量的所需数量的姿势中的每一者都生成了完整的模板集。
在框206，用于生成模板的方法可以在示例之间变化。在一个示例中，各模板可以表示已经在模板窗口上对齐并且被平均化以获得被存储为模板的平均心动周期波形的一系列心动周期。最初对于每个可用感测向量而针对所需数量的不同患者姿势(例如至少两种不同的姿势，如坐着和躺着)生成并存储形态模板集。在一个示例中，为至少四种不同的姿势(例如，坐着、站立、仰卧、俯卧、右侧躺卧、左侧躺卧、向前弯曲以及斜躺等等)生成模板。
所述实际患者姿势不一定与每个形态模板一起存储，并且甚至对于ICD 14是未知的。所生成的模板可以存储在ICD存储器82中，具有对应于横穿不同感测向量的相似姿势的标记或编号。这种标记或编号对于在生成模板期间是何种实际患者姿势可以是非描述性的或是非标识的。在其他示例中，标记或编号可以是描述性的或与实际患者姿势相关联，例如基于从外部设备40接收的通知信号或基于姿势传感器。
当姿势传感器用于检测用于模板生成的目标患者姿势时，可以确定或不能确定实际的患者姿势，例如坐、仰卧、俯卧或侧躺。姿势变化的检测可能足以触发模板生成。对于每个感测向量，生成的模板可以被标记为姿势1、姿势2、姿势3等，使得可以识别针对普通患者姿势生成的模板，而无需知道实际患者姿势是什么。
在框210和212，一旦对于确定的每个可用感测向量而为所需数量的患者姿势中的每一者存储了模板，则在框208，将为给定向量的不同姿势生成的模板彼此进行比较。用于每个感测向量的所生成的模板集表示了用于给定感测向量的ECG形态的姿势相关性。这种姿势相关性可以在感测向量之间和患者之间变化。在一些情况下，姿势相关性可能较高，而在其他情况下，姿势相关性可能较低或不存在。将通过模板特征的提取和比较来确定给定ECG感测向量的姿势相关性。
在框210，确定和比较所述模板的各种特征，以识别针对给定感测向量的在姿势相关模板之间基本相等或相同的模板形态特征。从针对各感测向量的为各种姿势所存储的各模板中提取模板特征集。所述特征集可以包括但不限于波形面积、Q波振幅、Q波信号宽度、Q波斜率、R波振幅、R波信号宽度、R波斜率、T波振幅、T波斜率、T波信号宽度、R波到Q波振幅比、R波到T波振幅比、R-T时间间隔、R波极性、频率组成、峰值数量、最大峰值振幅时间、最大和最小峰值之间的时间、最大正斜率的时间、最大负斜率的时间、相对于最大振幅峰值的峰值的振幅和/或极性、QRS复合波的质心的时机、一系列振幅阈值相交的时间模式、一系列斜率阈值相交的时间模式、使用小波变换生成的模板小波系数等。
在框212，对于给定的感测向量，在姿势相关模板上比较类似的模板特征。针对给定的感测向量存储在姿势相关模板之间基本上相等的模板特征，并且在本文中称为“姿势无关特征”。在框212，通过比较分析从模板特征的总集中提取这些姿势无关特征。例如，可以从每个姿势相关模板中确定10个不同模板特征的初始集合。将这十个模板特征中的每一者与从针对同一感测向量存储的其他姿势相关模板中的每一者中确定的类似模板特征进行比较。
如果给定模板特征在给定ECG感测向量的模板之间的变化不超过姿势无关阈值，则此特征被识别为所述感测向量的姿势无关特征。例如，如果给定模板特征的变化不超过10％或用于确定相同感测向量的模板特征之间的姿势相关的另一个预限定阈值，则在框212提取此模板特征作为此感测向量的姿势无关特征。作为另一个示例，可以在心动周期之间比较在相同姿势期间从多个心动周期提取的特征。相同姿势的心动周期之间的特征的范围或百分比变化被确定为姿势内范围或姿势内百分比变化。还在姿势相关模板之间确定给定特征的姿势间距离或姿势间百分比变化。如果特征的姿势内范围或百分比变化近似等于姿势间距离或百分比变化，则所述特征是姿势无关。为了说明，给定特征可在相同姿势期间的心动周期之间变化约5％。姿势之间的相同特征可以变化约5％。由于所述特征具有与姿势内变化性相同的姿势间变化性，因此将所述特征识别为姿势无关特征。
判定来自一个模板的特征是否基本上等于来自另一个模板的特征的操作可以包括：确定相应的特征，判定所述特征的差异或比率，以及将所述特征的差异或比率与姿势无关阈值进行比较。在一些实施例中，模板采样点振幅可以被归一化(例如通过给定模板内的最大振幅)，并且可以从归一化模板中确定特征。姿势无关阈值可以基于被确定和比较的形态学特征的类型被限定为百分比、差异、范围或其他值。
在框214，对提取用于每个可用感测向量的姿势无关特征进行存储。应当认识到，在一些情况下，可用感测向量可以具有变化的姿势相关。这样，可以针对每个可用感测向量提取和存储不同的姿势无关特征集。针对一个感测向量的姿势无关特征集可以具有与针对另一个感测向量存储的姿势无关特征集数量不同和/或特征不同的所存储的特征。
在一些示例中，对于每个感测向量可能需要最少数量的姿势无关特征。如果没有发现感测向量具有至少最小数量的姿势无关特征，则可以从在VT/SVT检测和鉴别期间可以选择用于形态分析的可用感测向量中排除此感测向量。所排除的向量被确定为是高度姿势相关的，这样可以导致由于在室上性节律期间由ECG信号中的姿势诱导的变化而引起的低形态匹配分数的错误所造成的VT检测。
旦针对每个可用感测向量存储了姿势无关特征集，则所存储的特征集可用于在框216的VT/SVT检测和鉴别算法中使用，如以下结合图5所描述的。从存储器82检索所存储的姿势无关特征集而用于由快速性心律失常检测器94执行的心动过速鉴别算法。
流程图200所示的过程的一些或全部可以周期性地重复以更新所存储的姿势无关特征集。例如，在框218，控制模块80可以确定是时候更新一个或多个姿势无关特征集。控制模块80可以确定是时候按照预定日程(例如每天一次、每周一次、每月一次或其他期望的频率)更新模板特征值。
控制模块可以附加地或替代地确定是时候响应于将所述特征值与稳定的室上性节律期间的类似的ECG特征进行比较而更新所存储的特征值。例如，每天一次或按照预定日程的方式，可以将所存储的特征值与一个或多个心动周期的相应感测向量的ECG信号进行比较。由于所述特征是姿势无关的，因此不需要确定所述比较期间的患者的姿势。如果在稳定的室上性节律期间的ECG信号仍然与预定更新标准内的相同感测向量的存储特征匹配，则不更新所述特征。在框216，快速性心律失常检测器94继续使用当前存储的特征。如果在稳定的室上性节律期间的ECG信号与基于预定更新标准的所存储的姿势无关模板特征值不匹配，则控制模块80确定是时候进行更新。
如果控制模块80确定是时候更新所存储的模板特征(在框218)，则在框220，心脏信号分析器90验证所述心律是稳定的室上性节律。在框222，针对一个或所有可用感测向量重新确定所存储的模板特征的新值，而没有确定患者的姿势，因为所述特征已经被识别为是姿势无关的。在框224，针对每个感测向量的每个姿势无关特征存储重新确定的值。应当认识到，不是所有可用感测向量需要同时更新，并且在框224可以在每次更新期间针对一些可用感测向量存储更新的特征，但是不是为所有的可用感测向量存储更新的特征。
在框222处的周期性更新可以包括获得针对给定感测向量所存储的姿势无关模板特征的新值，而不重新确定哪个模板特征对于此感测向量是姿势无关的。可以假设在框212处首先被识别为对于给定感测向量而言是姿势无关的特征将保持独立。只有所述姿势无关特征的值需要更新。
在其他情况下，可以针对姿势相关而周期性地重新评估所述特征集。因此，在一些示例中，可以在步骤202开始重复图4所示的过程，用于更新针对给定感测向量所存储的姿势无关模板特征集。可以在框206针对要被更新的每个感测向量而为多种患者姿势生成模板。可以在框210从新生成的模板重新确定先前识别的姿势无关特征的变化或范围，以验证每个特征保持姿势无关，而不需要确定和比较更大数量的模板特征。可替代地，在框210a确定较大的姿势无关特征集，在框212从姿势无关特征集提取新的姿势无关模板特征集。在一些情况下，所述的姿势无关特征集的成员可以随时间改变。
图5是根据一个示例的用于鉴别VT和SVT的方法的流程图300。在框302，在一个或多个所选感测向量上接收ECG信号。参考图1的示例，ECG1可以是在感测电极28和30之间的向量上接收的ECG信号。ECG2可以是在电极28和外壳电极15之间的向量上接收的ECG信号，并且ECG3可以是在电极30和外壳电极15之间的向量上接收的ECG信号。ICD 14可以配置有至少两个感测通道，并且可以选择三个可用感测向量中的两个，如ECG1、ECG2和ECG3中的两个。在其他示例中，可以从一个或多个可用感测向量中选择一个或多个ECG感测向量。
在一些示例中，最初基于心率来检测VT。R波感测信号由所述ICD感测模块响应于至少一个或所有所选择的ECG信号的R波感测阈值相交而产生。由心脏信号分析器90响应于R波感测信号来确定RR间隔。在框304，RR间隔用于根据基于心率或基于间隔的VT检测标准来检测VT。例如，可以基于落入编程的VT间隔范围中的检测间隔(NID)的所需数量来检测VT。为了说明，VT检测间隔范围可以包括小于或等于360ms并且大于320ms的RR间隔。心室纤颤检测间隔(FDI)范围可以限定为小于或等于320ms的RR间隔。VT NID可以被设置为12个连续间隔、24个连续间隔或另一个所需数量的VT检测间隔。如果所需数量的连续RR间隔处于VT检测间隔范围内，则可以进行初步VT检测。
在其他示例中，初级VT检测标准可以包括：与心脏时间间隔、间隔模式和/或形态有关的相关规则的优先化集合；发病率；稳定性；和/或大体形态检测标准或其任何组合。在上述结合的专利中，如在美国专利号5,545,186(Olson等人)、7,031,771(Brown等人)、8,160,684(Ghanem等人)以及8,437,842(Zhang等人)中，披露了可以在框304用作初级检测标准的VT检测标准的各种示例。
如果基于RR间隔或其他主要检测标准进行VT检测，则在框304，在确认VT节律分类和递送VT治疗之前在框306至310执行具有姿势无关模板特征的未知节奏的比较形态分析。执行形态分析以判定在未知节律期间接收的(多个)ECG信号的形态是否与为对应的(多个)ECG感测向量所存储的姿势无关模板特征相匹配。
为了进行这种比较，所述心脏信号分析器确定针对给定的感测向量已经存储了哪些姿势无关特征。然后在未知节奏期间在框306处从所述ECG信号来确定那些特征，其已经基于RR间隔或其他主要检测标准而被预先检测为VT。可以从用于执行逐个心跳的特征的比较的一个或多个心跳上的单个心动周期来确定所述特征。可替代地，在未知节律期间的一个或多个心动周期可以在形态分析窗口内对齐并且求整体平均值。然后在框308从平均的心动周期来确定ECG特征。
如果正在监视多于一个ECG信号，则从每个相应的ECG信号确定针对每个感测向量所存储的姿势无关特征。不需要确定实际的患者姿势，因为所确定的特征已经被识别为姿势无关特征。
在框308，将在未知节律期间从(多个)ECG信号确定的所述特征与针对每个相应的感测向量的所存储的姿势无关模板特征进行比较。如果在未知节律期间从ECG信号的单个心动周期提取特征，则可以进行逐个心跳的比较。在一个示例中，如果m个心跳中的至少n个心跳的特征(例如5个心跳中的3个)与类似的姿势无关模板特征匹配，则确定此特征与所述模板特征匹配。可替代地，将在未知心律期间从整体平均信号提取的特征与类似的姿势无关模板特征进行比较。用于确定未知心律和所存储的模板特征之间的相似性的单独心跳特征或者整体平均心动周期信号之间的比较的操作可以包括将每个特征的形态匹配度量确定为百分比、符号变化、数字差异、比率或其他用于每个姿势独立特征的比较参数。
未知节律期间的给定特征的形态匹配度量可以被确定为所述特征和所述模板特征之间的差，表示为所存储的模板特征的百分比。例如，R波宽度量可以被确定为((1-R波宽度差)/模板R波宽度)*100，其中R波宽度差是未知的单个心跳或平均心动周期的R波宽度与模板R波宽度之间的绝对差。如果R波宽度量至少为90％，则未知节律期间的心脏信号的R波宽度与R波宽度模板特征匹配。
在另一个示例中，归一化波形面积差(NWAD)可被确定为((1-AD)/模板WA)*100，其中AD是未知节律期间的归一化ECG信号波形与归一化模板波形之间的绝对面积差。模板WA(波形面积)是归一化模板波形的面积。波形可以通过波形的最大采样点振幅来归一化。如果NWAD至少为90％(或其他阈值百分比)，则未知信号的WA与模板的WA匹配。
一旦已经确定了每个ECG感测向量的每个姿势无关特征的形态匹配度量，则在框310将总体形态匹配标准应用于形态匹配度量。在一些示例中，基于针对此感测向量的每个姿势无关特征所确定的形态匹配度量，首先将未知节律期间的每个ECG向量信号分类为SVT或VT。可以将每个形态匹配度量与匹配阈值进行比较，以判定单独ECG特征的单独形态匹配度量是否与姿势无关特征匹配。被限定为应用于不同姿势无关特征比较的形态匹配阈值的实际值可以在实施例之间变化，并且将基于被比较的信号特征的类型。不同的形态匹配标准可以应用于不同的姿势无关特征。例如，可能需要一些特征以比其他特征更接近地匹配姿势无关模板特征。
如果在未知节律期间的ECG信号特征的所需数量与基于每个相应特征的形态匹配标准的此感测向量的姿势无关模板特征相匹配，则可以将未知节律期间的ECG向量信号分类为SVT。应用于单个向量的形态学匹配标准可能需要至少一个特征处于类似的姿势无关模板特征的预定范围或百分比(例如10％或其它预定百分比阈值)内。为了说明，如果所存储的姿势无关特征之一是QRS信号宽度并且模板QRS信号宽度是120ms，则未知节律期间的ECG信号可能需要在10ms内或在模板QRS信号宽度的10％内。
如果针对给定感测向量存储了n个姿势无关模板特征，则可能需要n个姿势无关模板特征中的至少一个来基于各个特征的匹配标准来匹配未知节奏期间的类似ECG信号特征而以便将此感测向量分类为SVT。在另一个示例中，可能需要大部分所存储的姿势无关模板特征(例如所存储的姿势无关模板特征中的两个或三个)来匹配相应匹配标准内的类似ECG信号特征，以便将感测向量信号分类为SVT。在一些情况下，可能需要从一个感测向量确定的所有特征来匹配针对此感测向量的相应的匹配准则内的所有类似的姿势无关模板特征，以便在未知节律期间将所述感测向量信号分类为SVT。如果没有ECG信号特征或少于阈值数量的ECG信号特征，则基于针对每个特征所限定的或针对特征的组合所限定的匹配标准来匹配类似的姿势无关模板特征，将感测向量分类为VT。
一旦每个感测向量都被分类为SVT或VT，则在框316或框312进行总体SVT或VT检测。在一个示例中，SVT检测标准要求在框316处至少一个感测向量产生SVT分类。在框310处应用的形态匹配标准在本文中也称为“SVT检测标准”，因为匹配将指示所述节律的起源是室上性。
在其他示例中，在框310处应用的SVT检测标准可以包括针对来自多个ECG向量的特征而确定的形态匹配结果的不同逻辑组合，而不在未知节律期间对单独ECG感测向量进行分类。例如，如果来自一个感测向量的至少一个信号特征与对应的姿势无关模板特征匹配并且来自另一个感测向量的至少一个ECG信号特征与对应的姿势无关模板特征匹配，或者如果来自相同感测向量的至少两个ECG信号特征与对应的姿势无关模板特征匹配，则可在框316检测SVT。换言之，如果来自每个感测向量的ECG信号与第一阈值数量(例如各一个)的模板特征相匹配，或者如果仅感测向量的ECG信号匹配较高的第二阈值数量(例如至少两个)的模板特征，则检测SVT。在针对两个感测向量中的每一者存储三个姿势无关特征的示例中，这个判定步骤可以逻辑地表示为：
如果ECG1特征1、2或3之一匹配，并且ECG2特征1、2或3之一匹配，则
THEN SVT；
或
如果ECG1的特征1、2和3中的两个匹配，或者ECG2特征1、2和3中的两个匹配，则
THEN SVT；
ELSE VT。
应当认识到，可以设想许多基于与一个或多个ECG感测向量的姿势无关特征比较的不同组合的SVT检测标准。
如果在框316检测到SVT，则不递送VT治疗。具体地，如框318所示，停止电击疗法，因为SVT被认为是不用治疗的节律。通过返回到框302，ECG监测继续。如果在框310不满足SVT检测标准，则在框312确认在框304进行的初步VT检测。在框314，ICD 14递送治疗以治疗VT。可以递送心脏复律/除颤电击。在包含起搏能力的IMD系统中，可以在递送电击治疗之前递送ATP。
在框310基于姿势无关特征比较而应用的SVT检测标准被描述为仅在基于主要VT检测标准(如基于RR间隔的标准)进行初步VT检测之后才应用的次要VT/SVT检测标准。在其他示例中，应用于未知节律期间的ECG信号与姿势无关模板特征之间的比较的形态匹配标准可以是在具有或不具有其他主要和/或次要检测标准的情况下使用的主要VT检测标准。
图6是描绘SVT分类区域410的姿势无关特征的多维图400。曲线400描绘了可以由心脏信号分析器90执行的用于在未知心律期间将ECG感测向量分类为SVT或VT的替代方法。在说明性示例中，可以针对给定ECG感测向量从每个姿势相关模板提取多个特征，例如所述姿势相关模板的八个、十个或更多个特征。在对所述特征进行比较之后，识别感测向量的姿势无关特征集。这种处理对应于图4所示的流程图200。所得到的姿势无关特征集可以在被识别为姿势无关特征的数量上改变。在图6所示的示例中，一组三个特征被识别为用于给定ECG感测向量的姿势无关特征。这三个特征可以在三维图400中可视化，其中，沿x轴402绘制特征1，沿y轴404绘制特征2，并且沿z轴406绘制特征3。
点“X”408指示三个姿势无关特征(特征1、特征2和特征3)的模板值的位置，被确定针对给定感测向量的曲线400的三维空间中的x、y和z坐标。例如，特征1可以是R波宽度，特征2可以是Q波宽度，特征3可以是最大正R波斜率的时间。应当认识到，给定ECG感测向量的姿势无关特征的图可以是1维、2维、3维或任何n维图，其中“n”是针对给定的ECG感测向量所识别的姿势无关特征的数量。
SVT分类区域410由每个相应特征1、特征2和特征3的形态匹配阈值范围412、414和416限定。形态匹配阈值范围可以表示给定特征的值的范围，其在所述模板特征值的±5％、±10％或其他可接受范围内。在未知节律期间的六个单独心动周期由点1-6 420(圆圈符号)表示。在未知节律期间的心动周期1至6已被逐个心跳地分析以确定每个周期的特征1、特征2和特征3的值。所述心动周期特征值由所绘制的心动周期点1-6 420中的每一者来表示。换言之，每个心动周期的特征由三维空间中的点1-6 420的x，y和z坐标来表示。
心动周期2、4、5和6落在SVT分类区域410内，并且表示具有基于形态匹配阈值范围412、414和416与三个类似姿势无关模板特征匹配的形态特征的心动周期。心动周期2、4、5和6被分类为SVT周期。心动周期1和3落在SVT分类区域410之外，并且表示不与所述姿势无关模板特征匹配的心动周期。心动周期1和3被分类为VT周期。在一个示例中，如果m个周期中的n个被分类为SVT点，因为它们落在SVT分类区域410内，例如，如果六个心动周期点中的四个落入如图所示的SVT分类区域410内，则被分析的感测向量的ECG信号被分类为SVT。如果m个心动周期的小于n个落入SVT分类区域410内，则ECG感测向量被分类为VT。在其他示例中，如果至少连续心动周期的阈值数量被分类为VT，即所有心动周期点落在SVT分类区域410之外，则ECG感测向量被分类为VT。在一些情况下，可能需要12、24或另一数量的连续心动周期点落在SVT分类区域410之外，以便将在未知节律期间的ECG感测向量信号分类为VT信号。
如果仅使用一个ECG感测向量，则基于所述感测向量的SVT或VT分类，将所述未知节律检测为SVT或VT。如果正在使用多于一个ECG感测向量，则如果在未知节律期间至少一个感测向量被分类为SVT，则检测SVT。
在其他示例中，将未知节律期间的整体平均心动周期与所述姿势无关模板特征进行比较。在这种情况下，单个点(例如点1)可以被确定为其x坐标、y坐标、z坐标设置等于从每个对应的特征1、特征2和特征3的平均心动周期所确定的值。如果点1落在SVT分类区域410之外，如图所示，则在未知节律期间将所述ECG感测向量信号分类为VT。如果表示平均心动周期的姿势无关特征的单个点落在SVT分类区域410内，则在未知节律期间将ECG感测向量信号分类为SVT。
图6所描绘的SVT分类区域410的立体形状是所述姿势无关特征的可接受值彼此独立的情况。还认识到，图6的SVT分类区域410的形状可以采取这样的形式，其中所述特征的可接受值是相互依赖的，导致球形、椭圆形或其他形状，并且不限于基于三个姿势无关特征的3个维度。
在一些情况下，应用于从未知节律期间的ECG信号确定的特征集的形态匹配阈值可以被限定为距图400的n维空间中的模板点408的最大距离。可以基于数学关系来确定未知心脏信号的点1和模板点408之间的n维空间中的距离422。将距离422与形态匹配距离阈值进行比较。如果距离422大于形态匹配阈值，则点1被分类为VT点。如果距离422小于所述形态匹配阈值，则所述点被分类为SVT点。如果所述点表示未知节律的多个心动周期的整体平均值，则根据所述点的分类对所述ECG感测向量信号进行分类。可替代地，如果在逐个心跳的分析中对多个点进行分类，则基于所需数量的点位于形态匹配距离阈值内(或大于形态匹配距离阈值)来对所述ECG感测向量信号进行分类。例如，如果连续确定的点的阈值数量大于距模板特征点408的阈值距离，则所述感测向量被分类为VT。最终的VT或SVT检测基于未知节律期间的一个或多个ECG感测向量信号的分类。
图7是根据另一个示例的用于执行VT检测的方法的流程图500。在框502，针对每个可用感测向量生成了一组姿势无关模板特征，例如，如结合图4所描述的。在一些患者中，ECG信号可以是姿势无关的，并且在其他患者中，姿势的变化改变了所述ECG信号。在呈现姿势无关的患者中，针对一种姿势确定的模板特征集与针对给定感测向量的所有姿势的模板特征集匹配。如果所有ECG感测向量都是姿势无关的，如在框504确定的，则心脏信号分析器90可以执行VT检测，而不执行ECG信号特征与姿势无关模板特征的比较，如框506所示。例如，可以使用基于任何基于间隔和/或基于形态的检测标准而没有确定所述ECG信号的姿势无关特征或者将这些特征与所存储的姿势无关模板特征进行比较。
如果所有向量都不是姿势无关的(框504)，则在框508，为所述感测向量中的每一者存储姿势无关特征集。由ICD 14执行的VT检测算法将包括与姿势无关模板特征(针对至少一些ECG感测向量)的比较。
在框510，选择ECG感测向量用于VT检测。可以选择一个或多个向量。向量选择可以至少部分地基于每个可用向量的姿势相关。在一些情况下，单个向量可以是高度姿势相关的，使得所有特征或大多数特征都是姿势相关的(没有模板特征或少数模板特征被存储为姿势无关特征)。其他向量可以是姿势相关相对较少的，其中存储相对较大数量的姿势无关特征。因此，框510的向量选择可以包括基于所存储的姿势无关特征的数量来选择呈现最高姿势相关的一个或多个向量。可以在存储具有较低数量的姿势无关特征的向量之前选择具有较高数量的姿势无关特征的向量。所存储的姿势无关特征的全部或子集实际上可用于与未知节律期间的ECG信号特征进行比较。姿势无关可以是用于在其他选择标准(如信噪比或其他信号质量参数要求)之中的ECG感测向量选择的一个标准。
在框512，基于主要检测标准(例如基于RR间隔、RR间隔稳定性、心率开始和/或总形态)来检测VT。在一些情况下，在框512处用于主要VT检测的(多个)ECG信号可以与在框510处为姿势无关模板特征比较所选择的(多个)ECG信号相同或不同。
响应于初步VT检测，在框510，从所选择的每个感测向量确定类似于对应的感测向量的所存储的姿势无关模板特征的ECG信号特征。如上所述，可以使用所存储的姿势无关模板特征的全部或子集。基于ECG信号特征与对应的姿势无关模板特征的比较分析，例如，如结合图5或图6所描述的，在框514，每个所选ECG信号向量被分类为SVT或VT节律。
如果至少一个ECG感测向量被分类为SVT，如在框516所确定的，则在框518将所述未知节律检测为SVT。在另一个示例中，SVT检测标准可以要求所有选择的ECG感测向量被分类为SVT。如果所选择的ECG感测向量中没有一个被分类为SVT，则在框520处确认在框512处的初步VT检测。
因此，在前面的描述中已经参照具体实施例给出了用于检测和鉴别VT和SVT的方法和设备。在其他示例中，本文描述的各种方法可以包括以与本文所示出和描述的说明性示例不同的顺序或组合执行的步骤。应当理解的是，可以在不脱离本披露和以下权利要求书的范围的情况下对参考实施例做出各种修改。