CN107072581A - 电刺激脉冲递送之后的心脏事件感测以及心律检测的恢复 - Google Patents

Abstract

一种医疗设备，该医疗设备被配置成将电刺激脉冲递送到患者的心脏、在递送电刺激脉冲之前确定刺激前心脏事件振幅并响应于电刺激脉冲递送根据第一刺激后衰减序列来调整心脏事件感测阈值。由医疗设备的感测模块根据第一组感测控制参数来控制第一刺激后衰减序列，该第一组感测控制参数包括基于刺激前心脏事件振幅的至少一个感测控制参数。

Description

电刺激脉冲递送之后的心脏事件感测以及心律检测的恢复

技术领域

本公开一般涉及可植入医疗设备，并具体地涉及用于在将电刺激脉冲递送到患者的心脏之后感测心脏信号并检测心律的方法与装置。

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)已经临床植入或提出用于临床植入患者体内。一些IMD可采用携载刺激电极、感测电极、和/或其它传感器的一根或多根细长电引线。IMD可向各种器官、神经、肌肉或组织(诸如，心脏、大脑、胃、脊髓、盆骨底等等)递送治疗或监测它们的状况。可植入医疗引线可配置成允许电极或其它传感器被放置在期望位置处以用于递送电刺激或感测生理状况。例如，各电极或传感器可被携载在引线的远端部分处。引线的近端部分可耦合到植入医疗设备外壳，该可植入医疗设备外壳可包含诸如信号生成电路和/或感测电路之类的电路。

诸如心脏起搏器或可植入复律-去纤颤器(ICD)之类的一些IMD经由通过一根或多根可植入引线携载的电极将治疗性电刺激提供给患者的心脏或监测患者的心脏。该引线可以是经静脉的，例如通过一个或多个静脉植入到心脏中。其他引线可以是植入在心脏外的非经静脉的引线，例如心外膜地、心包地、或皮下地植入。在任一情况下，由IMD提供的电刺激可包括诸如起搏脉冲、心脏复律电击或除颤电击之类的信号以解决诸如心动过缓、心动过速或纤颤之类的异常心律。

在一些情况下，IMD感测代表心脏的固有去极化的信号并分析所感测的信号以标识正常或异常的心律。在检测到异常心律时，该设备可递送合适的电刺激信号或多个电刺激信号以恢复或维持更正常的心律。例如，IMD可在检测到心动过速或心动过缓时向心脏递送起搏脉冲，并且在检测到心动过速或纤颤时向心脏递送复律或除颤电击。

发明内容

一般地，本公开涉及用于在向患者的心脏递送电刺激脉冲(诸如，复律(CV)或除颤(DF)电击)之后恢复心脏信号感测的技术。根据本公开的技术操作的可植入复律器除颤器(ICD)执行从刺激前心脏信号感测修改的刺激后心脏信号感测。用于感测心脏电信号的心脏事件感测阈值根据电刺激脉冲递送后的刺激后衰减序列自动地调整。刺激后衰减序列至少部分地基于在递送电刺激脉冲之前所确定的刺激前心脏事件振幅。

在一个示例中，本公开提供了一种方法，该方法包括：将电刺激脉冲递送至患者的心脏、在递送该电刺激脉冲之前确定刺激前心脏事件振幅、以及响应于电刺激脉冲递送根据第一刺激后衰减序列自动地调整心脏事件感测阈值，其中由第一组感测控制参数控制第一刺激后衰减序列，该第一组感测控制参数包括基于刺激前心脏事件振幅的至少一个感测控制参数。

在另一示例中，本公开提供了一种医疗设备，包括：治疗递送模块，该治疗递送模块被配置成产生电刺激脉冲并经由耦合至该医疗设备的多个电极将电刺激脉冲递送至患者的心脏；感测模块，该感测模块被配置成接收心脏电信号并响应于该心脏电信号跨过心脏事件感测阈值而产生心脏事件信号；控制模块，该控制模块耦合至感测模块以及治疗递送模块，并被配置成从感测模块接收心脏事件信号并控制治疗递送模块递送电刺激脉冲、在递送电刺激脉冲之前确定刺激前心脏事件振幅；感测模块进一步配置成响应于通过治疗递送模块的电刺激脉冲的递送根据第一刺激后衰减序列调整心脏事件感测阈值，由第一组感测控制参数控制的第一刺激后衰减序列包括基于刺激前心脏事件振幅的至少一个感测控制参数。

在另一示例中，本公开提供了包括指令的非暂态计算机可读存储介质，当由医疗设备中的控制模块执行该指令时，该指令使得医疗设备将电刺激脉冲递送至患者的心脏、在递送电刺激脉冲之前确定刺激前心脏事件振幅；并响应于电刺激脉冲递送根据第一刺激后衰减序列来调整心脏事件感测阈值，由第一组感测控制参数控制的第一刺激后衰减序列包括基于刺激前心脏事件振幅的至少一个感测控制参数。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。它不旨在提供以下的附图和描述内所详细描述的装置与方法的排他性或穷尽性解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中阐述。

附图简述

图1是植入有包括耦合到皮下除颤和感测引线的ICD的示例IMD系统的患者的概念图。

图2是描绘植入在替代位置中的除颤和感测引线的图1中的患者的横向视图。

图3是根据一个实施例的ICD的示意图。

图4是由ICD执行的用于在递送CV/DF电击脉冲之后感测心脏事件的方法的流程图。

图5是根据一个示例的用于在电击后设置并控制心脏事件感测阈值的方法的流程图。

图6是在递送电击之前的心脏电信号与自动调整的心脏事件感测阈值的示图。

图7是根据所公开的技术的原始心脏电信号、经滤波并整流的心脏电信号以及电击递送后自动调整的心脏事件感测阈值的示图。

图8是在图7中示出的电击后心脏事件感测阈值的一部分的放大图。

详细描述

一般地，本公开描述了用于感测心脏事件以在可电击心律失常与不可电击心律失常之间进行区分的技术。可电击心律失常指的是对其将电击治疗递送到一个或两个心室的异常心律。可电击心律失常可包括心室心动过速(VT)以及心室纤颤(VF)。可电击心律失常通常给患者造成即刻危险，并且需要治疗以便确保患者的安全。另一方面，不可电击心律失常指的是通常不需要电击治疗被递送至心室中的任一个的正常或异常的心律或通过另一植入的起搏器的起搏心律。不可电击心律可包括室上性心动过速(SVT)(包括窦性心动过速)、房性心动过速(AT)、心房纤颤(AF)、心房扑动、房室结折返性心动过速(AVNRT)、房室往复心动过速(AVRT)等等。不可电击心律失常通常不给患者造成即刻危险。如此，不可电击心律失常可不经处理，即，没有电击治疗被递送到心脏。在其他实例中，可使用电刺激治疗来处理不可电击心律失常，但该电刺激治疗可以是低电压起搏治疗或未被递送到患者的心室。

电击治疗通常包括至少一个高压电击脉冲，该高压电击脉冲对于携载心脏内的复律/除颤电极的颈静脉引线系统可在至少10焦耳与高达35焦耳的范围中，并且对于携载心外复律/除颤电极的皮下引线系统在至少65焦耳与高达80焦耳的范围中。在递送电击治疗之后，需要对可电击心律是否已经被终止的准确确定，使得如果可电击心律失常未被终止，则可迅速递送通常具有更高或最大电击能量的另一电击。此外，需要在电击后迅速评估心脏电活动以检测电击后起搏的需要，例如，以在CV/DF电击递送后治疗心搏停止或心动过缓。

心脏电信号(诸如皮下心电图(ECG)或心脏内电描记图(EGM))经由植入电极被接收并由ICD进行分析以检测可电击心律。心脏电信号包括伴随心室的去极化(例如，R波)以及复极化(例如，T波)的心脏事件信号。根据本公开的ICD包括快速性心律失常检测模块，该快速性心律失常检测模块被配置成通过分析电击后信号分析段期间接收到的心脏电信号在递送电击脉冲后在可电击心律与不可电击心律之间进行区分。ICD包括感测模块，该感测模块被配置成使用自动调整的电击后感测阈值来感测心脏事件信号(诸如R波)，该感测阈值使得ICD能够迅速检测电击后的可电击心律。心脏事件感测阈值(例如，R波感测阈值)的自动调整在电击后被修改，以促进低振幅电击后纤颤波或心搏停止的适当检测并迅速确定电击后心律以便向电击后心律提供合适的治疗反应。虽然主要在递送电击后进行感测的情境中描述本公开的各技术，但这些技术可用于其他类型的电刺激后的快速感测恢复，包括但不限于电击后起搏以及房性心动过速起搏(ATP)。

图1是植入有包括耦合到除颤引线16的ICD 14的示例IMD系统10的患者12的概念图。除颤引线16包括连接至ICD 14的近端和包括一个或多个电极的远端。除颤引线16在图1中被示为被皮下地植入例如在皮肤和胸腔32和/或胸骨22之间的组织和/或肌肉中。除颤引线16从ICD 14朝向剑突20皮下地延伸。在剑突20附近的位置处，除颤引线16弯曲或转弯并且基本上平行于胸骨22皮下地上(superior)延伸。虽然在图1的示例中被示为从胸骨22横向偏移并且基本平行于胸骨22延伸，但除颤引线16可被植入在胸骨22之上，与胸骨22偏移，但不平行于胸骨22(例如，在近端或远端处从胸骨22横向成角度)。

在其他实例中，引线16可植入在其他血管外位置。如图2中的患者12的横向视图中所示，引线16可至少部分地植入在胸骨下位置中，例如，在胸腔32和/或胸骨22与心脏26之间。在一个这样的配置中，引线16的近端部分从ICD 14朝向胸骨22皮下地延伸(在图2的横向视图中示出看不到)，并且引线16的远端部分在前纵膈36中在胸骨22下面或下方上延伸。前纵隔36由胸膜39横向界定、由心包膜38从后面界定并且由胸骨22从前面界定。

在一些实例中，前纵隔36的前壁还可由胸横肌以及一个或多个肋软骨形成。前纵隔36包括大量疏松结缔组织(诸如网状组织)、一些淋巴管、淋巴结、胸骨下肌肉组织(例如，横胸肌)、胸廓内动脉的分支、以及胸廓内静脉。在一个示例中，引线16的远端部分基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。引线16可至少部分地植入在其他胸内位置，例如其他非血管、心包外的位置，包括围绕心包或心脏26的其他部分的周边且毗邻于但不附连至心包或心脏26的其他部分且不在胸骨22或胸腔之上的间隙、组织或其他解剖特征。

在另一示例中，ICD 14可皮下植入在胸腔32的外部在前面中间位置中。引线16可皮下地隧穿到毗邻患者12的背阔肌的一部分的位置中，从ICD 14的中间植入袋侧向并向后隧穿患者的背部到与心脏26相对的位置，使得心脏26大体设置在ICD 14与远端线圈电极24和远端感测电极28之间。

再次参见图1，引线16包括细长的引线体18，该引线体18携载沿着引线体18的长度的远端部分定位的电极24、28以及30。引线体18使一个或多个细长的电导体(未示出)绝缘，该一个或多个细长的电导体从相应的电极24、28和30延伸通过引线体18到耦合到ICD 14的近端连接器(未示出)。引线体18可由非导电材料(诸如硅胶、聚氨酯、含氟聚合物、或其混合物、和其他合适的材料)形成，并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。这些导体经由ICD连接器组件17中的连接被电耦合到ICD电路(诸如治疗模块或感测模块)，该ICD连接器组件17包括用于接收引线16的近端连接器的连接器孔以及跨ICD外壳15的相关联的电馈通件。这些电导体将来自ICD 14内的治疗模块的治疗传送到电极24、28和30中的一个或多个，并且将来自电极24、28和30中的一个或多个的心脏电信号传送到ICD14内的感测模块。

除颤引线16在图1中被示出包括除颤电极24，该除颤电极24可以是沿着除颤引线16的远端部分的细长的线圈电极。除颤电极24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通过或跨心脏26的心室(多个)。

除颤引线16还包括朝向除颤引线16的远端部分定位的一个或多个感测电极28和30。在图1中所示的示例中，感测电极28和感测电极30通过除颤电极24彼此分开。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邻近除颤电极24。ICD系统10可经由一个或多个感测向量来感测心脏26的电活动，该一个或多个感测向量包括电极28与电极30以及ICD 14的外壳或罐电极15的各种组合。例如，ICD 14可接收以下的皮下ECG信号：电极28与电极30之间的感测向量两端、电极28与导电外壳或罐电极15之间的感测向量两端、电极30与导电外壳或罐电极15之间的感测向量的两端、或电极28、30与外壳或罐电极15的任何组合的两端。在一些实例中，ICD 14甚至可使用包括除颤电极24的感测向量来感测心脏电信号。

ICD 14分析从以上描述的感测向量中的一个或多个接收到的电信号以检测并治疗可电击快速性心律失常(诸如，VT或VF)。ICD 14可响应于检测到VT或VF经由除颤电极24递送一个或多个复律或除颤电击。当起搏能力可用时，ICD 14还可在复律或除颤电击之后提供起搏治疗，诸如抗心动过速起搏(ATP)和/或电击后起搏。如本文所描述的，ICD 14在递送CV/DF电击之后分析从感测向量中的一个或多个接收到的电信号，以确定可电击心律是否仍然显示需要附加的电击或是否心搏停止或心动过缓显示需要电击后心脏起搏。

ICD 14包括外壳15，本文中也被称作外壳电极或罐电极15，该外壳15形成保护ICD14的内部电子部件的气密密封。外壳15可由导电材料形成，诸如钛、钛合金或用作电极的其他导电材料。外壳15可用作“罐电极”，因为导电外壳或它的一部分可耦合到内部电路以在感测或复律/除颤电击递送期间用作中性电极或接地电极。

ICD 14还包括连接器组件17(也称作连接器块或头)，该连接器组件17包括通过其在引线16内的各电导体与包括在外壳15内的电子部件之间进行电连接的电馈通件。如本文将进一步详细描述的，外壳15可封围一个或多个处理器、存储设备、发射机、接收机、传感器、感测电路、治疗电路以及其它合适的部件。

图1中所示的示例本质上是说明性的，并且不应当被认为是对本公开中所描述的技术的限制。在其他示例中，ICD 14与一个或多个相关联的引线16可被植入在其他位置处。例如，ICD 14可被植入右胸中的皮下袋中。在此情况下，除颤导线16可从该设备朝向胸骨22的柄皮下地延伸，并且弯曲或转弯且从胸骨的柄、与胸骨基本平行地皮下地或胸骨下地延伸。

本文所公开的技术可在众多ICD和电极配置中实现，该众多ICD和电极配置包括用于实现在一个或多个感测向量两端产生的心脏电信号的感测并用于向心脏26递送包括至少一个电击治疗的电刺激治疗的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。IMD系统10是血管外IMD系统，因为引线16被置于血管、心脏26以及心包膜38外部的血管外位置中。理解到，虽然ICD 14和引线16可置于患者12的皮肤和肌肉层之间，但ICD 14及任何相关联的引线可被置于患者的任何血管外位置中，诸如在肌肉层下面或甚至在胸腔内。

外部设备40被示为通过通信链路42与ICD 14遥测通信。外部设备可包括处理器52、显示器54、用户界面56以及遥测单元58。处理器52控制外部设备操作并处理从ICD 14接收到的数据与信号。显示器54(其可包括图形用户界面)，向用户显示数据以及其他信息，以用于查验从ICD 14检索到的ICD操作与编程的参数以及ECG信号。用户界面56可包括鼠标、触摸屏、键盘等以使得用户能够与外部设备40进行交互以与ICD 14发起遥测会话以用于从ICD 14检索数据和/或将数据传送到ICD 14。遥测单元58被配置用于与包括在ICD 14中的遥测模块进行双向通信并被配置成与处理器52协同操作以用于经由通信链路42发送并接收与ICD功能相关的数据。

可使用射频(RF)链路(诸如，蓝牙、Wi-Fi或医疗植入式通信服务(MICS)或者其他RF带宽)在ICD 14与外部设备40之间建立通信链路42。外部设备40可被实施为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从ICD 14检索数据并在ICD 14中编程操作参数与算法以用于控制ICD 14功能。例如，外部设备可用于根据如下所述的衰减序列(decaysequence)来编程心脏事件感测参数，诸如用于控制心脏事件感测阈值的参数。外部设备40可用于编程ICD快速性心律失常检测参数以及与ECG心脏事件信号的速率、间期、和/或形态相关的标准。外部设备40还可用于编程治疗控制参数，诸如用于终止VT或VF的电击能量。外部设备40可任选地实现为家庭监测器或手持设备。

在美国专利No.8,332,022(Brown等人)与美国专利No.5,447,519(Peterson)以及美国专利No.7,496,409(Greenhut等人)中通常公开了本文公开的技术可在其中实现用于在电击治疗后的心脏事件的电击后感测以及可电击心律的检测的其他IMD系统的示例。

图3是根据一个示例的ICD 14的示意图。封围在外壳15内的电子电路包括协作地监测一个或多个ECG信号、确定何时复律－除颤电击是必需的、和递送处方的复律－除颤治疗的软件、固件、和硬件。在一些示例中，ICD 14可耦合到引线(诸如引线16)，该引线携载电极(诸如电极24、28与30)，该电极被定位成与患者的心脏可操作相关以用于递送除了电击治疗之外的心脏起搏脉冲(例如，电击后心动过缓起搏)并且ICD可因此包括递送低电压起搏脉冲以及高电压电击脉冲的能力。

ICD 14包括控制模块80、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按需向ICD 14的电路(包括模块80、82、84、86、88以及90中的每一个)提供功率。电源98可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非可再充电电池。

图3中所示的功能框图表示可被包括在ICD 14中的功能并可包括实现能够产生归属于本文的ICD 14的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成的电子电路部件。例如，这些模块可包括模拟电路，如放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。这些模块还可包括数字电路，例如，数模转换器、组合逻辑电路或顺序逻辑电路、集成电路、ASIC、存储器设备等。

存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、或电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)、闪存或任何其它存储设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当这些指令被一个或多个处理电路执行时，这些指令使得控制模块80或其他ICD执行归属于ICD 14的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可包括以上列出的介质中的任一个，仅除瞬态传播信号之外。

归属于本文的模块的功能可具体实施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强调不同的功能方面，并且不一定隐含此类模块必须通过分开的硬件或软件部件实现。相反，与一个或多个模块相关联的功能可由单独的硬件或软件部件执行，或者集成在共同的硬件或软件部件内。例如，可在执行存储在存储器82中的指令的控制模块80中实施由心脏信号分析器90执行以用于确定由ICD 14递送的治疗的需要的心律失常检测操作。

本文中所使用的“模块”指的是专用集成电路(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。所采用以执行本文所公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将由该设备中所采用的特定系统体系结构以及由该设备所采用的特定检测和治疗传送方法确定。在本文中的公开内容给出的任何现代IMD的情境中提供实现所述功能的软件、硬件和/或固件在本领域技术人员的能力范围内。

控制模块80与治疗递送模块84、心脏信号分析器90和电感测模块86通信，以用于感测心脏电活动、检测心律并响应于所感测的信号而生成心脏治疗。控制递送模块84与电感测模块86被电耦合到由引线16携载的电极24、28与30(在图1中示出)以及外壳电极15，该外壳电极15可用作公共电极或接地电极。

电感测模块86被选择性地耦合到电极28、30以及外壳电极15以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可附加地被任选地耦合到电极24。感测模块86被启用以选择性地监测从可用电极24、28、30以及15中选择的一个或多个感测向量。例如，感测模块86可包括用于选择电极24、28、30和外壳电极15中的哪些被耦合至被包括在感测模块86中的感测放大器的开关电路。开关电路可包括开关阵列、开关矩阵、多工器、或适于选择性地将感测放大器耦合至所选择的电极的任何其他类型的开关设备。

在一些示例中，电感测模块86包括多个感测通道以用于感测从电极24、28、30和外壳电极15中选择的多个ECG感测向量。在图3的示例中示出感测模块86包括两个感测通道83和85。每个感测通道83和85可被配置成放大并滤波从耦合到相应的感测通道的所选电极接收到的EDG信号，以提高感测心脏事件(例如，R波)的信号质量。

在一个示例中，第一感测通道83(ECG1)可选择地配置成感测感测电极28与ICD外壳电极15之间的ECG信号，且第二感测通道85(ECG2)可选择地配置成感测感测电极30与ICD外壳电极15之间的ECG信号。在另一示例中，一个感测通道83或85可使用电极28与30接收ECG信号，并且另一个感测通道83或85可使用与外壳电极15配对的电极28和30中的一个电极接收ECG信号。

每个感测通道83和85包括心脏事件检测电路以用于从所选电极24、28、30或15两端产生的所接收到的ECG信号感测心脏事件。由每个感测通道83与85使用的心脏事件感测阈值根据可被存储在存储器82中的感测控制参数自动地调整。可在控制模块80中实施每个感测通道83与85的自动调整的心脏事件感测阈值的控制。当相应接收到的ECG信号跨过相应自动调整的心脏事件感测阈值时，每个感测通道83与85感测心脏事件。

如下所述，控制模块80可根据电击后衰减序列来控制自动调整的心脏事件感测阈值，该电击后衰减序列包括第一电击后衰减序列以及第二电击后衰减序列。第一电击后衰减序列至少包括初始感测阈值振幅以及第一电击后衰减率。第一电击后衰减序列用于调整感测通道83和85中的至少一者或两者使用的R波感测阈值，直到在递送电击脉冲后相应的感测通道产生第一R波感测事件信号。

在给定的感测通道83或85产生第一、电击后R波感测事件信号之后，控制模块80根据第二电击后衰减序列来控制自动调整的R波感测阈值，该第二电击后衰减序列用于在信号分析段的剩余部分期间感测R波。第二电击后衰减序列至少包括初始感测阈值振幅以及至少一个衰减率。由第一组感测控制参数来控制第一电击后衰减序列，并且由与第一组感测控制参数不同的第二组感测控制参数来控制第二电击后衰减序列，使得第一电击后衰减序列与第二电击后衰减序列不同。可使用相同或不同的电击后衰减序列控制参数独立地控制用于每个感测通道83与85的心脏事件感测阈值。

每次所接收到的ECG信号跨过消隐间期外的用于给定通道83或85的自动调整的感测阈值时，心脏事件感测信号(本文中也被称作“感测事件信号”，诸如“R波感测事件信号”)产生并被传递到控制模块80和/或心脏信号分析器90。例如，当所接收到的ECG信号跨过用于给定通道83或85的自动调整的R波感测阈值时，R波感测事件信号可被传递到心脏信号分析器90的快速性心律失常检测器94与计时电路92。

对由感测通道83或85在电击后ECG信号分析时间段期间产生的感测事件信号进行计数以确定感测事件信号的总数。感测事件信号的总数或计数可被心脏信号分析器90使用以估算电击后心动周期长度。例如，当R波感测事件信号被传递到心脏信号分析器90时，从信号分析时间段期间的R波感测事件信号的总数或计数确定心室周期长度估算值。

当两个感测通道被包括在感测模块86中时，可由心脏信号分析器90确定两个电击后心室周期长度估算值。快速性心律失常检测器94可使用一个或两个估算值以用于在电击后检测可电击心律。附加的或可替代地，如下所述，一个或两个估算值用于控制是否在第一电击后ECG信号分析时间段期满时启动对包括在治疗递送模块84中的高电压电容器进行充电。

感测模块86可包括模数转换器以用于将来自一个或所有感测通道83与85的数字ECG信号提供给控制模块80和/或心脏信号分析器90。例如，如上所述，两个ECG信号可各自被感测模块86转换成多位数字信号并被提供给快速性心律失常检测器94以用于执行ECG形态分析。一个或多个电击后信号分析时间段期间的ECG信号形态的分析可用于在电击后重新检测可电击心律。

心脏信号分析器90包括快速性心律失常检测器94以用于检测并区分可电击与不可电击心律。心脏信号分析器90可进一步包括计时电路92，该计时电路92包括各种计时器和/或计数器以用于测量时间间期(诸如RR间期)并设置时间段或时间窗口(诸如，相对于R波感测事件信号的形态模板窗口、形态分析窗口，电击后心脏信号分析时间段(本文中也被称作“信号分析段”))，或用于执行心脏信号分析器90的其他计时相关的功能，包括使由治疗递送模块84递送的心脏复律电击或其他治疗与感测心脏事件同步。

计时电路94使用从感测模块86接收到的R波感测事件信号的计时以确定各感测事件信号之间的RR间期。快速性心律失常检测器94可对由计时电路92测量的落入不同的速率检测区的RR间期进行计数，以用于确定心室率或执行其他基于速率或基于间期的评估以用于检测室性快速性心律失常并区分可电击与不可电击心律。

可由ICD 14执行用于检测、区分并治疗可电击心律的并可被采用以包括本文中所描述的用于感测电击后心脏信号并对其响应的技术的算法的示例通常公开在美国专利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)、以及美国专利No.8,437,842(Zhang等人)中。检测算法对于危及生命、可电击的VT与VF的存在或不存在是高度灵敏和特异的。

治疗递送模块84包括高电压(HV)治疗递送模块并在一些实例中包括低电压治疗递送模块，该高电压治疗递送模块包括一个或多个HV输出电容器。当检测到恶性心动过速，HV电容器被HV充电电路充电至预编程的电压水平。如下所述，可由控制模块80响应于由心脏信号分析器90在电击后心脏信号分析段期满时作出的心动周期长度估算而作出开始对HV输出电容器进行充电的决定。可要求所估算的周期长度等于或小于由可电击心律检测算法使用的预定义的VT或VF检测间期。在一个示例中，如果估算的周期长度为300ms或更少，将在电击后心脏信号分析段期满时启动电容器充电。如果由心脏信号分析器90执行的附加信号分析确认对可电击心律进行重新检测，则继续HV输出电容器充电并递送另一电击。

当检测到来自治疗递送模块84的、HV电容器已经达到递送编程的电极能量所要求的电压的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发HV电容器的放电。以此方式，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与外壳电极15来递送高能量复律/除颤电击。计时电路92可用于控制由治疗递送模块84递送的R波同步的电击脉冲。

应当注意到，所实现的心律失常检测算法可不仅利用ECG信号分析方法还可利用补充传感器96，诸如，血压、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等等，以有助于通过处理和控制模块80作出施加或阻止治疗决定。

本文中所描述的电击后感测和电击后心律检测的执行中的某些步骤在控制模块80和心脏信号分析器90中以及存储器82中的存储的检测标准与其他控制参数中协同执行。用户可编程控制参数可经由遥测模块88编程到存储器82中。遥测模块88包括收发器以及天线，以用于使用RF通信与外部设备40(在图1中示出)进行通信。在控制模块80的控制下，遥测模块88可从外部设备40接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送到外部设备40。

与VT或VF的检测以及复律或除颤电击的递送相关的ECG事件数据可被存储在存储器82中并当接收到询问命令时由遥测模块88传输到外部设备40。临床医生对事件数据的查看帮助患者的心脏状态的诊断和预知以及治疗管理决策，包括选择用于检测可电击心律以及递送治疗的可编程控制参数。

图4是由ICD 14用于在递送复律/除颤(CV/DF)电击脉冲之后执行的操作的流程图200。结合本文中所呈现的流程图与时序图而公开的方法涉及控制R波感测阈值以用于在心室CV/DF电击的递送之后感测R波。然而，预期的是，可执行本文所公开的技术以用于在递送心房或心室CV/DF电击之后感测心室腔室中的R波和/或心房腔室中的P波。此外，可在递送其他类型的治疗的或非治疗的电刺激后实现如本文所公开的用于控制电击后心脏事件感测阈值的方法的各方面，其他类型的治疗的或非治疗的电刺激诸如针对心搏停止、心动过缓的心脏起搏或抗心动过速起搏或者被递送以引起VT或VF的非治疗诱导电击或刺激脉冲。如本文所描述的用于控制自动调整的心脏事件感测阈值的电击后衰减序列也可被称作“刺激后衰减序列”，并且不应被视为排外地限于在CV/DF电击脉冲之后的感测应用。

结合本文所呈现的流程图200以及其他流程图和示图而描述的过程通常针对感测模块86的给定感测通道来描述。应当理解，过程可与一个感测通道83或85协同执行，但更可能的是结合控制模块80以及心脏信号分析器90与两个感测通道83和85附随地协同执行。

流程图200旨在示出ICD 14的功能操作，并且不应被解释为反映实践所述方法所必需的软件或硬件的具体形式。相信，软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由该设备中所采用的特定系统结构以及ICD所采用的特定检测和治疗递送方法来确定。在本文中的公开内容给出的任何现代ICD的情境中提供实现所述功能的软件、硬件和/或固件在本领域技术人员的能力范围内。

结合本文中呈现的流程图和图示所描述的方法可在非瞬态计算机可读介质(例如，在存储器82中)中实现，非瞬态计算机可读介质包括用于使可编程的处理器执行所描述的方法的指令。指令可被实现为可被它们自己执行或与其他软件结合的一个或多个软件模块。

在框202，ICD控制模块80确定电击前(或更一般地，刺激前)心脏事件振幅。例如，ICD控制模块80可确定由心脏信号分析器90所确定并存储在存储器82中的QRS形态模板的峰值振幅。在一些示例中，QRS形态模板被确定并存储以用于区分可电击心律与不可电击心律。QRS形态模板可在已知的固有心律期间(例如在已知的、未被起搏的窦性心律期间)被存储，并与未知心律期间的心脏电信号进行比较。如果未知心律期间的信号与模板匹配，则该未知心律被检测为与模板(例如，不可电击的窦性或其他室上性心律)对应的心律。如果ICD14被配置成确定并存储QRS形态模板，则可从该QRS模板确定电击前R波振幅，例如，作为不存在心脏起搏的情况下的源于心房中的一个或多个固有地感测的心跳的模板的峰值R波振幅。在心房感测应用的情况下，ICD控制模块80可确定由心脏信号分析器90所确定的P波形态模板的峰值振幅。可从经滤波的心脏电信号测量电击前心脏事件振幅，该经滤波的心脏电信号是使用由用于感测心脏事件的相应的感测通道83或85所使用的相同的滤波特性(例如，滤波器带通)来进行滤波的。可用于自动地生成未被起搏的R波的模板的方法(可从中确定电击前心脏事件振幅)通常公开在美国专利No.6,745,068(Koyrakh等人)中。

在其他示例中，可从在它们被感测到时的一个或多个心脏事件的峰值振幅确定电击前事件振幅。在一些示例中，确定电击前事件振幅以表示在不可电击心律期间的预期心脏事件振幅。如此，在框202处，通常在不可电击心律期间而不是在紧接在递送电击之前检测到的可电击心律期间确定电击前事件振幅。在其他示例中，可从刚好在检测可电击心律之前所感测到的心脏事件确定电击前事件振幅，该电击前事件振幅可被存储为事件前信号样本。在一些示例中，可从在递送电击之前所检测到的可电击心律期间所感测到的心脏事件确定电击前事件振幅。

可将电击前事件振幅存储在存储器82中，并在从其导出电击前事件振幅的QRS形态模板(或其他模板)被更新的任何时候更新电击前事件振幅。如果从电击治疗之前感测到的心脏事件确定电击前事件振幅，则可在框202处在定期周期性的基础上或根据需要来更新事件振幅。例如，如果改变了耦合到给定感测通道83或85的电极，则在框202处更新电击前事件振幅以提供最新选择的感测向量的相关电击前事件振幅。可在以下操作之后更新电击前事件振幅：在终止可电击心律之后、在递送抗心动过速起搏治疗或其他治疗或者作出治疗调整之后、在ICD编程改变之后、或在作出可改变正由感测通道83或85感测的心脏事件的振幅的任何其他ICD相关的改变或其他改变(诸如处方改变)之后。可由ICD 14自动地执行或由与外部设备40交互的用户手动地触发对电击前事件振幅的更新。

在框204处，由ICD 14检测可电击心律。在框204处的初始可电击心律检测在窦性心律、不可电击室上性心律、或心脏起搏的周期之后发生。使用在ICD 14中实现的检测算法来检测可电击心律。本文中所公开的用于电击后感测和电击后心动周期长度的估算的技术不限于用在递送初始CV/DF电击之前用于初始可电击心律检测的特定检测算法来实践。以上纳入的专利中所公开的技术可用于框204处的初始可电击心律检测。

在框204处检测到可电击心律之后，在框206处递送CV/DF电击。在框208处，应用电击后消隐间期，在该电击后消隐间期期间，感测模块86禁用感测心脏电信号并禁用产生心脏事件信号(或任何产生的心脏事件信号可被心脏信号分析器90忽略)。设置电击后消隐间期以在重新启用感测模块86以感测心脏事件之前允许电击后电极极化恢复。在一个示例中电击后消隐间期是1.5秒长，但可设置成大于或小于1.5秒的间期，取决于给定ICD系统中的电击后电极极化恢复所要求的时间间期。

在框210，控制模块80(或心脏信号分析器90)在电击后消隐间期的期满时开始信号分析段。信号分析段可以是n秒间期，在该n秒间期期间由感测模块86根据电击后感测阈值序列在框212处执行R波感测。在一个示例中，信号分析段是在电击后消隐间期(例如，在以上给出的示例中是电击后的1.5秒)的期满之后开始的三秒时间间期。

感测模块86在框212在信号分析段的开始处启动电击后感测阈值衰减序列。由控制模块80根据存储在存储器82中的感测控制参数来调整每个感测通道83与85所使用的心脏事件感测阈值以用于控制电击后感测阈值衰减序列。以下结合图7与图8来描述电击后衰减序列。每次经滤波并经整流的心脏电信号跨过(cross)消隐间期外的电击后感测阈值时，由对应的感测通道83或85产生心脏感测事件信号(例如R波感测事件信号)。在每个感测阈值交叉(crossing)之后，应用消隐间期(通常在150ms与180ms之间)，在该消隐间期期间感测通道83与85不产生心脏事件感测信号。

心脏信号分析器90接收R波感测事件信号。当在框214信号分析段期满时，心脏信号分析器90基于所接收到的感测事件信号在框216处估算电击后心脏事件周期长度。确定估算的周期长度包括对电击后信号分析段期间所产生的感测事件信号进行计数，并基于感测事件信号计数估算周期长度。

在一个示例中，心脏信号分析器90从每个ECG感测通道83和85接收R波感测事件信号。对于每个通道，心脏信号分析器90对信号分析段期间接收到了多少R波感测事件信号进行计数，以获得每个通道83与85的R波感测事件信号的总数或计数。如下所述，基于每个通道83和85的R波感测事件信号的总数或计数来估算心室周期长度。在一些示例中，不需要确定各R波感测事件信号之间的实际间期，并且可基于感测事件信号的总数作出估算。

在框216处执行的周期长度估算可包括将R波感测事件信号的总数与一个或多个计数阈值或范围进行比较。例如，如果未在信号分析段期间接收到阈值数量的R波感测事件信号，则将心室周期长度估算确定为未知。如果接收到阈值数量的R波感测事件信号，则确定两个连续的R波感测事件信号之间的每个RR间期。从所确定的RR间期估算周期长度。可将周期长度估算为在信号分析段期间所确定的RR间期中的所有或子集的平均值、中值或第n长的间期。不同的方法可用于确定估算的周期长度，这取决于在信号分析段期间接收到多少R波感测事件信号。

在说明性示例中，估算电击后心室周期长度所需要的R波感测事件信号的阈值数量为七个。如果在三秒信号分析段期间从感测模块86的给定心脏信号感测通道接收到少于七个的R波感测事件信号，则心室周期长度估算是“未知”。如果从给定的心脏信号感测通道83或85接收到至少七个但少于十三个的R波感测事件信号，则由心脏信号分析器90确定连续的R波感测事件信号之间出现的RR间期。至少七个R波感测事件信号导致至少六个可被确定的RR间期。心脏信号分析器90将所确定的RR间期从最短到最长进行排序。第三长的RR间期被确定为信号分析段的估算的电击后心室周期长度。

如果在信号分析段期间从给定的感测通道83或85接收到超过十三个的R波感测事件信号，则可确定至少十二个RR间期。将RR间期从最短到最长进行排序，并且将心室后周期长度估算为信号分析段的第7长到第10长RR间期的平均值。

在其他示例中，可限定信号分析段期间所计数的R波感测事件信号的总数的不同范围。该不同范围可至少部分地基于信号分析段的持续时间以及用于存储RR间期的存储缓冲器的可用尺寸。可针对不同范围中的每一个限定用于估算电击后心室周期长度的不同方法，诸如“未知”、所确定的RR间期中的第n长的、所确定的RR间期的中值或第N长的间期到第M长的间期的中值、所确定的RR间期的平均值或第N长的间期到第M长的间期的平均值、间期或间期的子集的众数(mode)、或其他参数的或非参数的方法。

当不止一个心脏信号正被分析用于电击后感测和心律检测时，在框216处针对一个心脏信号感测通道83或85所确定的周期长度估算可影响针对另一个感测通道83或85所作的估算，或者针对所有通道的估算可用于确定组合的估算或总体估算。例如，如果正在使用两个感测通道83与85，并且针对一个感测通道的估算是“未知的”(由于从该通道接收到少于阈值计数的R波感测事件信号)，则针对另一个感测通道确定的估算可替代针对该第一通道的“未知”估算。换言之，如果使用两个感测通道，则当针对一个通道的估算是“未知”时，相同的估算将被存储以用于两个通道。

在框216处确定的心室周期长度估算被提供为决策框218的输入，以用于确定信号分析段是否为可电击段。如果周期长度估算满足可电击心律标准(例如，小于300ms或另一预定义的VT或VF检测间期)，则信号分析段可以是可电击段。可在框218应用除了估算的周期长度的阈值要求之外的其他可电击段标准。例如，总体形态度量可使用跨n秒信号分析段进行取样的心脏信号的样本点来确定(例如，如通常被公开在以上引用的“842专利(Zhang等人)”中)并可与周期长度估算协同使用以用于将段分类为可电击或不可电击。

如果信号分析段至少基于周期长度估算与可电击段分类标准的比较而被分类为可电击段，则由治疗递送模块84在控制模块80的控制下在框220处启动高电压电容器充电。将接着电击后消隐间期之后的第一信号分析段分类为可电击段使得在初始电击之后迅速开始电容器充电，使得如果初始检测到的可电击心律未被第一电击(在框206处递送的)成功终止，则ICD 14准备好迅速地递送另一电击。

在一个示例中，第一信号分析段为至少三秒长，并且响应于至少基于第一信号分析段的周期长度估算值而至少将第一信号分析段分类为可电击段而做出启动电容器充电的决定。在另一示例中，第一信号分析段为至少六秒长，并且响应于将至少第一信号分析段分类为可电击段而做出启动电容器充电的决定。在又另一示例中，在框220处启动电容器充电之前可需要至少两个信号分析段被分类为可电击段。例如，如果至少基于针对每个段所作的相应的周期长度估算值而将接着电击后消隐间期之后的两个连续的三秒信号分析段都分类为可电击，则在框220处启动电容器充电。

在一些情况下，第一信号分析段为n秒段(例如，六秒段)，在该第一信号分析段上基于在整个n秒段期间所产生的R波感测事件信号而作出周期长度估算。在n秒段的所有或仅一部分(其少于n秒，例如，六秒段的最后三秒)上执行形态分析。n秒段的该部分上的形态分析可包括对单个搏动(例如，单个R波)的分析和/或对在信号分析段的整个部分(其可包括不止一个R波)上表征心脏信号的总体形态的分析。在其上执行总体形态分析的该部分不一定基于R波感测事件信号的计时来限定。总体形态分析可使用在n秒段的该部分期间所获得的所有均等间隔的样本点来确定用于将该段分类为可电击或不可电击的形态度量。如在美国专利No.8,301,233(Zhang等人)中所公开的，总体形态度量的示例包括低斜率内容、标准化平均整流振幅、谱宽、以及信号总体可变性。如果段在框218处至少基于信号长度估算值以及任选地基于形态分析被分类成可电击段，则可在框220处启动电容器充电。在一些情况下，在框220处启动电容器充电的决定是基于至少一个信号分析段的周期长度估算值，并且递送第二电击的决定是基于不止一个信号分析段的周期长度估算值与形态分析两者的组合。

在电容器充电期间(框220)，电击后心脏信号分析根据框222处所实施的可电击心律重新检测算法而继续。在一些示例中，心脏信号分析器90继续分析一个或多个心脏信号的n秒信号分析段。如果y个段中的至少x个被分类成可电击段(例如，基于所估算的周期长度和/或总体形态分析)，则完成高电压电容器充电并且根据所编程的治疗控制参数来递送另一电击脉冲。如果可电击心律重新检测标准在预定的时间间期内不满足，则可终止在框220处启动的电容器充电。可通过非治疗负载对电容器进行放电。

如果重新检测到可电击心律并且递送另一个电击脉冲，则可通过再次根据电击后衰减序列启动另一个电击后消隐间期并控制心脏信号感测阈值在框208处开始重复流程图200的过程。可如电击被递送的一样多次地重复电击后衰减序列。

用于在第一、电击后信号分析段期间设置并控制心脏信号感测阈值的参数与用于在初始电击递送之前(即电击前)设置并控制心脏信号感测阈值的参数不同。在第一电击后信号分析段之后，可根据与在第一、电击后信号分析段期间不同的衰减序列自动地调整用于在第一信号分析段之后感测事件并检测可电击心律的心脏事件感测阈值。可仅在电击后的第一心脏信号分析段期间使用唯一的心脏事件感测阈值衰减序列，以用于准确并迅速地达到估算的心动周期长度。用于在后续的电击后信号分析段期间自动地调整心脏事件感测阈值的参数可与第一电击后衰减序列不同并且可与用于设置并控制电击前衰减序列的参数相同或不同，所述电击前衰减序列用于在初始电击递送之前自动地调整感测阈值。

图5是用于控制图4的流程图200中由ICD 14执行的电击后感测期间使用的心脏事件感测阈值的示例方法的流程图250。当多个心脏信号在电击后信号分析段期间正被分析时，图5中所示的技术可应用于感测模块86的每个感测通道83和85。当电击被递送时，施加电击后消隐间期到感测模块86，在此之后，如上结合图4的框208与210所述的启动第一电击后心脏信号分期段。图5中所示的方法涉及在图4的框212处执行的电击后感测。

当启动信号分析段时，感测模块86通过在第一电击后信号分析段的立即开始处将R波感测阈值振幅设置成初始阈值而开始电击后感测。在一个示例中，基于在图4的框202处确定并存储的电击前R波振幅来设置初始电击后感测阈值振幅。在说明性示例中，在框252处将初始阈值设置成存储在ICD存储器82中的R波振幅的30％，存储在ICD存储器82中的R波振幅可以是从室上性心律期间生成的QRS形态模板确定的峰值振幅。当正在使用两个感测通道83与85时，可针对每个感测向量存储QRS形态模板。R波振幅可从每个模板确定并存储用于相应的感测向量。基于针对相应的感测向量存储的R波振幅来对每个相应的感测通道83和85设置初始电击后感测阈值。

在框254处，第一电击后衰减序列被启动并在框258处继续直到在框256处感测到R波。第一电击后衰减序列导致比R波感测阈值的电击前衰减序列更快的总体衰减率。第一电击后衰减序列可包括一个或多个衰减率以及感测阈值振幅中的一个或多个阶梯式下降。以下结合图7描述第一电击后衰减序列的一个示例。

当心脏信号第一次跨过用于给定的感测通道83或85的电击后感测阈值时，感测到第一电击后R波，并且由相应的感测通道83或85产生R波感测事件信号。在框259处施加感测后消隐间期，在该感测后消隐间期期间不能感测新的事件但所感测事件的最大峰值振幅被确定。

在感测后消隐间期之后(例如150ms的消隐)，第二电击后衰减序列被启动，以在框260处设置的新的初始阈值振幅开始。可将R波感测阈值重新设置成新的初始阈值，该新的初始阈值根据一个示例是基于在感测后消隐间期期间所确定的峰值振幅。初始阈值振幅根据框262处的第二电击后衰减序列(其可不同于第一电击后衰减序列进行定义)而衰减。

使用第二电击后衰减序列来感测在信号分析段期间但在第一感测的R波之后所感测的所有事件。第二电击后衰减序列从初始感测阈值开始衰减，基于紧接在第二电击后衰减序列之前的感测后消隐间期期间确定的感测事件峰值振幅而非基于存储的电击前R波振幅在框260处设置该初始感测阈值。第二电击后衰减序列与第一电击后衰减序列是不同的，并且第二电击后衰减序列用于针对心脏信号分析段的剩余部分感测R波。第二电击后衰减序列可包括一个或多个衰减率以及感测阈值中的一个或多个阶梯式下降。

如果信号分析段如在图4的框214处所确定的期满，则心脏信号分析器估算该段期间的心室周期长度、将该段分类成可电击的或不可电击的、并可根据实施的重新检测算法前进到下一个信号分析段。应当认识到，在一些情况下，信号分析段可在第一事件被感测到之前或在阈值数量的事件被感测到之前(例如，小于七个事件)(在此情况下，估算的周期长度是未知的)期满。

只要信号分析段仍未期满，第二衰减序列在框268处继续直到心脏信号跨过R波感测阈值，该R波感测阈值根据第二电击后衰减序列正在衰减。如果心脏信号在第二电击后衰减序列期间跨过感测阈值，则在框266处感测到事件。如果信号分析段仍未期满，则在框259处施加感测后消隐间期，在此期间可确定所感测事件的峰值振幅以用于在框260处设置下一个初始感测阈值。每次产生R波感测事件信号时，感测模块86重新启动并重复第二电击后衰减序列直到信号分析段期满。

在其他示例中，预定义的信号分析段对于执行第一与第二电击后衰减序列不是必需的。第一与第二电击后衰减序列可用于在电击后消隐间期之后感测心脏事件并被继续达任何期望的电击后感测周期，该电击后感测周期不一定被限制为一个或多个信号分析段。所感测的心脏事件可在它们被心脏信号分析器90感测到时用于例如基于R波感测事件信号之间测量的各间期确定电击后起搏的需要或另一电击治疗的需要。

图6是由ICD感测模块86接收的心脏电信号301(例如，ECG)以及自动调整的电击前R波感测阈值303的概念图300。心脏电信号301包括QRS波群302、T波304、P波306以及下一个QRS波群332。心脏信号可通过带通滤波器(例如，通过10HZ到32HZ)并经整流，使得如图6中所示仅正偏转保留下来。当第一QRS波群302的R波跨过感测阈值(未示出)时，产生R波感测事件信号310。在R波感测事件信号310之后将感测后消隐间期312施加到感测模块86。在一些示例中感测后消隐间期312在150ms到180ms的范围中，但可根据需要被设置成更长或更短的间期以避免两次感测到相同的QRS波群302。

R波感测事件信号310之后的R波峰值振幅314例如在消隐间期312期间被确定，并用于在随后的心动周期期间设置R波感测阈值303初始振幅316。在感测后消隐间期312之后，根据电击前衰减序列305来施加R波感测阈值303。R波感测阈值303以初始振幅316开始并以第一、电击前衰减率318衰减。R波感测阈值303以第一电击前衰减率318衰减直到它到达中间阈值振幅320，该中间阈值振幅可以是预定百分比的最近感测的R波的峰值振幅314。

在一个示例中，电击前感测阈值303具有被设置成第一预定百分比(例如，60％)的最近的R波峰值振幅314的初始振幅316。设置电击前第一衰减率318使得在所示示例中感测阈值303以每秒35％(峰值R波振幅314的35％)的速率衰减。在下降间期324上施加第一衰减率318，该下降间期324是预定的时间间期。如果感测阈值303在下降间期324内达到预定的中间振幅320，则感测阈值303保持在预定振幅320直到下降间期324期满。在一个示例中，预定的中间振幅320为最近的R波峰值振幅314的30％。

可在产生R波感测事件信号310时或在消隐间期312期满时启动电击前下降间期324。在一个示例中，电击前下降间期324是1.5秒。第一衰减率318、预定的中间振幅320、以及下降间期324是被选择以防止R波感测阈值303降到T波304与P波306的预期振幅以下(否则其可导致将T波和/或P波过感测为错误的R波感测事件)的电击前感测控制参数。在电击前下降间期324期满之后，通过阶梯式下降328将R波感测阈值303调整到R波峰值振幅314的第二预定中间振幅326。在一个示例中，第二预定中间振幅326是R波峰值振幅314的10％。

在阶梯式下降328之后，R波感测阈值303启动第二电击前衰减率330。此第二电击前衰减率330继续直到心脏信号301跨过R波感测阈值303，从而产生下一个R波感测事件信号334，或直到R波感测阈值303达到感测阈值底面(floor)。感测阈值底面是最小感测阈值振幅，例如25μV或更少。如果心脏信号301在第二衰减率330期间未跨过R波感测阈值，则R波感测阈值将保持在感测底面直到心脏信号301跨过感测底面(或直到逸搏间期期满而导致起搏脉冲)。从第一R波感测事件信号310到下一个R波感测事件信号334的时间间期被测量为RR间期并根据所实施的检测算法用于检测以及区分可电击与不可电击心律。下一个R波感测事件信号334开始下一个电击前消隐间期以及下一个电击前下降间期(未示出但分别与间期312与324类似)。所感测的QRS波群332的R波峰值振幅336用于设置下一个电击前衰减序列的下一个初始R波感测阈值。认识到，电击前R波感测阈值303可根据电击前衰减序列305而进行自动地调整，该电击前衰减序列305包括用于至少设置初始振幅以及一个衰减率的各种标准并可包括一个或多个中间振幅、两个或更多个衰减率、以及一个或多个下降间期。结合图6所示与所述的示例是电击前衰减序列的一个说明性示例。

图7是原始心脏电信号402、经滤波并经整流的心脏电信号404、电击后R波感测阈值405、以及R波感测事件信号406的示图400。图8是图7中所示的电击后R波感测阈值405的一个示例的放大视图450，从心脏信号分析段414的开始开始。

响应于可电击心律的初始检测而递送电击410。原始心脏信号402通过感测模块86被滤波并整流。施加电击后消隐间期412以在电击后电极极化恢复期间禁用通过感测模块86的事件感测。电击后消隐间期412显著长于图6中所示的电击前、感测后消隐间期312。在一些示例中，电击后消隐间期412被设置成1.5秒。

紧接在电击后消隐间期412期满时由心脏信号分析器90启动信号分析段414。信号分析段414在图7中被示为三秒段，但在其他示例中可以是更长或更短的段。例如，段414可以是至少六秒段。由感测模块86根据第一电击后衰减序列420以及第二电击后衰减序列430来调整第一电击后心脏信号分析段414期间的R波感测阈值405。第一电击后衰减序列420由感测控制参数来限定，该感测控制参数与图6中所示的电击前衰减序列305相比以及与段414之后发生的后续电击后信号分析段(未示出)中使用的电击后衰减序列相比是唯一并且不同的。用于在第一电击后衰减序列期间设置并调整R波感测阈值405的感测控制参数可包括初始R波感测阈值振幅416、一个或多个衰减率、一个或多个阶梯式下降间期、以及各衰减率的改变之间或在感测阈值振幅中的阶梯式下降之后所达到的一个或多个中间感测阈值振幅。

例如，R波感测阈值405基于在电击410之前确定的存储的电击前R波振幅而被设置成初始感测阈值振幅416。如上所述，可基于存储用于检测并区分可电击与不可电击心律的室上性心律模板的R波振幅来设置初始R波感测阈值振幅416。在一个示例中，初始R波感测阈值振幅416可设置成窦性心律QRS形态模板的最大峰值R波振幅的30％或另一预定的百分比。

可预定义最大初始R波感测阈值416。如果在图4的框202所确定并存储的电击前R波振幅的30％(或其它预定的百分比)大于预定义的最大值，则将初始R波感测阈值振幅416设置成该最大值。在一个示例中，最大初始R波感测阈值振幅416小于3mV，例如在1.5到2.0mV的范围中。在一个示例中，初始R波感测阈值振幅416被设置成1.74mV或存储的窦性心律QRS形态模板的最大R波峰值振幅的30％，取其较低者。

在所示的示例中，电击后R波感测阈值405根据第一电击后衰减序列420立即开始衰减，该第一电击后衰减序列从信号分析段414的开始418开始。可替代地，电击后R波感测阈值405可在开始衰减之前保持恒定达一预定的时间间期。在一个示例中，第一电击后衰减序列420包括第一序列衰减率454、阶梯式下降间期462、阶梯式下降456至中间阈值振幅、以及第一序列第二衰减率458。第一电击后衰减序列420期间的R波感测阈值405的交叉导致第一电击后R波感测事件信号460。

在一个示例中，第一序列衰减率454是每秒20％的用于设置初始电击后感测阈值振幅416的R波峰值振幅的速率。第一序列衰减率454因此是基于电击前心脏事件振幅的。第一序列第一衰减率454可以是比电击前感测阈值303的第一电击前衰减率318慢的衰减率，但是该衰减可能正从较低的初始阈值振幅开始。在一个示例中，阶梯式下降间期462为500ms，这显著短于电击前衰减序列305的阶梯式下降间期324。当下降间期462期满时，电击后R波感测阈值405可通过阶梯式下降456被调整至中间R波振幅并开始第一序列第二衰减率458。

虽然在阶梯式下降间期462的期满时示出小阶梯式下降456以清楚地区别第一衰减率454与第二衰减率458，但在一些示例中，阶梯式下降456可仅导致衰减率的改变，而不具有R波感测阈值振幅的阶梯式改变。当初始感测阈值振幅416被设置成存储的最大峰值R波振幅的30％并且第一衰减率是每秒20％的存储的最大峰值R波振幅时，电击后R波感测阈值404在500ms中将达到存储的最大峰值R波振幅的20％。感测阈值405在阶梯式下降456处被调整至的中间阈值振幅可被设置成存储的最大峰值R波振幅的20％。作为结果，阶梯式下降456是感测阈值振幅的净零变化，因为感测阈值405在阶梯式下降间期462期满时已经达到中间振幅。第一衰减率454在阶梯式下降间期462期满时变成第二衰减率458。

第一序列第二衰减率458是相对高或陡峭的衰减率并且大于第一序列第一衰减率454。第二衰减率458可大于电击前衰减率318与330。在一个示例中，第一电击后衰减序列420期间的第二衰减率458是每秒100％的用于设置初始感测阈值振幅416的最大峰值R波振幅。以此方式，初始振幅416、第一衰减率454、中间振幅、以及第二衰减率458可全都基于电击前R波振幅。

当经滤波、经整流的心脏信号404跨过R波感测阈值405时，产生R波感测事件信号460。在一些实例中，第二衰减率458在心脏信号跨过R波感测阈值405之前可达到感测底面(未示出)。感测底面是最小感测阈值振幅，如果在第二衰减率期间达到该感测底面，则该感测底面被保持恒定直到心脏信号跨过R波感测阈值。在一些示例中，感测底面可以是15到25μV。

虽然在本文提供的说明性示例中在电击脉冲的情境下描述第一电击后衰减序列，但预期到，可根据接着其他种类的电刺激脉冲之后的衰减序列来控制心脏事件感测阈值，其中该衰减序列包括基于刺激前心脏事件振幅的至少一个感测控制参数。如上所述，可从在已知心律期间存储的心脏事件模板确定刺激前心脏事件振幅。

刺激后衰减序列可包括基于刺激前心脏事件振幅的初始振幅，并可进一步包括基于刺激前心脏事件振幅的至少一个衰减率和/或中间振幅。刺激后衰减序列的其他示例(诸如，接着递送经胸廓的起搏脉冲之后的起搏后衰减序列)被公开在美国专利申请S/N 14/519,251(代理案号C00008274.USU1)中。

至少部分地基于刺激前心脏事件振幅的衰减序列可用于控制接着电刺激脉冲之后的心脏事件感测，该电刺激脉冲是：被递送用于治疗心搏停止、心动过缓、或心动过速的心脏起搏脉冲，用于治疗房性或室性快速性心律失常的电击，被递送以在ICD测试期间引导快速性心律失常的电击或其他刺激脉冲，或是任何其他的电刺激脉冲。该刺激脉冲可以是例如使用心外电极(诸如在图1与图2中所示的胸骨上或胸骨下的电极24、28以及30)经胸廓地递送的相对大振幅的脉冲。经胸廓的刺激脉冲在能量方面比使用与心肌紧邻或直接接触的电极递送的心脏刺激脉冲相对更高。

可接着任何大的刺激脉冲(在该大的刺激脉冲之后，需要感测心脏电活动的迅速恢复，特别是低振幅心脏活动)之后使用电击后衰减序列420或更一般地至少部分地基于刺激前心脏事件振幅的任何刺激后衰减序列。可在要求良好VF与心搏停止之间的区别以用于控制合适的治疗递送(例如，电击对起搏)的任何时候使用刺激后衰减序列，该刺激后衰减序列可在递送电刺激脉冲之后结合感测后衰减序列552使用。

在产生第一电击后R波感测事件信号460之后，施加感测后消隐间期465，并且根据第二电击后衰减序列430自动调整R波感测阈值405。第二电击后衰减序列430以初始R波感测阈值振幅472开始，该初始R波感测阈值振幅472是基于接着R波感测事件信号460之后(例如在感测后消隐间期465期间)所确定的最大峰值R波振幅408。初始R波感测阈值振幅472可限定成一百分比的最大峰值R波振幅408。在一些示例中，以与电击前初始R波感测阈值振幅316相同的方式(例如，最近的感测事件的最大峰值振幅的60％)设置初始R波感测阈值振幅472。

第二电击后衰减序列430包括第一衰减率464、阶梯式下降间期466、以及第二衰减率(未示出)。可以与电击前感测阈值衰减序列305相同的方式限定第一衰减率464、在阶梯式下降间期466期满时调整至的中间振幅、以及第二衰减率。然而，阶梯式下降间期466比电击前感测衰减序列305的阶梯式下降间期324短。阶梯式下降间期466可至少与第一电击后衰减序列420的阶梯式下降间期462一样长。在一个示例中，阶梯式下降间期466为700ms。在所示的示例中，经滤波、经整流的心脏信号404在第二电击后衰减序列430期间在阶梯式下降间期466期满之前跨过R波感测阈值405，并且产生R波感测事件信号472。

响应于每个R波感测事件信号406对信号分析段414的剩余时间重复第二电击后衰减序列430(如在图7中所指示)。当感测到每个事件时，将R波感测阈值405的振幅重新设置成预定百分比的感测事件的峰值振幅并从该预定百分比的感测事件的峰值振幅以第二序列第一衰减率464衰减、在下降间期466之后下降到中间感测阈值振幅、并以第二序列第二衰减率(未示出)继续衰减直到R波感测阈值405的下一个心脏信号交叉。除了第二序列下降间期466，用于控制第二电击后衰减序列430(包括设置初始感测阈值振幅472、第一衰减率464、中间感测阈值振幅(未示出)以及第二衰减率(未示出))的感测控制参数可与如结合图6所描述的电击前衰减序列305相同。

首次出现的R波感测事件信号460与下一个R波感测事件信号472用于确定RR间期474。在信号分析段414结束时(例如电击后4.5秒)，心脏信号分析器90基于由心脏信号分析器90在信号分析段414期间所接收并计数的R波感测事件信号406的总数来估算心室周期长度。估算心室周期长度可包括确定各R波感测事件信号406之间的RR间期。

在信号分析段414期满时，可根据IMD 14中实施的可电击心律重新检测算法来启动新的信号分析段。在任何后续的信号分析段期间的R波的感测可根据第二电击后衰减序列430而继续。因此，第一电击后衰减序列420可在首次出现的电击后信号分析段414的开始418处被使用一次。

在信号分析段414期满时，心脏信号分析器90至少响应于心室周期长度估算而确定段414是否为可电击段。在一些示例中，如果信号分析段414被分类成可电击段，则控制模块80启动HV输出电容器充电。可在可电击心律检测算法正操作以在电击后重新检测可电击心律时启动电容器充电。

可响应于至少基于针对段414所作出的周期长度估算的可电击段分类在信号分析段414期满时启动电容器充电。可替代地，可基于对不止一个的信号分析段(例如至少两个信号分析段)的分类或至少基于针对至少两个信号分析段中的每一个所作出的周期长度估算而作出启动电容器充电的决定。

由此，已在以上描述中参考具体实施例呈现了用于在递送CV/DF电击之后控制ICD功能的方法和装置。在其他示例中，本文描述的各种方法可包括以与本文所示与所述的说明性示例不同顺序或组合而执行的步骤。理解到，可对参考实施例做出各种修改而不背离本公开以及以下各权利要求的范围。

Claims (15)

1.一种医疗设备，包括：

治疗递送模块，所述治疗递送模块被配置成生成电刺激脉冲并经由耦合到所述医疗设备的多个电极将电刺激脉冲递送至患者的心脏；

感测模块，所述感测模块被配置成接收心脏电信号并响应于所述心脏电信号跨过心脏事件感测阈值而产生心脏事件信号；以及

控制模块，所述控制模块耦合到所述感测模块与所述治疗递送模块，并被配置成从所述感测模块接收所述心脏事件信号并控制所述治疗递送模块递送所述电刺激脉冲，所述控制模块被配置成在递送所述电刺激脉冲之前确定刺激前心脏事件振幅，

所述感测模块进一步配置成响应于由所述治疗递送模块递送所述电刺激脉冲，根据第一刺激后衰减序列来调整心脏事件感测阈值，所述第一刺激后衰减序列由第一组感测控制参数控制，所述第一组感测控制参数包括基于所述刺激前心脏事件振幅的至少一个感测控制参数。

2.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述感测模块被配置成：

通过在所述第一刺激后衰减序列期间基于所述刺激前心脏事件振幅设置所述心脏事件感测阈值的初始振幅来根据所述第一刺激后衰减序列调整所述心脏事件感测阈值；

响应于所述心脏电信号在所述第一刺激后衰减序列期间跨过所述感测阈值而感测第一刺激后心脏事件；

响应于感测到所述第一刺激后心脏事件根据第二刺激后衰减序列来调整所述心脏事件感测阈值，其中，由与所述第一组感测控制参数不同的第二组感测控制参数来控制所述第二刺激后衰减序列，使得所述第一刺激后衰减序列与所述第二刺激后衰减序列不同。

3.如权利要求1-2中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制模块被配置成通过以下来确定所述刺激前心脏事件振幅：

在已知的刺激前心律期间产生心脏事件模板；并

将所述刺激前心脏事件振幅确定为所述模板的最大峰值振幅。

4.如权利要求1-3中任一项所述的设备，其特征在于，所述感测模块进一步配置成通过调整所述心脏事件感测阈值以第一序列第一衰减率衰减来根据所述第一刺激后衰减序列调整所述心脏信号感测阈值，其中所述第一序列第一衰减率基于所述刺激前心脏事件振幅。

5.如权利要求1-4中任一项所述的设备，其特征在于，所述感测模块被配置成：

通过在第一序列下降间期期间调整所述心脏事件感测阈值以所述第一序列第一衰减率衰减来根据所述第一刺激后衰减序列调整所述心脏信号感测阈值；

通过在刺激前下降间期期间调整所述心脏事件感测阈值以刺激前衰减率衰减来根据在递送所述电刺激脉冲之前的刺激前衰减序列调整所述心脏事件感测阈值，所述刺激前下降间期比所述第一刺激后衰减序列的所述第一序列下降间期大；

响应于所述心脏电信号跨过在其根据所述刺激前衰减序列被自动调整时的所述心脏事件感测阈值，感测刺激前心脏事件；以及

响应于所述刺激前心脏事件满足治疗递送标准，控制所述治疗递送模块递送所述电刺激脉冲。

6.如权利要求1-5中任一项所述的设备，其特征在于，所述感测模块进一步配置成通过在第二序列下降间期期间调整所述心脏事件感测阈值以第二序列第一衰减率衰减来根据所述第二刺激后衰减序列调整所述心脏信号感测阈值，所述第二序列下降间期比所述第一序列下降间期大并且比所述刺激前下降间期小。

7.如权利要求1-6中任一项所述的设备，其特征在于：

所述感测模块进一步配置成在所述电刺激脉冲的递送之后启动消隐间期；

所述控制模块被配置成当所述消隐间期期满时启动第一信号分析时间段；以及

所述感测模块被配置成当启动所述第一信号分析时间段时，根据所述第一刺激后衰减序列来调整所述心脏事件感测阈值。

8.如权利要求1-7中任一项所述的设备，其特征在于，所述感测模块进一步配置成根据所述第二刺激后衰减序列来调整所述心脏事件感测阈值，直到所述第一信号分析时间段期满。

9.如权利要求1-8中任一项所述的设备，其特征在于：

所述治疗递送模块包括被放电以用于递送所述电刺激脉冲的电容器；

所述感测模块进一步配置成响应于所述心脏信号跨过所述心脏事件感测阈值而在所述第一信号分析时间段期间感测心脏事件；以及

所述控制模块被配置成：

至少基于所感测的心脏事件将所述第一信号分析时间段分类为可电击段与不可电击段中的一者；并

控制所述治疗递送模块启动对所述电容器充电，以用于响应于至少将所述第一信号分析时间段分类为可电击段而递送下一个电刺激脉冲。

10.如权利要求1-9中任一项所述的设备，其特征在于：

所述感测模块被配置成响应于在所述第一信号分析时间段期间所述心脏事件感测阈值的每个心脏信号交叉而产生心脏事件感测信号；以及

所述控制模块被进一步配置成：

确定在所述第一信号分析时间段期间产生的心脏事件感测信号的总数；

基于心脏事件感测信号的总数估算心动周期长度；以及

基于所估算的心动周期长度将所述第一信号分析时间段分类为可电击与不可电击中的一者。

11.如权利要求1-10中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制模块被进一步配置成：

响应于心脏事件感测信号的所述总数少于心脏事件感测信号的阈值数量，将所述心动周期长度估算为未知；

当心脏事件感测信号的总数落入比心脏事件感测信号的所述阈值数量大的第一范围中时，至少基于所述心脏事件感测信号中的两个连续的心脏事件感测信号之间的第n长的间期来估算所述心动周期长度；以及

当心脏事件感测信号的所述总数落入比心脏事件感测信号的所述阈值数量大并且比所述第一范围大的第二范围中时，将所述心动周期长度估算为在所述心脏事件感测信号的连续心脏事件感测信号之间确定的心脏事件间期的至少一部分的平均值。

12.如权利要求1-11中任一项所述的设备，其特征在于：所述感测模块被进一步配置成：

根据所述第一刺激后衰减序列以及所述第二刺激后衰减序列来调整第一心脏事件感测阈值，所述第一心脏事件感测阈值被所述感测模块的第一感测通道使用并被配置成从所述多个电极中的第一对接收所述心脏信号；

根据所述第一刺激后衰减序列以及所述第二刺激后衰减序列来调整第二心脏事件感测阈值，所述第二心脏事件感测阈值被所述感测模块的第二感测通道使用并被配置成从所述多个电极中的第二对接收第二心脏信号；以及

响应于在所述第一信号分析时间段期间由所述心脏信号对所述第一心脏事件感测阈值的交叉而产生第一心脏事件感测信号，并响应于在所述第一信号分析时间段期间由所述第二心脏信号对所述第二心脏事件感测阈值的交叉而产生第二心脏事件感测信号；并且

所述控制模块进一步配置成基于所述第一心脏事件感测信号以及所述第二心脏事件感测信号将所述第一信号分析时间段分类为可电击段与不可电击段中的一者。

13.如权利要求1-12中任一项所述的设备，其特征在于：

所述控制模块被配置成当所述第一信号分析时间段期满时启动下一个信号分析时间段；并且

所述感测模块被配置成在所述下一个信号分析时间段期间仅根据所述第二刺激后衰减序列来调整所述心脏事件感测阈值。

14.如权利要求1-13中任一项所述的设备，其特征在于，所述感测模块被进一步配置成：

根据所述第一刺激后衰减序列调整所述心脏事件感测阈值，所述第一刺激后衰减序列包括第一序列初始振幅、第一序列第一衰减率、在其上施加第一序列第一衰减率的第一序列下降间期、以及在所述第一序列下降间期的期满时启动的第一序列第二衰减率，其中所述第一序列初始振幅、所述第一序列第一衰减率以及所述第二序列第二衰减率中的至少一者是基于所述刺激前心脏事件振幅；以及

根据所述第二刺激后衰减序列来调整所述心脏事件感测阈值，所述第二刺激后衰减序列包括第二序列第一衰减率、在其上施加所述第二序列第一衰减率的第二序列下降间期、以及在所述第二序列下降间期的期满时启动的第二序列第二衰减率，

其中所述第二序列第一衰减率、所述第二序列下降间期以及所述第二序列第二衰减率中的至少一者与所述第一序列第一衰减率、所述第一序列下降间期以及所述第一序列第二衰减率中相应的那个不同。

15.如权利要求1-14中任一项所述的设备，其特征在于：

所述治疗递送模块包括被放电以用于递送所述电刺激脉冲的电容器；

所述感测模块进一步配置成响应于所述心脏信号跨过所述心脏事件感测阈值而在所述第一信号分析时间段期间感测心脏事件；以及

所述控制模块被配置成：

基于在所述第一信号分析时间段期间的所感测的心脏事件估算所述第一信号分析时间段的周期长度；以及

响应于至少所述第一信号分析时间段的至少估算的周期长度而启动对所述电容器充电。