CN108367156B - 心律管理设备中的滤波的自动确定和选择 - Google Patents

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Abstract

方法和/或设备促进了对心脏电信号进行滤波的多个模式以及在其中进行选择，其中一个滤波模式相对于其他滤波模式包括低频信号的附加的高通滤波。选择滤波模式可以包括使用多个滤波模式将所感测的信号幅度与一个或多个阈值比较。在另一示例中，除了默认或基线滤波模式以外还启用附加的高通滤波器，并且所检测的心脏信号被监视以用于指示可能的感测不足和/或幅度朝向阈值的下降，并且一旦找到可能的感测不足或信号幅度的下降就可以禁用附加的高通滤波器。

Description

心律管理设备中的滤波的自动确定和选择
相关申请的交叉引用
本申请要求2015年12月2日提交的题为“心律管理设备中的滤波的自动确定和选择”、序列号为62/262,043的美国临时专利申请的权益和优先权，其公开通过引用并入本文。
背景技术
可得到许多心律管理产品以用于各种病况的诊断和医治。这些可以包括例如皮下的、经静脉的或心内的治疗设备，比如起搏器、除颤器和再同步化设备。还可得到可植入的、外部的和/或可穿戴的心脏监视器。外部的或可穿戴的治疗产品可以包括除颤器背心和外部起搏器以及自动外部除颤器。
从Ellenbogen等人的CLINICAL CARDAIC PACING AND DEFIBRILLATION,2nd Ed.(W.B.Saunders Co.2000)中得到的图1在201处示出原始心脏信号的频率和非心脏肌电位。信号包括T波，其表示心室复极并且具有在大约3-9Hz左右的范围中的频率内容。R波也被指示并且表示心室除极；R波频率范围典型地为从大约20Hz至大约40Hz。表示心房除极的P波仍为在大约30-70Hz的范围中的较高频率。表示非心肌活动的肌电位趋向于具有90Hz及以上的频率内容。
T波滤波对于受到T波过度检测的风险的系统会是期望的，T波过度检测会导致心动周期的过度计数并且可能导致不适当的治疗。尽管滤除T波可以减小潜在的过度检测和不适当的治疗，但同样有必要确保针对T波的滤波不会导致对诸如心室纤颤或多形性室性心动过速之类的心律过速感测不足。这样的心律失常通常通过对R波进行监视和计数来检测。
引起该关注是因为T波和R波的信号在频域中彼此非常接近。例如，转折频率在10Hz的一阶高通滤波器将会衰减3-9Hz的T波，其同样将会将15Hz的信号衰减百分之十至二十、或者更多，这会是显著的。考虑到十倍频(频率增大十倍)几乎不能分离所提及的信号，应当监视针对一组信号的滤波器对其他信号的影响。
期望有滤波控制的替代性新途径(approach)。
发明内容
本发明人已经认识到其中待解决的问题是在心律管理系统中在监视所检测的信号的同时对T波进行衰减以确保避免R波和/或心律失常的感测不足。为此，一个示例提供了促进多个滤波模式并且在其中进行选择的方法或设备，在所述多个滤波模式中的一个模式相对于其他滤波模式而言包括对低频信号的附加高通滤波。在一个示例中，通过使用多个滤波模式将所检测的信号幅度与一个或多个阈值进行比较来避免诸如R波之类的期望心脏信号的过度衰减。在一个示例中，除了默认或基线滤波模式以外，启用了附加高通滤波器，并且监视所检测的心脏信号以用于指示可能的感测不足和/或用于幅度朝向阈值的下降，并且一旦找到可能的感测不足或信号幅度的下降，就可以禁用附加高通滤波器。
该概述旨在简要地介绍本专利申请的主题，并不旨在提供本发明的排他的或穷尽的说明。详细描述被包括以提供进一步的信息。
附图说明
在附图(其不一定按比例绘制)中，相同数字可以描述不同视图中的相似部件。具有不同字母后缀的相同数字可以表示相似部件的不同实例。附图以示例方式而非限制方式一般地示出了本文献中讨论的各个实施例。
图1示出特定生物信号的频率内容；
图2示出例示性可植入医疗设备系统；
图3提供了例示性心律管理设备的高度示意性描绘；
图4-图7示出块流程形式的各个方法；以及
图8提供了示出功能块和数据流连接的例示性心律管理的另一描绘。
具体实施方式
图2示出被植入患者中的来自卡梅伦健康公司(Cameron Health,Inc.)和波士顿科学公司(Boston Scientific Corporation)的S-ICD系统TM。该系统被植入患者10中，其中罐子12在大约心尖的水平处在左侧腋窝中。引线14皮下地放置在皮肤下方并且在患者的胸腔上方，其中第一部分沿着乳下皱襞延伸至剑突，随后优越地平行于胸骨左侧并且与之相距大约1-2cm。沿着引线14的胸骨旁部分提供了近端感测电极16、冲击线圈电极18、和远端头端感测电极20。整个系统植入在胸腔外侧。
罐子12可以包括适合于与诸如编程器22之类的外部设备通信(比如RF通信，包括遥测或其他适当的通信链接)的元件。例如，在植入手术期间，一旦放置了罐子12和引线14，就可以使用编程器22激活罐子12和/或指示/观察诊断的或操作的测试。在植入之后，可以使用编程器22无创地确定所植入的设备的状态和历史。与罐子12组合的编程器22还可以允许向用户/医疗从业者通知统计数据、错误、历史和潜在问题，并且还可以允许更新罐子12中的编程。
在一些示例中，本发明可以被实现在如图2所示的系统中。在其他示例中，可植入或可穿戴心脏监视器可以具有在外壳和/或引线上的多个电极以定义两个或更多感测矢量。诸如用于植入心脏内部的无引线心脏起搏器之类的无引线设备可以具有在罐子或外壳上的或者从罐子或外壳延伸的多个感测电极以定义多个感测矢量。可穿戴除颤器或起搏器还可以在患者的前胸和/或后背上提供多个皮肤电极，并且甚至可以包括其他地方(比如在四肢上)的无关电极。经静脉的和/或心外膜的可植入设备可以具有有源外壳，如本领域中公知的那样，其适于用于与在一个或多个引线上用于感测的多个电极一起进行感测。例如，经静脉的设备可以具有右心室引线，其在罐子上具有心房和心室感测电极以及无关电极。替代设备还可以使用或代替地使用在肋骨下方的和在心脏外部的(比如在胸骨后方的位置中的)引线。
与包括心脏中或心脏上的电极的现有技术的除颤器和起搏器不同，图2所示的设备特别的是，该设备仅使用胸腔外部并且远离心腔的远场电极来用于检测心搏。这可能使得对心动周期计数更困难，因为所检测的信号的源会难以区分。例如，尽管利用经静脉的心内电极所检测的心室除极会宽度相当尖锐和狭窄，但相同的信号在远场中被检测时将会较宽和不尖锐。在一些现场产品中，已经观察到其中各个心动周期被计数两次的T波过度检测，在R波上发生一次检测，并且在T波上再发生一次检测。尽管耗费了很大的努力以避免和/或识别和校正这种过度检测，但还期望进一步的改进。
图3提供了例示性心律管理设备的高度示意性描绘。设备50包括多个电极52、54、56，其可以设置在设备的外壳上和/或与一个或多个引线相关联。可以设置多路转换器60来将电极52/54/56的所选的子组耦接到系统的内部电路。可以在62处设置一组隔直电容，并且剩下的信号被传送到64处的放大器或多个放大器。可以以相反的布置来设置元件62和60，或者可以设置多个隔直子电路62。
放大器级64与滤波器66相关联，滤波器66例如可以是被设计为在到达模拟数字转换(ADC)电路68之前挡住较高频率信号的低通滤波器。可以使用任何适当的ADC电路68，包括在本领域中已知的大量这种设备，包括增量累加(delta-sigma)、逐次逼近、威尔金森、斜坡比较(ramp-compare)、增量编码、流水线、积分等。随后如在70处所示，例如使用微处理器或者在一些实施例中使用一个或多个数字信号处理芯片来对数字信号进行陷波式滤波。
此时，信号可以采取两个分离的路径。在一个路径中，来自陷波式滤波器70的信号直接进入形态块74，并且还被馈送至心动周期检测器76。形态块74被配置为存储与特定心动周期相关联的一组数据，并且执行数据的测量和/或比较，例如包括信号宽度和/或幅度、压摆率或其他可测量特征的测量，以及使用诸如美国专利7,477,935和7,376,458中的那些方法与一个或多个静态的或动态的模板进行比较。心动周期检测器76可以是例如使用美国专利8,565,878和/或5,709,215中示出的方法的R波检测器或QRS综合波检测器，这些美国专利的公开通过引用合并于此。尽管未示出，但可以通过使用诸如美国专利7,248,921、8,160,686、和/或8,160,687中示出的方法去除噪声和/或过度检测来验证所检测的心动周期。
在另一路径中，来自陷波式滤波器的信号在再次进入形态块74和心动周期检测器76之前穿过高通滤波器级72。这两个“路径”可以并行操作，或者设备可以被配置为使得电路在第一时间段使用一个路径并且在第二时间段使用另一路径以允许稍后的比较。
心动周期检测器76和形态块74的输出被提供给律动分析块78。律动分析块78可以使用用于分析患者心律的各种已知方法，例如，使用利用了心动周期检测器76的输出而计算的速率以及利用了形态块74而产生的各种形状特征来分析患者心律。可以使用速率、宽度、幅度和对模板的匹配的组合来确定患者的心脏是怎么回事。可以附加地存在反馈路径以操纵例如多路转换器60、陷波器70、开关82、以及形态块74和心动周期检测器76中的每一个的操作。
在一些示例中，如所示，块78由控制器80执行，块78可以响应于心动周期检测器76的输出来唤醒。控制器80可以是例如具有用于将用于执行各种分析的指令集存储在非暂时性介质中的相关存储器的微控制器或微处理器。在其他示例中，可以使用不同的架构，例如，块68可以是作为控制器80的一部分的ADC，其中通过存储在存储器中并由控制器80访问的可操作代码块来执行块70、72、74、76和78中的每一个。
在82处设置了开关以允许在来自于陷波式滤波器70的信号或来自附加的高通滤波器级72的信号之间进行选择以用于形态块74和心动周期检测器中的每一个。在一些示例中，如果高通滤波器块72没有在使用，则其还可以被断电。在一些示例中，陷波器70和高通滤波器级72的组合作为第一滤波配置而操作，并且无高通滤波器级72的陷波器70作为第二滤波配置而操作，其中第一滤波配置相对于第二滤波配置包括附加滤波。
图4示出具有块流程形式的例示性方法。该示例100开始于收集心律管理设备中的数据，其中至少一个高通(“HP”)滤波器被关闭，如在102处所示(简写)。
在一个示例中使用时，采取了标准或基线滤波途径，其中通带在大约3Hz至大约40Hz的范围中，而针对线路信号的附加的陷波式滤波在50或60Hz。在该示例中，HP滤波器是中心频率在9Hz的高通滤波器，其在默认途径中未打开，但必要时可以在默认滤波之外还打开该HP滤波器。通过使得附加的HP滤波器打开，通带随后将会在大约9Hz至大约40Hz的范围中，其中附加的滤波器在线频(50或60Hz)处，其他滤波器在位于通带之外的3Hz处。
在其他示例中可以改变针对每个滤波器的这些具体角点。例如，在一个示例中可以将4Hz至25Hz的通带用作默认，而可选地应用额外的8Hz滤波器。在另一示例中，可以默认地使用2Hz至50Hz通带，而附加高通滤波器在大约7Hz。这里请注意，这些边界和通带特别地用于心脏信号。本领域技术人员将会认识到，在其他背景下(例如当监视诸如横膈膜、消化道、脊柱、骨骼肌、迷走神经或大脑之类的身体不同部分中的肌肉或神经活动时)可以使用其他通带和附加滤波器位置。
在104处将所收集的数据的幅度的测量与第一阈值比较。幅度的测量可以采取若干形式。在一些示例中，执行心动周期检测以识别与所收集的数据中的心动周期相关联的最大峰值，并且最大峰值被测量和/或求平均以用于与第一阈值比较。在其他示例中，针对所收集的数据来确定平均信号强度，比如均方根(RMS)幅度。
在一个示例中，第一阈值等于给定系统的本底噪声的大约六倍。可以使用其他比率。在一个例示性实施例中，对于具有80微伏的本底噪声的系统，第一阈值被设定为大约500微伏。在104处的比较旨在确保目前的心脏信号幅度远远高于本底噪声，因为在该示例中预想的高通滤波器会大大衰减心脏信号。因此，如果幅度测量在104处不大于阈值，则高通滤波器被关闭，如在106处所示。
如果在104处的测试通过，则收集附加的数据，如在108处所示，此时打开HP滤波器。如在块110处所示，执行幅度测量与阈值的另一比较。在一个示例中，在110处的幅度测量同样是R波的测量，而阈值TH2现在是较低阈值，比如本底噪声的三倍，而不是之前讨论的本底噪声的六倍。注意，可以替代地使用其他比率。如果在110处的第二测试通过，则在112处将HP滤波器启用或打开/保持打开。否则，在106处将HP滤波器关闭或禁用。返回其中在具有80微伏的本底噪声的系统中第一阈值具有500微伏的示例，在一个示例中，在110处的比较实用被设定为250微伏或设定为大约本底噪声的三倍的第二阈值。可以使用其他边界。
图5示出了具有块流程形式的例示性方法。方法150开始于HP滤波器关闭，如在152处所示。在该示例中，使得至少两个感测矢量可被设备使用；这里，下一步骤是如在154处所示执行矢量选择。矢量选择可以包括操作心动周期检测方法以识别多个心动周期并产生R波幅度和/或信噪比的测量结果，可以使用各种评分法来独立地或结合到一起对这些测量结果进行评定。可以执行任何适当的矢量选择方法；一些示例在美国专利7,392,085、7,623,909、和8,200,341中，其公开通过引用并入本文。如果感测信号质量下降或者如果满足诸如美国临时专利申请62/245,757中所说明的其他条件，则可以重新评定矢量选择，并且可以如在美国临时专利申请62/245,738、62/245,762、和62/245,729中所说明的那样组合其他矢量，这些公开通过引用并入本文。所选的无论哪个(哪些)矢量均在156处被存储为结果1。
接下来，在160处打开HP滤波器，并且如162所示再次执行矢量选择，此时使用被HP滤波器滤波的信号。在164处，将第二矢量选择162的结果存储为结果2。随后在166处对这些结果进行比较。如果存在匹配，即，如果通过两个操作均选择了相同的感测矢量，则如170所示启用HP滤波器。如果结果1和结果2不匹配，则如172所示禁用HP滤波器。
在一个示例中，在块154处执行的矢量选择可以依靠信噪比和心脏信号的幅度中的每一个(例如，如美国专利7,623,909中所示)。然而，在一些示例中，由于在162处在矢量选择之前加进了HP滤波器，因此仅需评定幅度。在其他示例中，在块154和162的每一个中执行的矢量选择相同。在另一示例中，如果在154处计算信噪比并且找到非常高的信噪比，则可以不必包括HP滤波器，因此作为响应可以将块160/162旁路。
存在若干在图5的方法上的变型。在一个变型中，执行并行处理方法，其中在HP滤波器打开和关闭的情况下选择矢量，并且并行地对两个信号中的每一个执行心动周期的感测/检测。在块156和164处以时间对准的方式逐个地存储所得的心脏信号检测。如果这两组信号检测匹配，即，如果它们数量大体相等并且在相似的时间点处发生，则这表明在HP滤波器打开时检测到的信号与HP滤波器关闭时检测到的信号几乎一样，则在170处启用HP滤波器。如果存在失配，则在一个示例中这可以被解释为表明使得HP滤波器打开造成了困难，因此在172处禁用HP滤波器。在替代示例中，如果存在失配，则可以请求医师评定以确定信号的经HP滤波的版本和未经HP滤波的版本中哪一个产生了正确的心脏信号检测。
在一个示例中，参照图5，在156处的结果1可以是当HP滤波器关闭时平均R波幅度与在154处挑选的矢量的RMS信号的比率。继续该示例，在156处的结果2可以是当HP滤波器打开时平均R波幅度与在162处挑选的矢量的RMS信号的比率。哪一个比率较大将确定是否在170处启用HP滤波器。例如，如果当HP滤波器打开时的比率较大，则将会启用HP滤波器。当做出这样的比较时，可以还使用针对图4提及的边界条件，以确保在HP滤波器打开时的平均R波幅度远远高于本底噪声。
图6示出具有块流程形式的例示性方法。方法200开始于HP滤波器关闭，如202所示。例如通过执行矢量选择或仅获取关于所有矢量的数据来收集数据，并且如206所示产生和存储在HP滤波器关闭时感测的信号的属性。随后在208处打开HP滤波器，在210处再次收集数据，并且如212所示产生在HP滤波器打开时的属性。随后在220处，做出与每组属性建议系统在HP滤波器关闭或打开时如何行动有关的评定。随后在222处打开HP滤波器或者在224处关闭HP滤波器。
在一个示例中，在220处的评定可以被构建为更倾向于使HP滤波器关闭。例如，在220处的评定可以仅为212处的信号属性是否适合实用；如果适合，则在222处设定HP打开。如果不适合，则在220处的评定可以仅将HP滤波器在224处关闭，或者还可以考虑206处的信号的属性是否适于使用，如果不适合，则可以设定错误标志或告示器以表明系统可能不具有功能性。
在另一示例中，在220处的评定可以将在206处计算的信噪比与在212处的信噪比进行比较。如果在212处的信噪比更好，并且如果在212处的信号的幅度适当，则在222处将HP滤波器设定为打开。否则在224处将HP滤波器设定为关闭。
在另一示例中，通过例如在并行处理方案中在将HP滤波器打开或不将HP滤波器打开一段包括若干心动周期的时间段时所捕获的心脏信号进行分析，在204和210处收集的数据可以包括随时间推移而产生的数据。可以对单独检测的心动周期进行分析以确定是属性206还是属性212建议了准确检测的可能性。一些指标例如可以为：
-可以在若干示例中使用信噪比和/或幅度，尽管随后是更复杂的途径。就信噪比为一个因素而言，可以以任何适当的方式来计算它，比如，通过以下示例而非限制的方式：计算完整的心动周期上的峰值R波幅度和平均信号幅度，并通过除法或减法来比较两者；计算针对QRS综合波的峰值或平均信号大小或幅度，并与针对与T波相关联的时间段或针对T波自身的峰值或平均信号幅度或大小进行比较。
-如果对所检测的心动周期或一般地对信号执行了噪声检测分析，则无论206还是212均具有更少的噪声标记。对于噪声分析的示例，见美国专利7,248,921，其公开通过引用并入本文。在一个示例中，将与心动周期检测相关联的所感测的心脏信号中的转折点或拐点的量与阈值比较，并且如果超过了阈值，则断定检测到噪声。
-如果对所检测的心动周期执行过度检测分析，则无论206还是212均具有更少的过度检测标记。对于过度检测分析的示例，见美国专利8,160,686和8,160,687，其公开通过引用并入本文。在一个示例中，使用相关性分析，如果对一个模板执行三个相关性的序列，结果是两个所检测的心动周期具有高相关性而第三个心动周期检测具有低相关性，则发现第三个心动周期检测被过度检测。在另一示例中，如果所检测的心动周期之间的间隔与例如长-短-长的用于过度检测的模式(或者可以使用更复杂的模式)匹配，则断定一个或多个所检测的心动周期被过度检测。在又一示例中，如果两个心动周期检测在特定形态或极性的情况下在时间上出现得彼此非常接近，则可以断定是QRS综合波的双重检测。在又一示例中，将所检测的心动周期与至少两个在前的所检测的心动周期进行比较，如果紧接在前的周期检测与所述所检测的心动周期不匹配，但两个之前的周期检测与所述所检测的心动周期匹配，则将所述紧接在前的心动周期检测断定为被过度检测。
-如果可以针对心动周期估计R波和T波幅度，则可以计算R:T的比率，较高的比率指示可能更好的感测。美国专利7,623,909示出了找出R:T比率的一些示例。例如，在心动周期检测之后，在第一时间段(例如，在心动周期检测之前和之后的200至300毫秒)期间出现的峰值可以被推定为R波，并且在第二时间段(比如在心动周期检测之后的200至300毫秒开始并持续大约300毫秒的时间段)出现的峰值可以被视为T波，还假设心率小于每分钟大约120次心跳。
-如果形态分析块可用，则信号属性可以包括计算每个所检测的心动周期与相邻周期和/或所存储的模板的相似度。如果块206和212中的一个或另一个显示出随时间推移更强的相关性，则这可能指示哪个信号正在运行良好。美国专利8,160,686和8,160,687均讨论了有关所检测的心动周期与一个或多个静态或动态模板的比较的不同变型。
-再次使用形态分析块，通过使用例如美国专利7,477,935和7,376,458(其公开通过引用并入本文)的方法，是否可利用多个心动周期信号进行高评分模板比较可以用作另一信号质量指标。
在220处还可以做出其他比较，并且本发明不应理解为局限于上述方式中的任一个。
在患者临床或门诊时可以执行图4-图6中的上述方法。因为正在收集信号质量数据，所以可以在医师监督下适当地限制一些方法进入临床使用，以使得患者活动或外部事件(比如在大功率设备旁工作)不会造成不良后果。在一些示例中，可以使用患者活动监视器(比如加速度计)，方法可以被限制为在发现患者休息或睡眠时执行。
图7示出具有块流程形式的另一例示性方法。该示例被设计用于当患者在门诊时(如250所示)操作，并且如264所示在HP滤波器打开的情况下操作。这里的活动包括在260处的普通心动周期检测和在262处的分析，其可以采取本领域中已知的许多形式中的任何形式并且在各种商业可得的心律管理设备(比如可植入心律转复除颤器、S-ICD系统、心脏再同步化设备、起搏器、可穿戴除颤器、和其他产品)中被实施。
该方法与之前的这些实施方式的不同在于，如图所示在264处打开HP滤波器并且执行分析以确保患者的所感测的信号没有变得不适当。在266处示出第一层次检查，其中进行了对低幅度信号的计数。低幅度信号的计数266可以要求一组连续监视的心动周期具有低幅度，或者一组感测的数据保持低于阈值，产生连续数据270。替代地，低幅度信号266的计数可以着眼于一组事件或时间之内低幅度事件的比率；例如，连续检测的事件中是否有18分之10(或者某个其他比率)具有低于阈值的幅度。
如果在266处发现了低幅度，则在一个示例中，在272处仅关闭HP滤波器，希望这会提高幅度并且远离本底噪声。在另一示例中，还如274所示执行基于时间的第二检查。在该示例中，如果满足块266，则如274所示可以寻求长停顿或若干长停顿。可以提供274处的该附加步骤以通过使得可能出现的事物感测不足来确保低幅度信号实际地影响感测。如果满足了274处的(多个)长停顿的要求，则在272处关闭HP滤波器。如果块266或274任一个失败了，则该方法返回普通检测/分析周期260/262。
在一个示例中，块266要求一组连续的1至100次心跳，其具有比系统本底噪声的三到六倍的范围中的阈值低的幅度。在所测试的实施例中，本底噪声在80微伏，所测试的低幅度阈值为250和500微伏，测试了1次心跳、5次心跳和100次心跳的组。较低数量和较高阈值将更容易关闭HP滤波器。在该示例中，块274被省略/旁路。
在另一示例中，块266要求Y分之X途径，或者比率268。所测试的量为10/24和18/24，其中幅度边界同样在所测试系统的本底噪声的三至六倍。针对X的较低的量同样可能是更激进的，然而与就在上文所示的较短的连续事件测试(1和5)中的一些相比，其以这样数量的事件填满缓冲器可能花费更长的时间段。
在另一示例中，测试要求对于块266具有比本底噪声的三倍低的幅度(在该示例中，在具有80微伏本底噪声的系统中，为250微伏)的五个连续事件，并且还要求之前所检测的心动周期中至少五分之二被大约1200微秒的间隔分隔开。在进一步的测试中，间隔延长到1400微秒。在一些实施例中，可能在没有检测到心脏事件的情况下就发生了超时；在一个示例中，如果未检测到心动周期发生两秒超时，则将检测定时器重置为零。在该示例中，如果在导致超时的两秒时段期间所感测的信号没有超过幅度阈值，则可以对该两秒时段计数，作为所检测的连续的低幅度心动周期中的一个。
对特定实施方式的具体引用应当被理解为例示性的；图7所公开的过程就足够，通过该过程，可以对低幅度或低幅度与(多个)长停顿的组合进行评定，以确定可以在块272处禁用HP滤波器。
图8提供了利用所示功能块和数据流连接的例示性心律管理的另一描绘。所例示的设备300包括耦接到310处的输入/输出(I/O)电路的多个电极302，该I/O电路可以包括开关或多路转换器，其促进矢量选择312从可得的电极对当中选择较佳的感测矢量。信号从I/O电路310前进到滤波器块320。滤波可以在除了标准滤波324之外还包括或者排除高通(HP)滤波器322。来自块320的滤波后信号前进到检测块330，在这里例如通过将所感测的信号与时变幅度阈值比较来检测各个心动周期。随后在332处通过例如消除噪声和/或过度检测来分析所检测的心动周期之间的间隔以进行验证。随后在334处可以使用来自块332的验证后的间隔来分析总体心律。
块330、332和334中的每一个可以产生用在340处的反馈环路中的数据，该数据可以操作350处的滤波器选择器和/或352处的滤波器禁用功能块。例如，滤波器选择350可以使用上文在图4-图6中示出的方法来操作。滤波器禁用352可以如图7所示地操作。滤波器选择块350和滤波器禁用块352确定滤波器320是仅使用标准滤波324还是结合附加的高通滤波器322一起使用。来自滤波器块320的输出信号还可以由块350/352中的一个或两者用来对滤波后的信号进行分析。
该设备还可以包括许多其他功能块，比如电源块360(其可以包括可再充电电池或原电池)，或者超级电容器，或者用于从远程源接收电力的电路(比如用于经由感性链接接收电力的线圈)。示出了存储器362，其可以包括适当的随机存取存储器或只读存储器、和/或固态或闪存存储器、或其他存储器电路和芯片。可以设置治疗电路364，其可以包括例如用于递送高电压输出(例如除颤)的输出电容器和充电器，或者用于提供输出起搏治疗的较低电源电路或者例如用于致动器以递送治疗物质的驱动器。治疗电路364可以被耦接到I/O310。可以设置遥测电路366以例如促进无线RF或感性遥测、或与其他设备的传导通信。在块366中可以支持蜂窝或其他通信能力。
还可以设置集中控制模块370，例如可以包括微控制器或微处理器。所示的功能块中的一些可以设置为专用电路，而其他可以在微控制器中使用所存储的指令集来执行。图3的上述描述提供了用于架构的一个示例。
在一个示例中，矢量选择块312可以表示控制器370之内的用于提供输出以配置I/O电路310的模块，其可以被设置为专用的或单独的电路。滤波器块320可以包括模拟和/或数字元件作为专用ASIC和分立部件，并且可以在其中集成放大和模数转换，所有这些可以一起操作并且以各种方式交互。在350、352处的滤波器选择器和滤波器禁用块同样可以是在控制块370之内的模块并且作为用于对滤波器块320的操作进行控制的指令集的模块而操作。
检测块330可以是专用ASIC或ASIC之内的一组功能分立部件或电路，而验证可以包括出现在ASIC之内的分立部件和电路中的多个元件并且同时还表示由控制电路操作的可实施的指令集的模块。律动的分析334很可能主要出现在控制块334之内，就如在反馈块340中的分析一样。由控制电路操作的指令集可以存储在具有非暂时形式的存储器中，比如在闪速存储器位置中或者在其他控制器可读存储器中。
一些实施方式包括用于从可植入电极接收信号、处理该信号、并且对处理后的信号进行分析以做出诸如是存储数据还是递送治疗的决定的操作性电路。操作性电路可以被容纳在(多个)罐子中。操作性电路可以包括控制器(比如微控制器或微处理器，或者仅是专用集成芯片(ASIC)，比如模拟、混合信号或数字ASIC)。操作性电路可以包括用于信号处理、存储器存储、以及大功率电输出、小功率电输出和/或非电输出的产生所需的适当的模拟和/或数字电路。操作性电路可以包括本领域公知的许多示例中的任何示例的用于可植入设备的适当电池技术(可再充电电池或原电池)，并且可以使用各种电容器技术来协助用于除颤或其他输出目的的能量短期蓄积和/或存储。
可以利用诸如本领域中广泛所知的那些适合于植入或组织接触的生物相容性材料以及用于这种材料的涂层来制造可植入或可穿戴部件。例如，可以使用钛(必要时具有氮化钛或氧化铱(或其他材料)涂层)来制造可植入设备，并且可以利用诸如聚醚、聚酯、聚酰胺、聚氨酯、聚碳酸酯、硅橡胶、及其混合物或共聚物之类的生物相容性材料来形成可植入引线。替代地，可以使用诸如银、金、钛、或不锈钢(比如MP35N不锈钢合金)之类的其他生物相容性材料或者其他材料。
在一些示例中，系统可以包括一个或多个传感器，以在除了心脏电信号之外还检测可以使用可植入或可穿戴电极的所选组合来捕获的信号。这样的附加传感器可以包括例如温度传感器、加速度计、麦克风、光学传感器和化学传感器，等等。编程器22和可植入设备12(图2)可以使用示例而非限制的感应或RF遥测、或者包括传导通信的任何其他适当的通信解决方案来相互通信。本发明可以在具有任何这种特征的系统中实施。
在关于装置术语或设备元件参照流程图的以下非限制性示例中，可以理解的是，该装置或设备可以是具有逻辑、模拟和/或数字功能元件的被配置为执行例示性步骤的电路，或者可以包括所存储的由给定设备的控制器或处理器执行的指令集。
第一非限制性示例采取了这样的心律管理设备的形式，其包括用于捕获心脏信号的多个感测电极和耦接到多个感测电极用于对心脏信号进行分析的操作性电路。图2示出这种系统的一个示例，其具有在12、16、18和20的每一个处的可用于感测的电极，以及包含在上文所述的罐子12中的还在图3和图8中示出的操作性电路。在第一非限制性示例中，操作性电路包括以下：滤波器装置，其用于根据第一途径和第二途径对所捕获的心脏信号进行滤波，第二途径相对于第一途径应用了附加的高通滤波器(见图3中的在66和72处的滤波，其中开关82确定在72处的附加滤波器是否包括在被传递用于形态和/或检测分析的信号中；同样，图8中的滤波器320和选择块350，用于控制标准滤波324是被单独使用还是与高通滤波器322一起使用)；耦接到滤波器装置的选择器装置，其用于确定对滤波器装置选择第一途径还是第二途径(例如，如图3所示的开关82和/或图8中的选择块350)，其中，选择器装置被配置为确定所捕获的心脏信号的第一幅度，经由第一途径进行后滤波，并且将第一幅度与第一阈值比较(选择器装置的这种配置在图4的流程图中示出，并且可以在硬件中实施，或者实施为通过例如控制器或处理器操作的、和/或经由控制器370或利用了滤波器选择块350的滤波器块320而应用于图8中的指令)，并且：如果第一幅度超过第一阈值，则启用第二途径用于心脏信号分析(在图4中，在块104处为“是”并转到块108，例如在图3或图8中所示的系统中实施)；或者如果第一幅度未超过第一阈值，则禁用第二途径用于心脏信号分析(在图4中，在块104处为“否”并引导至HP滤波器被关闭的块106，例如在图3或图8中所示的系统中实施)；以及心动周期检测器装置，其用于将如通过第一和第二途径中的一个滤波的所接收的心脏信号与检测阈值比较，并且在所接收的心脏信号超过检测阈值时断定新的心动周期(检测装置例示性地在图3中示出为块76，并且还在图8中例示性地示出为块330)。
第二非限制性示例采取了如在第一非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中选择器装置被进一步配置为，在启用第二途径用于心脏信号分析之后，确定在经由第二途径滤波之后的所捕获的心脏信号的第二幅度，并且将第二幅度与第二阈值比较，第二阈值低于第一阈值，并且，如果第二幅度未超过第二阈值，则禁用第二途径用于心脏信号分析。这种装置例如在图4中示出为块110和112或106，例如在图3或图8中所示的系统中通过比如使用作为单独的电路块的反馈块340或ASIC和/或通过控制器或处理器370操作的指令来实施。
第三非限制性示例采取了如在第二非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括禁用装置，以用于在其已被选择器装置选择之后禁用第二途径，其中禁用装置被配置为确定经由第二途径滤波之后的所捕获的心脏信号的第三幅度，并且将第三幅度与第三阈值比较，并且，如果第三幅度未超过第三阈值，则禁用第二途径。禁用装置在图8中的352处被强调，从可以实施图7的方法的340处的反馈取得信息，在图7的方法中，低幅度块266促进在272处关闭HP滤波器的决定。
第四非限制性示例采取了如在第二非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括用于禁用第二途径的禁用装置，该禁用装置包括：间隔装置，用于分析由检测装置检测的心动周期之间的间隔，并且确定多个这样的间隔是否超过一个或多个预定义阈值，如果是，则断定已发生长停顿；幅度装置，用于观察与由检测装置检测的一个或多个心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足一个或多个最小幅度阈值，如果是，则断定低幅度；并且该禁用装置被配置为在同时已断定了长停顿和低幅度两者时禁用第二途径。示例幅度和间隔装置在图7中的块266和/或274处示出，禁用装置在块272处示出，其中幅度和间隔评定形成了图8中的反馈340和图8的352处的禁用块的操作性部分。
第五非限制性示例采取了如在第二非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括用于禁用第二途径的禁用装置，该禁用装置包括：间隔装置，用于分析由检测装置检测的心动周期之间的间隔，并且确定多个这样的间隔是否超过一个或多个预定义阈值，如果是，则断定已发生长停顿。间隔分析在图7中的274处示出，其与识别长停顿(或多个长停顿)有关，并且在272处触发禁用；这可以是图8中的反馈340和图8的352处的禁用块的操作性部分。
第六非限制性示例采取了如在第二非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括用于禁用第二途径的禁用装置，该禁用装置包括：幅度装置，用于观察与由检测装置检测的一个或多个心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足一个或多个最小幅度阈值，如果是，则断定低幅度；并且其中该禁用装置被配置为在已断定了低幅度时禁用第二途径。幅度在图7中的块266处被评定并且链接到272处的禁用；这可以是图8中的反馈340和图8的352处的禁用块的操作性部分。
第七非限制性示例采取了这样的心律管理设备的形式，其包括用于捕获心脏信号的多个感测电极(例如，如图2所示)和耦接到多个感测电极用于分析心脏信号的操作性电路(例如，如图3和/或图8所示)，操作性电路包括以下：滤波器装置，其用于根据第一途径和第二途径对所捕获的心脏信号滤波，第二途径相对于第一途径应用了附加的高通滤波器(例如，图3具有66处的滤波器和72处的附加高通；同样，图8在320处具有322和324处的滤波器选项)；以及耦接到滤波器装置的选择器装置，其用于确定对滤波器装置选择第一途径还是第二途径(在图3中的82处示出的使用开关的选择，或者在图8中的350、352处的选择和禁用块)，其中，选择器装置被配置为操作所述设备以使用第一途径和第二途径中的每一个捕获数据，以对利用第一途径和第二途径中的每一个所捕获的数据进行分析，并且确定第一途径和第二途径中哪一个产生了更适当的感测数据(例如，在图5中，可以执行矢量选择以利用选择的不同滤波器在156、164处产生结果，并随后在166处一起比较；另外，在图6中，在206、212处测量属性，并且在220处评定)。
第八非限制性示例采取了如在第七非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括：矢量选择装置，其用于使用来自通过多个电极定义的至少第一和第二感测矢量的信号来执行矢量选择序列，其中，该选择器装置被配置为激活矢量选择装置以便启用第一途径产生第一所选矢量，并且再启用第二途径产生第二所选矢量，并且该选择器装置被配置为通过评定以下a)和b)两项来确定第一途径和第二途径中哪一个产生了更适当的感测数据：a)第一所选矢量和第二所选矢量是否为相同的感测矢量；和b)针对第二所选矢量的幅度测量是否超过幅度阈值；从而使得，如果a)和b)两项均为真，则选择器装置被配置为选择第二途径，否则选择器装置被配置为选择第一途径。例如，图5示出在块154和162处要求矢量选择能力以分别在156、164处提供输出或结果，以用于块166处的比较，并且用于170、172处的包括额外高通滤波器的启用或禁用滤波途径中；图8示出在一个示例中包括了用于控制输入/输出子电路310的矢量选择块312，子电路310随后可以在控制器/处理器370的管理下驱动340处的反馈环路)。
第九非限制性示例采取了如在第七非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括：心动周期检测器装置，其用于将通过第一和第二途径中的一个滤波后的所接收的心脏信号与检测阈值比较，并且当所接收的心脏信号超过检测阈值时断定新的心动周期；其中选择器装置被配置为如下操作心动周期检测器：在第一数据流中，针对使用第一途径滤波后的数据；并且在第二数据流中，针对使用第二途径滤波后的数据；以产生两组所检测的心动周期数据，其中选择器装置被配置为将两组数据对准，并且确定第一途径和第二途径中哪一个提供了更准确的心动周期检测。例如，图6示出了这样的数据分析：其可以经由块204、206的组合执行针对第一数据流的收集和属性计算，并且在HP滤波器打开的情况下在210、212处执行针对第二数据流的收集和属性计算，以提供到220处的评定块，随后驱动对于在块222与224之间选择哪个滤波器途径的确定；这可以用于图3中，其中数据提供给检测器块76以产生心动周期数据，还可以用于图8中，其中在340处的反馈观察来自检测块330的属性，其可以在并行处理途径中一次对多个数据流进行操作或者可以替代地依次对不同的数据组进行操作。
第十非限制性示例采取了如在第九非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括：噪声识别器，用于确定一个或多个所检测的心动周期是否是有噪声的(noisy)；其中选择器装置被配置为使用噪声识别器选择第一和第二途径中产生噪声更少的所检测的心动周期的那一个。这在图8中示出，其中在332处的间隔的验证可以使用如上文若干示例中所述的噪声分析来并行处理或依次处理来自块330的所检测的心动周期。
第十一非限制性示例采取了如在第九非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括：过度检测识别器，用于确定一个或多个所检测的心动周期是否被过度检测；其中选择器装置被配置为使用过度检测识别器选择第一和第二途径中产生更少的过度检测的心动周期的那一个。这在图8中示出，其中在332处的间隔的验证可以使用如上文若干示例中所述的过度检测分析来并行处理或依次处理来自块330的所检测的心动周期。
第十二非限制性示例采取了如在第九非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其进一步包括：波识别器装置，用于识别与各个所检测的心动周期相关联的R波和T波，并且针对第一和第二途径中的每一个计算R:T比率；其中选择器装置被配置为使用波识别器选择第一和第二途径中产生更大R:T比率的那一个。例如，波识别器可以通过例如使用幅度和/或时刻阈值或者参照二次信号将R和T波彼此区分开，来形成图8所示的检测块330和/或验证块332的部分，二次信号可以使用心脏声音或血压指标、或者用于识别血流量的脉搏血氧仪将R波与心脏收缩对准，由此将会及时分离T波复极化；这可以在反馈环路340中实施以控制滤波器选择和/或禁用块350、352。
第十三非限制性示例采取了如在第七非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中选择器装置被配置为确定使用第一途径感测的信号的幅度测量是否超过第一阈值，并且如果未超过，则将第一途径识别为产生了更适当的感测数据。例如，幅度测量可以是在图6中的块204和210处产生的属性中的一个，并且使用例如图4所示的在块102/104处的方法经由块206、212而被提供给220处的评定块，通过例如图8中的340处的反馈环路而被执行，以随后控制滤波器选择和禁用块350、352。
第十四非限制性示例采取了如在第十三非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中选择器装置被配置为使得：如果使用第一途径感测的信号的幅度测量超过第一阈值，则选择器装置进一步被配置为确定使用第二途径感测的信号的幅度测量是否超过第二阈值，并且：如果使用第二途径感测的信号超过第二阈值，则将第二途径识别为产生了更适当的感测数据；否则，将第一途径识别为产生了更适当的感测数据。例如，幅度测量可以是在图6中的块204和210处产生的属性中的一个，并且使用例如图4所示的在块108/110处的方法经由块206、212而被提供给220处的评定块，通过例如图8中的340处的反馈环路而被执行，以随后控制滤波器选择和禁用块350、352。
第十五非限制性示例采取了如在第八至第十四非限制性示例中任一个那样的心律管理设备的形式，其进一步包括：禁用装置，用于当利用第二感测途径所感测的幅度和在使用第二途径滤波后的信号上检测到的心脏事件检测之间的间隔的组合建议了可能的感测不足的情况下，控制滤波装置并且禁用第二途径。例如，图7示出这样的方法并且可以通过例如图8中的340处的反馈环路来实施。
第十六非限制性示例采取了如在第一至第十五示例中任一个那样的心律管理设备的形式，其中第一途径使用在3至40赫兹的范围中的带通滤波，第二途径使用与第一途径相同的带通并且具有在大约9赫兹的附加高通滤波器。例如，图3和图8示出具有用于切换到用于心脏信号的感测过程中或从中切换出来的附加高通滤波器。
第十七非限制性示例采取了如在第一至第十六示例中任一个那样的心律管理设备的形式，其进一步包括用于提供除颤刺激的治疗电路，其中该设备是仅皮下可植入的除颤器。治疗电路在图8中的364处所示，并且仅皮下可植入除颤器在图2中所示。
第十八非限制性示例采取了如下心律管理设备的形式，其包括用于捕获心脏信号的多个感测电极和耦接到多个感测电极用于分析心脏信号的操作性电路，该操作性电路被配置有可选择滤波模式，其允许根据第一途径和第二途径对所捕获的心脏信号进行滤波，第二途径相对于第一途径应用了附加高通滤波器，其中该操作性电路被配置为使用可选择滤波模式操作如下：通过测量所捕获的心脏信号的第一幅度来确定是选择第一途径还是第二途径，经由第一途径进行后滤波，以及将第一幅度与第一阈值比较，并且：如果第一幅度超过第一阈值，则启用第二途径用于心脏信号分析；或者，如果第一幅度未超过第一阈值，则禁用第二途径用于心脏信号分析；以及通过将如由第一和第二途径中的一个滤波的所接收的心脏信号与检测阈值进行比较来检测心动周期，并且在所接收的心脏信号超过检测阈值时断定新的心动周期。
第十九非限制性示例采取了如在第十八非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被进一步配置为在启用第二途径用于心脏信号分析之后：确定在经由第二途径滤波之后的所捕获的心脏信号的第二幅度；将第二幅度与第二阈值比较，第二阈值低于第一阈值；并且，如果第二幅度未超过第二阈值，则禁用第二途径用于心脏信号分析。第二十非限制性示例采取了如在第十九非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被进一步配置为：在第二途径已被选择来使用之后，响应于确定经由第二途径滤波后的所捕获的心脏信号的第三幅度未超过第三阈值，而禁用第二途径。
第二十一非限制性示例采取了如在第十九非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为通过执行以下来禁用第二途径：分析所检测的心动周期之间的间隔并且确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值，并且如果是，则断定已发生长停顿；观察与一个或多个所检测的心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足最小幅度阈值，并且如果是，则断定低幅度；并且操作性电路被配置为在已同时断定了长停顿和低幅度两者时禁用第二途径。
第二十二非限制性示例采取了如在第十九非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为通过以下来禁用第二途径：分析所检测的心动周期之间的间隔并且确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值，并且如果是，则断定已发生长停顿并且禁用第二途径。
第二十三非限制性示例采取了如在第十九非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为通过以下来禁用第二途径：观察与一个或多个所检测的心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足最小幅度阈值，并且如果是，则断定低幅度并且禁用第二途径。第二十四非限制性示例采取了如在第十九至第二十三非限制性示例中的任一个那样的心律管理设备的形式，其中第一途径使用在3至40赫兹的范围中的带通滤波，并且第二途径使用与第一途径相同的带通并具有在大约9赫兹的附加高通滤波器。
第二十五非限制性示例采取了这样的心律管理设备的形式，其包括用于捕获心脏信号的多个感测电极和耦接到多个感测电极用于对心脏信号进行分析的操作性电路，该操作性电路被配置有第一滤波模式和第二滤波模式，第二滤波模式相对于第一滤波模式应用了附加高通滤波器，其中该操作性电路被配置为通过以下来在第一和第二滤波模式之间进行选择：使用第一滤波模式和第二滤波模式中的每一个来捕获数据；对利用第一和第二滤波模式中的每一个所捕获的数据进行分析；以及确定第一滤波模式和第二滤波模式中哪一个产生了更适当的感测数据。
第二十六非限制性示例采取了如在第二十五非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为：使用来自通过多个电极所定义的至少第一和第二感测矢量的信号来执行矢量选择序列，在第一迭代中应用第一滤波模式产生第一所选矢量，在第二迭代中应用第二滤波模式产生第二所选矢量；通过评定以下a)和b)来确定第一滤波模式和第二滤波模式中哪一个产生了更适当的感测数据：a)第一所选矢量和第二所选矢量是否为相同的感测矢量；以及b)第二所选矢量的幅度测量是否超过幅度阈值；以使得如果a)和b)两者均为真，则操作性电路被配置为选择和使用第二滤波模式以用于感测心脏信号，否则，操作性电路被配置为选择和使用第一滤波模式以用于感测心脏信号。
第二十六非限制性示例采取了如在第二十四非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为通过以下来确定第一和第二滤波模式中哪一个产生了更适当的感测数据：通过将所接收的心脏信号与检测阈值比较来检测心动周期，并且在以下的每一个中当所接收的心脏信号超过检测阈值时断定新的心动周期：在第一数据流中，针对使用第一滤波模式滤波后的数据；以及在第二数据流中，针对使用第二滤波模式滤波后的数据；从而产生两组所检测的心动周期数据；将这两组所检测的心动周期数据对准；以及确定第一滤波模式和第二滤波模式中哪一个提供了更准确的心动周期检测。
第二十七非限制性示例采取了如在第二十六非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为确定一个或多个所检测的心动周期是否是有噪声的；以及其中操作性电路被配置为找出第一和第二滤波模式中哪一个具有噪声更小的所检测的心动周期，并产生了更适当的感测数据。第二十八非限制性示例采取了如在第二十六非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为确定一个或多个所检测的心动周期是否被过度检测；以及其中操作性电路被配置为找出第一和第二滤波模式中哪一个具有噪声更小的所检测的心动周期，并产生了更适当的感测数据。
第二十九非限制性示例采取了如在第二十六非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为：识别与各个所检测的心动周期相关联的R波和T波；针对第一和第二滤波模式中的每一个计算R:T比率；以及找出第一和第二滤波模式中哪一个产生了更大的R:T比率。第三十非限制性示例采取了如在第二十四非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为：确定使用第一滤波模式感测的信号的幅度测量是否超过第一阈值，并且如果未超过，则将第一滤波模式识别为产生了更适当的感测数据。
第三十一非限制性示例采取了如在第三十非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被进一步配置为使得如果使用第一滤波模式感测的信号的幅度测量超过了第一阈值，则操作性电路被配置为：使用第二滤波模式感测的信号的幅度测量是否超过第二阈值，并且：如果使用第二滤波模式感测的信号的幅度测量超过了第二阈值，则将第二滤波模式识别为产生了更适当的感测数据；否则，将第一滤波模式识别为产生了更适当的感测数据。第三十二非限制性示例采取了如在第二十四非限制性示例中那样的心律管理设备的形式，其中操作性电路被配置为：确定是否发生可能的感测不足，并且如果是，则禁用第二滤波模式并且激活第一滤波模式。
第三十三采取了在这样的心律管理设备中操作的方法的形式，该心律管理设备包括用于捕获心脏信号的多个感测电极和耦接到多个感测电极用于分析心脏数据的操作性电路，该操作性电路被配置有允许根据第一途径和第二途径对所捕获的心脏信号进行滤波的可选滤波模式，第二途径相对于第一途径应用了附加的高通滤波器，所述方法包括：通过测量所捕获的心脏信号的第一幅度来确定是选择第一途径还是第二途径，经由第一途径进行后滤波，以及将第一幅度与第一阈值比较，并且：如果第一幅度超过第一阈值，则启用第二途径用于心脏信号分析；或者如果第一幅度未超过第一阈值，则禁用第二途径用于心脏信号分析；以及通过将如由第一和第二途径中的一个滤波后的所接收的心脏信号与检测阈值比较来检测一个或多个心动周期，并且当所接收的心脏信号超过检测阈值时断定新的心动周期。
第三十四非限制性示例采取了如在第三十三非限制性示例中那样的方法的形式，其进一步包括在启用第二途径用于心脏信号分析并且利用其来检测一个或多个心动周期之后：确定在经由第二途径滤波之后所捕获的心脏信号的第二附图；将第二幅度与第二阈值比较，第二阈值低于第一阈值；并且，如果第二幅度未超过第二阈值，则禁用第二途径用于心脏信号分析。第三十五非限制性示例采取了如在第三十四非限制性示例中那样的方法的形式，其进一步包括：在第二途径已被选择来使用之后，响应于确定经由第二途径滤波后的所捕获的心脏信号的第三幅度未超过第三阈值，而禁用第二途径。
第三十六非限制性示例采取了如在第三十三非限制性示例中那样的方法的形式，其进一步包括在启用第二途径用于心脏信号分析并且检测到其间具有间隔的两个或更多心动周期之后：分析所检测的心动周期之间的间隔并且确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值；观察与一个或多个所检测的心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足最小幅度阈值；以及，在使用第二途径时如果多个间隔超过所述一个或多个预定义阈值，并且一个或多个所检测的心动周期未满足最小幅度阈值，则禁用第二途径。第三十七非限制性示例采取了如在第三十三非限制性示例中那样的方法的形式，其进一步包括在启用第二途径用于心脏信号分析并且检测到其间具有间隔的两个或更多心动周期之后：分析所检测的心动周期之间的间隔；以及确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值，并且如果是，则禁用第二途径。第三十八非限制性示例采取了如在第三十三非限制性示例中那样的方法的形式，其进一步包括：在启用第二途径用于心脏信号分析并且检测到其间具有间隔的两个或更多心动周期之后，观察与一个或多个所检测的心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足最小幅度阈值，并且如果是，则禁用第二途径。第三十九非限制性示例采取了如在第三十三至第三十八非限制性示例中的任一个那样的方法的形式，其中：第一途径使用在3至40赫兹的范围中的带通滤波；并且第二途径使用在大约9至40赫兹的范围中的带通滤波。
第四十非限制性示例采取了在这样的心律管理设备中操作的方法的形式，该心律管理设备包括用于捕获心脏信号的多个感测电极和耦接到多个感测电极用于分析心脏数据的操作性电路，该操作性电路被配置有允许根据第一途径和第二途径对所捕获的心脏信号进行滤波的可选滤波模式，第二途径相对于第一途径应用了附加的高通滤波器，所述方法包括：利用第二途径对心脏信号滤波，并且分析已经利用第二途径过滤的心脏信号来检测心脏信号；确定病况指示第二途径的终止是适当的；以及切换到使用第一途径以用于对心脏信号滤波。第四十一非限制性示例采取了如在第四十非限制性示例中那样的方法的形式，其中确定病况指示第二途径的终止是适当的这一步骤包括：分析所检测的心动周期之间的间隔，并且确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值；观察与一个或多个所检测的心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足最小幅度阈值；以及，如果在使用第二途径时多个间隔超过一个或多个预定义阈值并且一个或多个所检测的心动周期未满足最小幅度阈值，则确定病况指示第二途径的终止是适当的。第四十二非限制性示例采取了如在第四十非限制性示例中那样的方法的形式，其中确定病况指示第二途径的终止是适当的这一步骤包括：分析所检测的心动周期之间的间隔，并且确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值，并且，如果是，则确定病况指示第二途径的终止是适当的。第四十三非限制性示例采取了如在第四十非限制性示例中那样的方法的形式，其中确定病况指示第二途径的终止是适当的这一步骤包括：观察与一个或多个所检测的心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足最小幅度阈值。
这些非限制性示例中的每一个可以自身成立，或者可以与其他示例中的一个或多个按各种排列或组合而进行组合。
上面的详细描述包括参照形成该详细描述的一部分的附图。附图例示性地示出可实践本发明的具体实施例。这些实施例在本文中也被称为“示例”。这样的示例还可以包括除了所示或所述的那些之外的元件。然而，本发明人还设想了仅提供所示或所述的那些元件的示例。而且，本发明人还设想了针对特定示例(或其一个或多个方面)或者针对本文所示或所述的其他示例(或其一个或多个方面)而使用所示或所述的那些元件的任何组合或排列的示例(或其一个或多个方面)。
万一本文献与通过引用所合并的任何文献之间发生不一致的用法，则本文献的用法占主导。在本文献中使用了术语“一个”或“一”，如在专利文献中常见的那样包括一个或者多于一个，而独立于“至少一个”或“一个或多个”的任何其他实例或用法。此外，在所附权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标注，而不旨在对它们的对象强加数字要求。
本文所述的方法实例可以至少部分地由机器或计算机实施。一些示例可以包括被编码了指令的计算机可读介质或机器可读介质，所述指令可操作以配置电子设备来执行在上述示例中所述的方法。这样的方法的实施方式可以包括代码，比如微代码、汇编语言代码、高级语言代码等。这样的代码可以包括用于执行各种方法的计算机可读指令。代码可以形成计算机程序产品的一部分。此外，在一个示例中，代码可以比如在执行期间或在其他时间被有形地存储在一个或多个易失性、非暂时性、或非易失性有形计算机可读介质上。这些有形计算机可读介质可以包括但不限于硬盘、可移动磁盘或光盘、磁带盒、存储卡或存储棒、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)等。
上文的描述旨在例示性而非限制性的。例如，上述示例(或其一个或多个方面)可以被相互组合地使用。比如由本领域普通技术人员在浏览了上文的描述之后可以使用其他实施例。
遵照37C.F.R.§1.72(b)提供了摘要，以允许阅读者快速确定本技术公开的实质。要理解的是摘要的提交不用于解释或限制权利要求的范围或含义。
另外，在上面的详细描述中，各种特征可以被组到一起以使得本公开流畅。这不应被解释为意图是未要求权利的所公开特征对于任何权利要求均是必要的。相反，发明主题可以具有比所公开的特定实施例的所有特征少的特征。因此，所附权利要求由此作为示例或实施例被并入详细说明中，其中每个权利要求作为独立实施例而自身成立，并且可以设想的是，这样的实施例可以按各种组合或排列而彼此组合。本发明的范围应当参照所附权利要求以及这样的权利要求所享有的等同物的全部范围来确定。

Claims (19)

1.一种心律管理设备，包括用于捕获心脏信号的多个感测电极和耦接到所述多个感测电极用于分析所述心脏信号的操作性电路，所述操作性电路包括以下：
滤波器装置，其用于根据第一途径和第二途径对所捕获的心脏信号进行滤波，所述第二途径相对于所述第一途径应用了附加的高通滤波器；
选择器装置，其耦接到所述滤波器装置，用于确定是选择所述第一途径还是所述第二途径以用于所述滤波器装置，其中所述选择器装置被配置为确定所捕获的心脏信号的第一幅度，经由所述第一途径进行后滤波，并且将所述第一幅度与第一阈值比较，并且：
如果所述第一幅度超过所述第一阈值，则启用所述第二途径用于心脏信号分析；或者
如果所述第一幅度未超过所述第一阈值，则禁用所述第二途径用于心脏信号分析；以及
心动周期检测器装置，其用于将如由第一途径和第二途径中的一个途径滤波后的所接收的心脏信号与检测阈值比较，并且在所接收的心脏信号超过所述检测阈值时断定新的心动周期；
其中所述第一幅度是一个或多个心动周期的R波的测量。
2.根据权利要求1所述的心律管理设备，其中，所述选择器装置被进一步配置为：在启用所述第二途径用于心脏信号分析之后，确定在经由所述第二途径滤波之后的所捕获的心脏信号的第二幅度，并且将所述第二幅度与第二阈值比较，所述第二阈值低于所述第一阈值，并且，如果所述第二幅度未超过所述第二阈值，则禁用所述第二途径用于心脏信号分析。
3.根据权利要求2所述的心律管理设备，进一步包括禁用装置，其在所述第二途径已被所述选择器装置选择之后禁用所述第二途径，其中所述禁用装置被配置为确定如经由所述第二途径滤波后的所捕获的心脏信号的第三幅度，并且将所述第三幅度与第三阈值比较，并且，如果所述第三幅度未超过所述第三阈值，则禁用所述第二途径。
4.根据权利要求2所述的心律管理设备，进一步包括用于禁用所述第二途径的禁用装置，所述禁用装置包括：
间隔装置，其用于分析由检测装置检测的心动周期之间的间隔，并且确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值，并且如果是，则断定已发生了长停顿；
幅度装置，其用于观察与由所述检测装置检测的一个或多个心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足一个或多个最小幅度阈值，并且如果是，则断定低幅度；并且
所述禁用装置被配置为在已同时断定长停顿和低幅度两者时禁用所述第二途径。
5.根据权利要求2所述的心律管理设备，进一步包括用于禁用所述第二途径的禁用装置，所述禁用装置包括间隔装置，其用于分析由检测装置检测的心动周期之间的间隔，并且确定多个这种间隔是否超过一个或多个预定义阈值，并且如果是，则断定已发生了长停顿；并且所述禁用装置被配置为在已断定长停顿时禁用所述第二途径。
6.根据权利要求2所述的心律管理设备，进一步包括用于禁用所述第二途径的禁用装置，所述禁用装置包括幅度装置，其用于观察与由检测装置检测的一个或多个心动周期相关联的一个或多个幅度是否未满足一个或多个最小幅度阈值，并且如果是，则断定低幅度；并且其中所述禁用装置被配置为在已断定低幅度时禁用所述第二途径。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的心律管理设备，其中，所述第一途径使用在3至40赫兹的范围中的带通滤波，并且所述第二途径使用与第一途径相同的带通并且具有在大约9赫兹的附加高通滤波器。
8.根据权利要求1至6中任一项所述的心律管理设备，进一步包括用于提供除颤刺激的治疗电路，其中所述设备是仅皮下可植入的除颤器。
9.一种心律管理设备，包括用于捕获心脏信号的多个感测电极和耦接到所述多个感测电极以用于分析所述心脏信号的操作性电路，所述操作性电路包括以下：
滤波器装置，其用于根据第一途径和第二途径对所捕获的心脏信号进行滤波，所述第二途径相对于所述第一途径应用了附加的高通滤波器；
选择器装置，其耦接到所述滤波器装置，用于确定为所述滤波器装置选择所述第一途径还是所述第二途径，其中所述选择器装置被配置为：操作所述设备以使用所述第一途径和所述第二途径中的每一个来捕获数据，分析利用所述第一途径和所述第二途径中的每一个所捕获的数据，以及通过将使用第一滤波模式的数据分析的至少一个结果与使用第二滤波模式的数据分析的至少一个结果相比较来确定所述第一途径和所述第二途径中哪一个产生了更适当的感测数据；
其中所述操作性电路进一步被配置为对于心脏信号中检测到的心动周期使用第一滤波模式或第二滤波模式中产生更适当的感测数据的那一个。
10.根据权利要求9所述的心律管理设备，进一步包括矢量选择装置，其用于使用来自通过多个电极定义的至少第一感测矢量和第二感测矢量的信号来执行矢量选择序列；
其中所述选择器装置被配置为激活所述矢量选择装置以便启用所述第一途径产生第一所选矢量，并且再启用第二途径产生第二所选矢量，并且所述选择器装置被配置为通过评定以下a)和b)来确定所述第一途径和所述第二途径中哪一个产生了更适当的感测数据：
a)所述第一所选矢量和所述第二所选矢量是否为相同的感测矢量；以及
b)所述第二所选矢量的幅度测量是否超过幅度阈值；
从而使得如果a)和b)两者均为真，则所述选择器装置被配置为选择所述第二途径，否则所述选择器装置被配置为选择所述第一途径。
11.根据权利要求9所述的心律管理设备，进一步包括心动周期检测器装置，其用于将如由所述第一途径和所述第二途径中的一个途径滤波后的所接收的心脏信号与检测阈值比较，并且在所接收的心脏信号超过所述检测阈值时断定新的心动周期；
其中所述选择器装置被配置为如下操作所述心动周期检测器：
在第一数据流中，针对使用所述第一途径滤波后的数据；以及
在第二数据流中，针对使用所述第二途径滤波后的数据；
以产生两组所检测的心动周期数据，其中所述选择器装置被配置为将这两组数据对准，并且确定第一途径和第二途径中哪一个提供了更准确的心动周期检测。
12.根据权利要求11所述的心律管理设备，进一步包括噪声识别器，其用于确定一个或多个所检测的心动周期是否是有噪声的；
其中所述选择器装置被配置为使用所述噪声识别器选择第一途径和第二途径中产生噪声更少的所检测的心动周期的那一个。
13.根据权利要求11所述的心律管理设备，进一步包括过度检测识别器，其用于确定一个或多个所检测的心动周期是否被过度检测；
其中所述选择器装置被配置为使用所述过度检测识别器选择所述第一途径和所述第二途径中产生更少的过度检测的心动周期的那一个。
14.根据权利要求11所述的心律管理设备，进一步包括波识别器装置，其用于识别与各个所检测的心动周期相关联的R波和T波，并且针对第一途径和第二途径中的每一个计算R:T比率；
其中所述选择器装置被配置为使用所述波识别器选择第一途径和第二途径中产生更大R:T比率的那一个。
15.根据权利要求9所述的心律管理设备，其中，所述选择器装置被配置为：
确定如使用所述第一途径感测的信号的幅度测量是否超过第一阈值，并且如果未超过，则将所述第一途径识别为产生了更适当的感测数据。
16.根据权利要求15所述的心律管理设备，其中，所述选择器装置被配置为使得：如果如使用所述第一途径感测的信号的幅度测量超过所述第一阈值，则所述选择器装置进一步被配置为确定如使用所述第二途径感测的信号的幅度测量是否超过第二阈值，并且：
如果如使用所述第二途径感测的信号超过所述第二阈值，则将所述第二途径识别为产生了更适当的感测数据；并且
否则，将所述第一途径识别为产生了更适当的感测数据。
17.根据权利要求10至16中任一项所述的心律管理设备，进一步包括：禁用装置，其用于：当利用所述第二感测途径所感测的幅度和在使用所述第二途径滤波后的信号上检测到的心脏事件检测之间的间隔的组合建议了可能的感测不足的情况下，控制滤波装置并且禁用所述第二途径。
18.根据权利要求9至16中任一项所述的心律管理设备，其中，所述第一途径使用在3至40赫兹的范围中的带通滤波，并且所述第二途径使用与第一途径相同的带通并且具有在大约9赫兹的附加高通滤波器。
19.根据权利要求9至16中任一项所述的心律管理设备，进一步包括用于提供除颤刺激的治疗电路，其中所述设备是仅皮下可植入的除颤器。
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