CN109475317B - 用于在植入式医疗设备中的房性快速性心律失常检测的自动阈值 - Google Patents

Abstract

一种用于检测房性快速性心律失常发作的系统包括具有感测电路系统和处理器的医疗设备，所述感测电路系统被配置为从耦合至所述医疗设备的电极接收心脏电信号，所述处理器被配置为响应于所述心脏电信号的被分类为房性快速性心律失常的持续时间大于或等于第一检测阈值而检测到房性快速性心律失常发作。所述处理器被配置为至少基于所检测到的第一房性快速性心律失常发作来判定检测阈值调整标准是否被满足，并且响应于所述检测阈值调整标准被满足而将所述第一检测阈值调整至不同于所述第一检测阈值的第二检测阈值。

Description

用于在植入式医疗设备中的房性快速性心律失常检测的自动 阈值

技术领域

本公开总体上涉及一种心脏医疗设备，并且具体地涉及一种植入式心脏医疗设备以及一种用于自动调整用于根据感知心脏电信号来检测房性快速性心律失常发作的阈值的方法。

背景技术

在正常窦性心律(NSR)期间，通过由位于右心房壁中的窦房(SA)结产生的电信号来调节心跳。由SA结产生的每个心房去极化信号遍布于心房上(从而引起心房的去极化和收缩)并且达到房室(A-V)结。A-V结通过将心室去极化信号传播通过心室隔的希氏束并且随后到达右心室和左心室的束支和浦肯野肌纤维来作出反应。

房性快速性心律失常包括心房纤颤的无组织形式以及各种程度的有组织房性心动过速，包括心房扑动。由于心房中的多个局灶触发或者由于心房基质的变化引起通过不同心房区域的传导的非均匀性而发生心房纤颤(AF)。异位触发可能起源于左心房或右心房或肺静脉中的任何地方。AV结将被频繁且不规律的心房激动轰击，但是将仅在AV结不应时传导去极化信号。心室周期长度将是不规律的并且将取决于AV结的不应性的不同状态。

由于已经了解了持续房性心律失常的更严重后果(比如，相对更严重的室性心律失常的相关联风险以及中风)，所以对监测和治疗房性心律失常的兴趣越来越高。植入式心脏监测器和植入式复律除颤器(ICD)可以被配置为采集心脏电信号，可以对所述心脏电信号进行分析以便检测房性心律失常。

发明内容

总体上，本公开涉及用于通过植入式医疗设备来检测房性快速性心律失常发作的技术。根据本文所公开的技术进行操作的医疗设备在多个时间段上对心脏电信号进行分析，并且基于所述心脏电信号的特性来对所述时间段中的每个时间段进行分类，所述特性诸如在所述多个时间段中的每个时间段期间发生的RR间期的特性。所述设备可以自动地调整为了检测房性快速性心律失常所需要的、被分类为房性快速性心律失常的时间段阈值数量。

在一个示例中，本公开提供了一种用于通过医疗设备来检测房性快速性心律失常发作的方法，所述方法包括：经由耦合至所述医疗设备的感测电路系统的电极来接收心脏电信号；由所述医疗设备的处理器响应于所述心脏电信号的被分类为房性快速性心律失常的持续时间大于或等于第一检测阈值而检测到房性快速性心律失常发作；至少基于所检测到的房性快速性心律失常发作来判定检测阈值调整标准是否被满足；以及响应于所述检测阈值调整标准被满足而将所述第一检测阈值调整至不同于所述第一检测阈值的第二检测阈值。

在另一个示例中，本公开提供了一种用于检测房性快速性心律失常的医疗设备。所述医疗设备包括：感测电路系统，所述感测电路系统被配置为从耦合至所述感测电路系统的电极接收心脏电信号；以及处理器，所述处理器被配置为响应于所述心脏电信号的被分类为房性快速性心律失常的持续时间大于或等于第一检测阈值而检测到房性快速性心律失常发作，至少基于所检测到的房性快速性心律失常发作来判定检测阈值调整标准是否被满足，并且响应于所述检测阈值调整标准被满足而将所述第一检测阈值调整至不同于所述第一检测阈值的第二检测阈值。

在另一个示例中，本公开提供了一种存储有指令的非暂态计算机可读存储介质，所述指令用于使医疗设备中所包括的处理器执行一种用于检测房性快速性心律失常发作的方法。所述方法包括：经由耦合至所述医疗设备的感测电路系统的电极接收心脏电信号；响应于所述心脏电信号的被分类为房性快速性心律失常的持续时间大于或等于第一检测阈值而检测到房性快速性心律失常发作；至少基于所检测到的房性快速性心律失常发作来判定检测阈值调整标准是否被满足；以及响应于所述检测阈值调整标准被满足而将所述第一检测阈值调整至不同于所述第一检测阈值的第二检测阈值。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。本发明内容并不旨在提供对以下附图和说明书内详细描述的装置和方法的排他性或详尽解释。在以下附图和说明书中阐述了一个或多个示例的进一步细节。

附图说明

图1是根据一个示例的用于检测房性心律失常的植入式复律除颤器(ICD)系统的概念图。

图2A和图2B是可以被配置为根据本文所公开的技术来检测房性快速性心律失常的替代性ICD系统的概念图。

图3是根据另一个示例的用于检测房性快速性心律失常的植入式医疗设备(IMD)系统的概念图。

图4是诸如图1的ICD、或图2A和图2B的ICD等ICD的功能示意图。

图5是根据一个示例的用于通过图1、图2A和图2B的ICD或图3的监测设备中的任何一个来检测心脏事件的方法的示意图。

图6是表示在本文所公开的用于检测房性快速性心律失常的技术中所使用的洛伦兹图区域的二维直方图的简图。

图7是根据一个示例的用于确定用于对时间段进行分类以检测房性快速性心律失常的因素的方法的流程图。

图8是根据一个示例的用于对预定时间段进行分类以便用于检测房性快速性心律失常的方法的流程图。

图9是可以由图1、图2A和图2B中示出的ICD或图3的监测器执行的心房纤颤检测的示意图。

图10是根据另一个示例的用于通过ICD或植入式监测设备来检测心房纤颤的方法的示意图。

图11是根据一个示例的用于检测心房纤颤的方法的流程图。

图12是根据一个示例的由ICD或植入式监测器执行的用于提供对检测到房性快速性心律失常的响应的方法的流程图。

图13是由诸如图1的ICD系统或图2A和图2B的ICD系统等植入式医疗设备系统执行的方法的流程图，所述方法用于自动地调整为了检测诸如AF等房性快速性心律失常所需的检测阈值。

图14是根据另一个示例的用于自动地调整用于检测AF的检测阈值的方法的流程图。

图15是根据另一个示例的用于检测AF并确定AF负担的方法的流程图。

图16是根据一个示例的用于将AF发作数据存储在ICD的存储器中的方法的流程图。

具体实施方式

在以下说明中，参考了用于执行本文所描述的方法的说明性示例。应当理解的是，在不背离本公开的范围的情况下，可以利用来自这些示例的其他变体。在这些各个示例中，心脏电信号用于确定用于检测房性心律失常的连续心室周期长度。心室周期长度可以被确定为从心脏电信号中感知到的并且伴随心室去极化的连续R波之间的间期。对这些连续心室周期长度、或RR间期(RRI)之间的差异进行分析，以便确定例如心房纤颤(AF)等房性快速性心律失常的证据。如本文所描述的，可以基于对RRI和其他因素的分析来将心脏信号的时间段分类为AF、非AF或未分类。当心脏信号的预定数量个时间段被分类为AF时，根据本文所公开的技术进行操作的医疗设备可以检测到AF发作。然而，所述设备可以在检测到AF之前对应用于对心脏信号的时间段进行分类的分类标准进行调整，并且基于用于对后续时间段进行分类的经调整分类标准来检测AF。此外，所述设备可以自动地调整为了检测AF发作所需被分类为AF的时间段数量。

本文所描述的方法的各方面可以结合到具有心脏信号监测能力的各种植入式医疗设备或外部医疗设备中，所述心脏信号检测能力可以或可以不包括治疗递送能力。这样的设备包括感测R波并向心室递送电刺激治疗的单腔室、双腔室或双心室起搏系统或ICD。当前公开的房性心律失常检测方法还可以结合在具有植入式电极的植入式心脏监测器或具有耦合至患者皮肤以便检测R波的心电图(ECG)电极的外部心脏监测器(例如，霍尔特监测器(Holter monitor))中、或者结合在对预先记录的ECG或心脏电描记图(EGM)数据进行分析的计算机化系统内。进一步地，可以在诸如集中式计算机系统等患者监测系统中实施实施例，所述患者监测系统对由植入式或可穿戴监测设备向其发送的心脏电信号和其他数据进行处理。

图1是根据一个示例的用于检测房性快速性心律失常的植入式医疗设备(IMD)系统1的概念图。IMD系统1包括植入式复律除颤器(ICD)10，所述ICD经由经静脉医疗电引线16耦合至患者心脏2。ICD 10包括连接器块12，所述连接器块可以被配置为接收引线16的近端，所述引线经静脉前进以便定位用于在所示示例中的心脏2的右心室腔室中进行感测和刺激的电极。本文所公开的技术可以在单腔室ICD系统1中实施，所述单腔室ICD系统仅耦合至诸如右心室(RV)引线16等心室引线，以便接收至少包括伴随对心脏2的心室去极化的R波的心脏电信号。

RV引线16被定位成使得其远端处于右心室中以便感测RV心脏信号并且在右心室中递送起搏脉冲或电击脉冲。为了这些目的，RV引线16配备有被示出为环形电极30和尖端电极28的起搏和感测电极。在一些示例中，尖端电极28是可回缩地安装在电极头内的可伸展螺旋电极。RV引线16被进一步示出为用于承载除颤电极24和26，所述除颤电极可以是用于递送高压复律/除颤(CV/DF)电击的细长线圈电极。除颤电极24在本文中被称为“RV除颤电极”或“RV线圈电极”，因为所述除颤电极可以沿着RV引线16被承载，使得当远端起搏和感测电极28和30被定位成用于在右心室中进行起搏和感测时，所述除颤电极基本上被定位在右心室内。除颤电极26在本文中被称为“上腔静脉(SVC)除颤电极”或“SVC线圈电极”，因为所述除颤电极可以沿着RV引线16被承载，使得当使RV引线16的远端在右心室内前进时，所述除颤电极至少部分地被定位成沿着SVC。

电极24、26、28和30中的每一个连接至在引线16的本体内延伸的对应绝缘导体。这些绝缘导体的近端耦合至由位于引线16的近端处的近端引线连接器组件(例如，工业标准DF-4连接器)承载的相应连接器，所述近端引线连接器组件可以插入到连接器块12的连接器镗孔中以便向ICD 10提供电连接。

可以在无需进行心房信号感测的情况下成功地执行本文所公开的用于检测房性快速性心律失常的技术。如此，可以在诸如系统1等单腔室ICD系统中实施这些技术，所述系统包括延伸到右心室中以便对用于感测心室信号的电极进行定位的引线，但是不包括在心房腔室中或沿着心房腔室定位以便感测心房信号的电极。在其他示例中，可以存在其他经静脉引线，例如，用于感测右心房信号并向右心房递送电刺激脉冲的右心房引线、和/或左心室引线，所述左心室引线可以经由冠状窦经静脉前进到心脏静脉中以便感测左心室信号并向左心房递送电刺激脉冲。在美国专利申请号14/520,798(Cao等人)中总体上公开了本文所描述的技术的各方面的多腔室ICD系统。

电极28和30(和/或线圈电极24和26)可以用于采集用于执行如本文所描述的房性快速性心律失常检测所需的心脏电信号。使用从由ICD 10获得的心脏电信号中感知的R波来确定连续感知R波之间的RRI，以便由ICD 10的处理器至少部分地基于对RRI的分析来检测房性快速性心律失常。ICD 10可以被配置为从电极24、26、28和/或30感测心脏电信号，检测房性快速性心律失常，并且提供房性快速性心律失常检测响应，诸如存储房性快速性心律失常发作数据以便发射至外部设备40。ICD 10可以另外地被配置为递送室性心动过缓起搏，检测室性快速性心律失常，并且通过由引线16所承载的电极24、26、28和/或30来向RV递送抗心动过速起搏治疗和复律/除颤电击治疗。

RV起搏和感测电极28和30可以用作双极对，所述双极对通常被称为用于感测心脏电信号的“尖端到环”配置。在一些情况下，RV尖端电极28可以与线圈电极24或26一起被选择为用作整合的双极对，所述双极对通常被称为用于感测心脏电信号的“尖端到线圈”配置。ICD 10可以例如选择一个或多个感测电极向量，包括电极28与30之间的尖端到环感测向量以及例如RV尖端电极28与SVC线圈电极26之间、RV尖端电极28与RV线圈电极24之间、RV环形电极30与SVC线圈电极26之间或RV环形电极30与RV线圈电极24之间的尖端到线圈或环到线圈感测向量。在其他示例中，由RV引线16承载的电极24、26、28或30中的任何电极可以由ICD 10选择为与充当中性电极的ICD壳体15(通常被称为“金属壳”或“外壳”电极)成单极感测配置。应当认识到的是，使用由引线16承载并且耦合至ICD 10的各个电极，众多感测和电刺激电极向量可能是可用的。并且ICD 10可以被配置为选择性地将一个或多个感测电极向量耦合至由壳体15封闭的感测电路系统，例如，包括一个或多个放大器、滤波器、整流器、比较器、感测放大器、模数转换器和/或被配置为采集用于检测心律失常的心脏电信号的其他电路系统的感测电路系统。

在其他示例中，ICD壳体15可以与线圈电极24和/或26中的一者或两者组合地充当用于向心房或心室递送CV/DF电击的皮下除颤电极。应当认识到的是，替代性引线系统可以代替图1中所展示的单RV引线系统。虽然在图1中展示了特定单腔室ICD和经静脉引线系统1，但是本公开中所包括的方法可以适于与任何单腔室、双腔室或多腔室ICD或起搏器系统、皮下植入式设备或者其他内部或外部心脏监测设备一起使用。

外部设备40被示出为通过RF通信链路42与ICD 10进行遥测通信。外部设备40通常被称为“编程器”，因为其一般由内科医师、技术人员、护士、临床医生或其他有资格对ICD10中的操作参数进行编程的用户。外部设备40可以位于诊所、医院、或其他医疗设施中。外部设备40可以被替代性地具体化为可以用于医疗设施中、患者家中、或另一位置的家庭监测器或手持设备。可以使用外部设备40将操作参数(诸如感测和治疗递送控制参数)编程至ICD 10中。

外部设备40包括处理器52、存储器53、用户显示器54、用户接口56和遥测电路系统58。处理器52控制外部设备的操作，并且处理从ICD 10接收的数据和信号。根据本文所公开的技术，处理器52可以接收由ICD 10获得并且从ICD 10发射至外部遥测电路系统58的房性快速性心律失常数据。如以下结合图12和图16所描述的，ICD 10可以被配置为存储与所检测到的房性快速性心律失常发作相关联的心脏信号数据，并且向外部设备40发射心脏信号数据。处理器52为用户显示器54提供心脏电信号数据的至少一部分，以便生成对被检测为房性快速性心律失常的心脏电信号的显示，以供临床医生进行观察和回顾。

用户显示器54提供对心脏信号数据的显示，并且可以包括促进通过用户与外部设备40进行交互来对一个或多个感测参数和/或房性心律失常检测参数以及其他心律失常检测和治疗控制参数进行编程的图形用户界面。外部设备40可以向用户显示关于ICD功能的其他数据和信息，以便回顾ICD操作和已编程参数以及心脏电信号或在询问会话期间从ICD10检索的其他生理数据。用户接口56可以包括鼠标、触摸屏、或其他指点设备、键盘和/或小键盘，以用于使用户能够与外部设备40进行交互，从而发起与ICD 10的遥测会话以用于从ICD 10检索数据和/或向其发射数据并且用于选择并将期望的感测和治疗递送控制参数编程至ICD 10中。

遥测电路系统58包括被配置用于与包括在ICD 10中的植入式收发器和天线进行双向通信的收发器和天线。遥测电路系统58被配置为结合处理器52进行操作，用于对经由通信链路42发射和接收的与ICD功能相关的数据进行编码和解码。可以使用诸如

Wi-Fi、医疗植入通信服务(MICS)或其他RF带宽等射频(RF)链路在ICD10与外部设备40之间建立通信链路42。在一些示例中，外部设备40可以包括编程头，所述编程头靠近ICD 10放置以用于建立和维护通信链路，并且在其他示例中，外部设备40和ICD10可以被配置为使用距离遥测算法和电路系统进行通信，所述距离遥测算法和电路系统不需要使用编程头并且不需要用户干预来维持通信链路。

考虑到的是，外部设备40可以通过遥测电路系统58与通信网络有线或无线连接，以用于将数据输送到远程数据库或计算机，从而允许对患者3的远程管理。远程患者管理系统可以被配置为：利用目前公开的技术来使得临床医生能够回顾从ICD 10接收到的心脏电信号数据和房性快速性心律失常发作数据，并且对被发射至ICD 10的控制参数进行选择和编程。参照共同转让的美国专利号6,599,250(Webb等人)、6,442,433(Linberg等人)、6,418,346(Nelson等人)、和6,480,745(Nelson等人)对使得能够进行远程患者监测和设备编程的远程患者管理系统的一般性说明和示例。

图2A和图2B是可以被配置为根据本文所公开的技术来检测房性心律失常的替代性ICD系统100的概念图。图2A是植入在患者112体内的心血管外ICD系统100的正视图。图2B是植入在患者112体内的ICD系统100的侧视图。ICD系统100包括连接至心血管外电刺激和感测引线116的ICD 110。ICD系统100可以进一步包括被配置为向心脏腔室(例如，从右心室内或左心室内)递送起搏脉冲的心内起搏器101。

ICD 110包括壳体115，所述壳体形成保护ICD 110的内部部件的气密密封。内部设备部件可以包括以下结合图4所示出和描述的电路系统，诸如，(多个)感测放大器、A/D转换器、起搏输出电路系统、高压输出电路系统和微处理器以及存储器和/或其他控制电路系统。ICD 110的壳体115可以由诸如钛或钛合金等导电材料形成。壳体115可以充当壳体电极(有时被称为金属壳电极)。在本文所描述的示例中，壳体115可以用作在递送由ICD 110的高压充电电路系统生成的复律/除颤(CV/DF)电击或其他高压脉冲时所使用的有源金属壳电极。在其他示例中，壳体115可以供起搏器输出电路结合基于引线的阴极电极用于感测心脏信号和/或用于递送单极低压心脏起搏脉冲。在其他实例中，ICD 110的壳体115可以包括位于壳体的外部部分上的多个电极。壳体115的充当(多个)电极的(多个)外部部分可以涂覆有诸如氮化钛等材料。

ICD 110包括连接器组件117(也被称为连接器块或连接器头)，所述连接器组件包括与壳体115交叉的电馈通件，用于提供在引线116的引线体118内延伸的导体与包括在ICD110的壳体115内的电子部件之间的电连接。如以下结合图4而描述的，壳体115可以容纳一个或多个处理器、存储器、遥测收发器、感测电路系统(诸如，感测放大器和模数转换器)、治疗递送电路系统(诸如，起搏器计时和控制电路、CV/DF控制电路、起搏输出和HV输出电路以及相关联充电电路)、开关矩阵、数据总线、一个或多个电池或其他电源以及其他用于感测心脏电信号、检测心律并控制和递送电刺激脉冲以便治疗异常心律的部件。

引线116包括具有近端127和远端125的细长引线体118，所述近端包括被配置为连接至ICD连接器组件117的引线连接器(未示出)，并且所述远端包括一个或多个电极。在图2A和图2B中所展示的示例中，引线116的远端125包括除颤电极124和126以及起搏/感测电极128、130和131。导电体(未展示)从近端引线端127处的引线连接器延伸穿过引线116的细长引线体118的一个或多个内腔到达被定位成沿着引线体118的远端125的电极124、126、128、130和131。引线116的引线体118可由非导电材料(包括，硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)形成并且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。然而，本文中所公开的技术不限于这种构造或不限于任何特定引线体设计。

对应导体将电极124、126、128、130和131电耦合至电路系统(比如，用于进行选择并耦合至感测放大器或其他心脏事件检测电路系统和/或耦合至治疗输出电路(例如，用于递送CV/DF电击脉冲的起搏输出电路或HV输出电路)的开关矩阵或其他切换电路系统。电极导体与ICD电路系统之间的连接经由连接器组件117中的连接(包括与壳体115交叉的电馈通件)来进行。导电体将治疗从ICD 110内的输出电路发射至除颤电极124和126和/或起博/感测电极128、130和131中的一者或多者，并且将感知电信号从除颤电极124和126和/或起博/感测电极128、130和131中的一者或多者发射至ICD 110内的感测电路系统。

ICD 110可以经由包括电极128、130和/或131的组合的感测向量组合来获得与心脏102的电活动相对应的电信号。在一些示例中，ICD 110的壳体115与感测电极向量中的电极128、130和/或131中的一个或多个电极组合使用。ICD 110甚至可以使用包括一个或两个除颤电极124和/或126的感测向量(例如，在电极124与126之间)或电极124或126之一组合电极128、130、131中的一个或多个电极和/或壳体115来获得心脏电信号。

ICD 110对从感测向量中的一个或多个感测向量接收的心脏电信号进行分析以便监测异常心律，诸如，AF、VT和VF。ICD 110响应于检测到室性快速性心律失常(例如，VT或VF)而生成并递送电刺激治疗。ICD 110可以响应于VT检测而递送ATP，并且在一些情况下，可以在CV/DF电击之前或者在高压电容器充电期间递送ATP以试图避免需要递送CV/DF电击。当检测到VF时或者当VT未被ATP终止时，ICD 110可以递送CV/DF电击脉冲。

电极124和126(以及在一些示例中，壳体115)在本文中被称为除颤电极，因为它们单独或共同地用于递送高压刺激治疗(例如，复律或除颤电击)。电极124和126可以是细长线圈电极，并且相比于低压起搏和感测电极28、30和31，通常具有用于递送高压电刺激脉冲的相对高表面面积。然而，除了或代替高压刺激治疗，电极124和126以及壳体115还可以用于提供起博功能、感测功能或者起博和感测功能两者。在这个意义上，本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被视为将电极124和126限制成仅用于高压复律/除颤电击治疗应用。电极124和126可以在起搏电极向量中用于递送心血管外起搏脉冲(比如，ATP脉冲)、电击后起搏或其他起搏治疗和/或在感测向量中用于感测心脏电信号以便检测房性和室性心律失常，包括AF、心房扑动、VT和VF。

电极128、130和131是用于递送低压起搏脉冲并且用于感测心脏电信号的相对小表面积电极。电极128、130和131被称为起博/感测电极，因为它们总体上被配置用于低压应用，例如，用作用于递送起博脉冲和/或感测心脏电信号的或者阴极或者阳极。

起搏/感测电极128、130和/或131可以定位在沿着引线116的长度的与所示出位置不同的位置处。在其他示例中，引线116可以包括少于三个起搏/感测电极或多于三个起搏/感测电极和/或单个除颤电极或多于两个电隔离或电耦合的除颤电极或电极段。在共同转让的美国专利申请号14/519,436、美国专利申请号14/695,255以及临时提交的美国专利申请号62/089,417中描述了可以结合本文中所公开的AF检测技术来实施的心血管外引线和电极以及尺寸的各种示例配置。

引线16在皮下或肌肉下在胸腔132上方从ICD 110的连接器组件127中间朝着患者112的躯干中心(例如，朝着患者112的剑突120)延伸。在剑突120附近的位置处，引线116在前纵隔136内在胸骨下位置中向上弯折或转弯并延伸。系统100的引线116至少部分地植入在患者112的胸骨122下面。

前纵隔136可以看作在侧面由胸膜、在后面由心包膜138并且在前面由胸骨122界定。在一些实例中，前纵膈136的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔136包括一定量的疏松结缔组织(比如，蜂窝组织)、脂肪组织、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织、胸廓内动脉或静脉的小侧分支以及胸腺。在一个示例中，引线116的远端部分125基本上在前纵隔136的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨122的后侧延伸。

被植入成使得远端部分125基本上处于前纵隔136内的引线可以被称为“胸骨下引线”。在图2A和图2B中所展示的示例中，引线116在胸骨122下基本上居中地延伸。然而，在其他实例中，引线116可以被植入成使得其在从胸骨122的中心侧向偏移的位置处延伸。在一些实例中，引线116可以侧向地延伸，从而使得引线116的远端部分125处于胸腔132(除了或代替胸骨122)下面/下方。在其他示例中，引线116的远端部分125可以被植入到其他心血管外胸腔内位置中(包括胸膜腔)或者在心脏102的心包138的周界周围并在其附近但通常不在其内。

在其他示例中，引线116可以保持在胸腔之外并且在胸腔132和/或胸骨122上方在皮下或肌肉下延伸。引线116的路径可以取决于ICD 110的位置、由引线远端部分125承载的电极的安排和位置和/或其他因素。

ICD 110被示出为沿着胸腔132皮下地植入在患者112身体的左侧。在一些实例中，ICD 110可以植入在患者112的左腋后线与左腋前线之间。然而，ICD 110可以植入在患者112体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 110可以植入在胸肌区中的皮下袋中。在这种情况下，引线116可以在皮下或肌肉下从ICD 110朝胸骨122的胸骨柄延伸并且在皮下或肌肉下从胸骨柄向下弯折或转弯并且延伸到期望位置。在又另一个示例中，ICD 110可以置于腹部。

在一些患者体内，心内起搏器101可以存在于右心室、右心房中或沿着左心室。起搏器101可以被配置为在没有感知到的固有心跳的情况下响应于检测到VT或根据其他起搏治疗算法递送起搏脉冲。例如，起搏器101可以植入在患者的右心室中以便提供单腔室心室起搏。可以在存在由ICD 110和/或由诸如起搏器101等心内起搏器递送的心室起搏的情况下利用本文所公开的用于对心脏信号的时间段进行分类以便检测房性快速性心律失常的技术。起搏器101总体上可以与在美国专利8,923,963(Bonner等人)中公开的心内起搏器相对应。ICD 110可以被配置为检测由起搏器101递送的起搏脉冲。由起搏器101递送的起搏脉冲的频率可以是在出于AF检测目的对心脏电信号时间段进行分类时确定的因素。

相比于ICD 110，起搏器101可能具有有限的处理能力和治疗递送能力，从而使得可以在ICD 110中而不是在起搏器101中实施本文中所公开的高级心律检测技术。然而，本文中公开为由ICD 10或ICD 110执行的方法不被考虑为限制于在ICD中实施。本文所公开的房性快速性心律失常检测技术的各方面可以在起搏器101中全部或部分地实施。

图3是可以采用本文所公开的房性快速性心律失常检测技术的各方面的心脏监测设备60的概念图。监测设备60被示出为皮下地植入在患者身体3的上胸区中且从患者心脏2移位。心脏监测器60(与患者身体3相比被按比例放大示出)的壳体62包括附接至气密密封壳体62的非导电头模块64。壳体62包含心脏监测器60的电路系统并且通常是导电的，但是可以部分地由电绝缘涂层覆盖。第一、皮下感测电极A形成在头模块64的表面上。在一些示例中，一个或多个电极可以结合在头模块64中。第二、皮下感测电极B由壳体62的至少一部分形成。例如，当壳体62由电绝缘涂层涂覆时，电极B可以是壳体62的暴露部分。导电壳体电极B可以与感测电路系统直接连接。

电馈通延伸穿过头模块64与壳体62的配合表面，以便将第一感测电极A与封闭在壳体62内的感测电路系统电连接。伴随对心脏2的去极化和复极化的电信号被称为心脏电信号，并且是跨感测电极A和B感知到的，并且至少包括伴随对心脏2的心室去极化的R波。可以将心脏监测设备60以其电极A和B至心脏2的轴线的期望取向缝合到皮下组织，以便检测和记录感测向量A-B中的心脏电信号从而进行后续处理并上行链路遥测发射至外部设备40(示出在图1中)。

在一个实施例中，电极A与B之间的间隔的范围可以为从60mm到25mm。在其他实施例中，电极间隔的范围可以为从55mm到30mm、或从55mm到35mm。植入式心脏监测设备60的体积可以是三立方厘米或更小、1.5立方厘米或更小、或者三立方厘米与1.5立方厘米之间的任何体积。心脏监测设备60的长度的范围可以从30mm到70mm、40mm到60mm或45mm到60mm，并且可以为30mm与70mm之间的任何长度。这种心脏监测设备60的主要表面的宽度的范围可以从3mm到10mm并且可以为3mm与10mm之间的任何厚度。心脏监测设备60的厚度的范围可以从2mm到9mm或从2mm到5mm并且可以为2mm与9mm之间的任何厚度。

壳体62中所包括的感测电路系统被配置为根据本文公开的技术来检测R波，以便监测房性快速性心律失常。这样的感测电路系统可以包括预滤波器和放大器、模数滤波器、整流器、感测放大器、比较器和/或被配置为接收心脏电信号并从所述信号中检测R波的其他部件。在美国公开号2015/0088216(Gordon等人)和U.S.7,027,858(Cao等人)中总体上公开了可以采用本文所公开的房性快速性心律失常检测技术的类型的心脏监测设备的各方面。

通常，气密密封壳体62包括：锂电池或其他电源、处理器和存储器或控制设备操作并将心律失常心脏电信号发作数据记录在存储器寄存器或存储器仓(memory bin)中的其他控制电路系统、以及从外部设备40(图1)接收下行链路遥测命令并在遥测上行链路中向所述外部设备发射所存储数据的遥测收发器和天线电路。所述电路系统和存储器可以在具有对采样的心脏电信号幅度值的A/D转换的离散逻辑或基于微计算机的系统中实施。在美国专利号6,412,490(Lee等人)中描述了可以根据目前公开的技术进行修改的一种植入式心脏监测器、以及任何上述参考文献中公开的心脏监测器。

图4是诸如图1的ICD 10、或图2A和图2B的ICD 110等ICD的功能示意图。此图应当被认为是对可以用来具体化本文所公开的技术的设备类型进行展示而不被认为是限制性的。图4中所示出的示例是微处理器控制设备，但是还可以使用其他类型的设备(诸如，采用专用数字电路系统的设备)来实践所公开的方法。

对于图1中所展示的电极系统，ICD 10设置有用于实现与RV引线6及其对应电极的电连接的多个连接端子。壳体15可以在单极刺激或感测期间用作中性电极、或者在电击递送期间用作有源金属壳电极。电极24、26和壳体15可以选择性地耦合至高压输出电路234以便促进使用线圈电极24和26中的一个或多个线圈电极以及可选地壳体15来向心脏递送高能电击脉冲。

RV尖端电极28和RV环形电极30可以耦合至心室感测放大器200以便感测心室信号。心室感测放大器200可以采用具有可调灵敏度的自动增益控制放大器的形式。ICD 10以及更具体地微处理器224可以响应于检测到过感测而自动地调整心室感测放大器200的灵敏度，以便减小对心脏事件和/或非心脏噪声的过感测的可能性。

心室感测放大器200可以从起搏器计时和控制电路系统212接收计时信息。例如，心室感测放大器200可以接收消隐期输入(例如，V_消隐)，所述消隐期输入指示“断开”放大器以便阻止由于所施加的起搏脉冲或除颤电击而产生的饱和的时间量。对心室感测放大器200的一般操作可以与在美国专利号5,117,824(Keimel等人)中公开的一般操作相对应。

每当心室感测放大器200接收到的信号超过心室灵敏度时，在R输出信号线202上生成信号。如以下所描述的，R输出信号线202上的信号(其可以被称为心室感测事件(Vs事件)信号)可以由微处理器224来接收并且用于确定RRI差异。

开关矩阵208用于选择将可用电极24、26、28和30(或图2A的124、126、128和130)中的哪些电极耦合至用于数字信号分析的宽带放大器210。对电极的选择由微处理器224经由数据/地址总线218控制。可以根据ICD 10的各种感测、起搏、复律和除颤功能的需要来改变所选电极配置。例如，虽然RV电极28和30被示出为耦合至暗示专用起搏/感测电极的感测放大器200和起搏输出电路216并且线圈电极24和26被示出为耦合至暗示专用CV/DV电击电极的HV输出电路234，但是应当认识到的是，包括在开关矩阵208中的切换电路系统可以用于选择如之前所描述的感测电极向量、起搏电极向量或CV/DF电击向量中的可用电极。

来自被选择为用于耦合至带通放大器210的电极的信号被提供到多路复用器220，并且此后由A/D转换器222转换为多位数字信号以便在直接存储器存取电路228的控制下经由数据/地址总线218存储在随机存取存储器226中。微处理器224可以采用数字信号分析技术来表征存储在随机存取存储器226中的数字化信号以便采用用于分析心脏信号和心脏事件波形(例如，R波)的众多信号处理方法中的任何信号处理方法来识别并分类患者的心律。在美国专利号5,545,186(Olson等人)中描述了一种快速性心律失常检测系统。

ICD 10或ICD 110可以包括第二感测通道，所述第二感测通道包括从起搏计时和控制212接收V消隐信号并提供R输出信号线206的感测放大器204。在所示出的示例中，包括电极28和30的感测电极向量耦合至放大器200，并且包括电极24和壳体15的第二感测电极向量耦合至第二放大器204。开关矩阵208可以选择将从电极24、26、28和30以及壳体15(或在ICD 110的情况下为电极124、126、128、130和131以及壳体115)的任何电极中选择的哪个感测电极向量耦合至由感测放大器200和204表示的这两个感测通道中的每个感测通道，以及将哪个起搏电极向量耦合至起搏输出电路216。

应当理解的是，可以根据特定设备要求来修改图4中示出的电路系统。例如，图1的单腔室ICD 10或图2A的血管外ICD 110可以包括一个心室感测放大器200以及用于电耦合至采用任何期望感测电极向量组合的电极24、26、28和30和/或壳体15(或电极124、126、128、130或131和/或壳体115)的端子。

在检测到心律失常时，心脏信号数据的发作连同感知间期以及对感知事件的相应注释可以一起存储在随机存取存储器226中。经由感测电极对接收的心脏电信号可以存储在RAM 226中。在一些情况下，近场信号和远场信号是由这两个放大器200和204来接收的。通常，近场感测电极对包括被定位在心室中的尖端电极和环形电极，电极28和30。远场感测电极对包括更远间隔开的电极，诸如以下各项中的任何项：除颤线圈电极24或26与壳体15；尖端电极28与壳体15；尖端电极28与除颤线圈电极24或26。在美国专利号5,193,535(Bardy)中描述了使用近场信号和远场信号来检测心律失常发作。在美国专利4,374,382(Markowitz)中描述了可以与心脏信号数据一起显示和存储的感知事件注释。

本文所公开的技术可以应用于使用可用电极的任何组合所采集的一个或多个心脏电信号。在一些示例中，ICD 10(或ICD 110)的感测电路系统包括用于采集多于两个心脏电信号的多于两个感测通道。例如，在ICD壳体15与RV线圈电极24之间采集第一心脏电信号，在RV线圈电极24与SVC线圈电极26之间采集第二心脏电信号，并且在RV尖端电极28与RV环形电极30之间采集第三心脏电信号。所有三个信号都可以由微处理器224收集并用于分析R波和RRI并且用于检测房性心律失常和/或室性心律失常。如以下结合图12所讨论的，当检测到快速性心律失常发作时，可以将至少两个心脏信号存储在RAM 226中，以便由遥测电路330发射至外部设备40。当检测到房性快速性心律失常时，无论是否同时检测到室性快速性心律失常，都可以存储具有两种不同增益设置的这两个信号以提供两个不同的信号以便在外部设备40上进行显示。以较高增益显示的一个信号可能导致R波削波但是使得能够更容易地观察到相对较小幅度的P波，这使得临床医生能够通过对这两个不同信号进行比较来观察所检测到的房性快速性心律失常与室性快速性心律失常(如果存在)之间的任何关系。当检测到室性快速性心律失常而无房性快速性心律失常检测时，可以存储均具有避免R波削波的增益设置的两个信号。

遥测电路330包括用于使用天线332从外部设备40接收下行链路遥测并且向外部设备发送上行链路遥测的收发器。如以上所描述的，遥测电路330提供与外部设备40的双向遥测通信。

ICD 10可以经由遥测电路330接收可编程操作参数和算法以便存储在RAM 226中并由微处理器224访问以便控制ICD功能。例如，ICD 10所使用的心律检测参数和治疗控制参数可以经由遥测电路330编程。

ICD 10存储或采集的数据(包括生理信号或从其中的导出的相关联数据、设备诊断结果以及所检测到的心律失常发作和所递送的治疗的历史)可以由遵循遥测电路330接收的询问命令的外部设备40从ICD 10中检索。待上行发射至外部设备的数据以及用于遥测电路330的控制信号由微处理器224经由地址/数据总线218提供。所接收的遥测经由多路复用器220提供至微处理器224。已知用于植入式医疗设备的众多类型的遥测系统可以在ICD10中实施。

在图2A和图2B中所示出的其他电路系统展示了可以包括在采用本文中所公开的房性心律失常检测技术的ICD或其他植入式医疗设备中的治疗递送电路系统(当所述设备被配置用于提供心脏起搏、复律和除颤治疗时)。例如，起搏器计时和控制电路系统212可以包括可编程数字计数器，所述可编程数字计数器对与在心房或心室中递送的各种单腔室、双腔室或多腔室起搏模式或抗心动过速起搏治疗相关联的基本时间间期进行控制。起搏器计时和控制电路系统212还在微处理器224的控制下设置心脏起搏脉冲的幅度、脉冲宽度、极性或其他特性。

在起搏期间，起搏器计时和控制电路系统212内的逸搏间期计数器在感测到如分别由线202和206上的信号所指示的R波和P波时重置。根据所选起搏模式，起搏脉冲由心房起搏输出电路214和心室起搏输出电路216生成。起搏输出电路214和216经由开关矩阵208耦合至期望起搏电极。逸搏间期计数器在生成起搏脉冲时重置并且由此控制心脏起搏功能(包括抗心动过速起搏)的基本计时。

逸搏间期的持续时间由微处理器224经由数据/地址总线218确定。当逸搏间期计数器通过感知R波或P波重置时，在逸搏间期计数器中存在的计数值可以用于测量用于检测各种心律失常的发生的R-R间期和P-P间期。微处理器224还可以跟踪在预定时间段期间递送的起搏脉冲的数量，特别是递送的心室起搏脉冲的数量，作为用于对所述时间段期间的心脏电信号进行分类的因素。

微处理器224包括相关联只读存储器(ROM)，所存储的对微处理器224的操作进行控制的程序驻留在所述ROM中。随机存取存储器(RAM)226的一部分可以被配置为多个能够保持由微处理器224进行分析以便预测或诊断心律失常的一系列测量间期的再循环缓冲器。

响应于检测到心动过速，可以通过根据所检测到的心动过速的类型将来自微处理器224的方案加载到起搏器计时和控制电路系统212中来递送抗心动过速起搏治疗。如果需要更高压复律脉冲或除颤脉冲，则微处理器224激活复律和除颤控制电路系统230以便发起在高压充电控制线240的控制下经由充电电路236对高压电容器246和248进行充电。高压电容器上的电压经由电压电容器(VCAP)线244来监测，所述VCAP线经过多路复用器220。当电压达到由微处理器224设置的预定值时，在电容器充满(CF)线254上生成逻辑信号，由此终止充电。除颤和复律脉冲在起搏器计时和控制电路系统212的控制下由输出电路234经由控制总线238递送至心脏。输出电路234确定用于递送复律或除颤脉冲的电极以及脉冲波形。

在一些示例中，ICD 10可以配备有患者通知系统250。已知用于植入式医疗设备的任何患者通知方法可以用于比如生成可感知的抽搐刺激或可听见的声音。患者通知系统可以包括音频换能器，所述音频换能器发出可听见的声音，包括存储在模拟存储器中并且与编程或询问操作算法或与如在美国专利号6,067,473(Greeninger等人)中总体上描述的警告触发事件关联的有声声明或乐音。在一些示例中，ICD 10通过经由系统250生成患者通知和/或使用遥测电路330生成临床医生通知来提供对房性快速性心律失常检测的响应。由ICD10提供的房性快速性心律失常响应可以包括：将AF负担确定为在预定监测时间间期(例如，24个小时)期间的所有检测到的AF发作的总组合持续时间，以及当所述AF负担超过阈值时生成患者通知和/或临床医生通知。

在以下描述中，参照图1的ICD 10、或图2A和图2B的ICD 110的图4电路系统来描述AF检测技术。然而，应当理解的是，以下描述的方法和技术可以在诸如图3的设备等心脏监测设备或甚至诸如图2A和图2B的心内起搏器110等心内起搏器中实施，如总体上结合图4所描述的，所有这些设备都可以包括用于执行这些房性快速性心律失常检测技术(特别是用于检测AF)的微处理器、存储器和感测电路系统。

图5是由诸如ICD 10、ICD 110等医疗设备使用来检测AF的方法的示意图。为了判定是否发生AF，微处理器224(图4)可以基于感知R波(例如，图4中的R输出信号线202)来确定RRI之间的差异。微处理器224可以至少部分地基于RRI差异的结果模式或签名来判定是否正在发生AF事件。如以下所描述的，当在预定时间段上采集的RRI差异的所产生签名指示正发生AF时，心脏信号时间段被分类为AF。当所需数量个时间段被分类为AF时，检测到AF。本文所公开的技术可以用作在ICD 10或ICD 110或上述其他设备或其他植入式心脏设备或外部心脏设备中实施的整体快速性心律失常检测和辨别算法的一部分。

使用RRI差异的签名来检测AF的概念通过生成如图5中所示出的洛伦兹散点图来展示。微处理器224确定可以针对RRI的时间序列而标绘的连续RR间期对之间的差异(δRR)。洛伦兹图150是由沿着x轴152的δRR_i和沿着y轴154的δRR_i-1限定的笛卡尔坐标系。δRR_i是第i个RRI与前一个RRI即RRI_i-1之间的差异。δRR_i-1是RRI_i-1与前一个RRI即RRI_i-2之间的差异。如此，洛伦兹图中的每个标绘点由等于δRR_i的x坐标和等于δRR_i-1的y坐标限定。

洛伦兹图150上标绘的每个数据点表示与以下三个连续RRI相关的RRI模式：在四个连续感知R波172之间测量的RRI_i、RRI_i-1和RRI_i-2。RRI信息不限于对R波的检测和对RRI的确定。如本文中所使用的术语RRI和δRR_i总体上分别指心室周期长度(VCL)的测量结果和两个连续VCL测量结果之间的差异，不论VCL测量结果是源自来自心脏电信号的一系列感知R波还是源自从另一个生理信号中进行的一系列心室周期事件检测(例如，根据压力信号确定的峰值压力)。为了进行展示，本文所描述的方法指用于执行VCL测量的R波检测以及对(δRR_i，δRR_i-1)点的确定。

如在图5中所展示的，感知到一系列R波170(由垂直条表示)，并且为了在洛伦兹图区域150上标绘一点，通过确定根据感知R波170确定的连续RRI来根据有序对(δRR_i，δRR_i-1)来确定点。在所示出的示例中，第一系列172三个连续RRI(RRI_i-2、RRI_i-1和RRI_i)提供了洛伦兹图区域150上的第一数据点155。作为RRI_i-2与RRI_i-1之间的差异的δRR_i-1接近0。作为RRI_i-1与RRI_i之间的差异的δRR_i为正变化。相应地，在洛伦兹图150中标绘了具有接近0的y坐标以及正x坐标的(δRR_i，δRR_i-1)点155，表示第一系列172四个感知R波(三个RRI)。

下一系列174三个RRI提供了具有负x坐标(系列174的最后一个RRI小于紧接着的前一个RRI)和正y坐标(系列174的中间RRI比系列的第一RRI更长)的下一(δRR_i，δRR_i-1)点156。这种标绘(δRR_i，δRR_i-1)点的过程继续进行提供数据点158等的三周期系列176。

在共同转让的美国专利申请号14/520,798、14/520,938和14/520,847(Cao等人)中总体上描述了用于使用根据心室心脏电信号确定的RRI差异来检测AF的说明性方法和设备。对连续RRI差异的洛伦兹图的分析可能显示AF的典型RRI变化性模式。由Ritscher等人在美国专利号7,031,765、Sarkar等人在美国专利号7,623,911和7,537,569、以及由Houben在美国专利号7,627,368中总体上公开了用于基于根据当标绘于洛伦兹散点图(诸如图5中示出的图)时展现出辨别签名的RRI差异确定的心室周期的不规律性来检测房性快速性心律失常的其他方法。

图6是表示在本文所公开的用于检测房性快速性心律失常的技术中所使用的洛伦兹图区域150的二维直方图的简图。总体上，在图5中所示出的洛伦兹图区域150由分别在针对δRR_i坐标(对应于x轴)和δRR_i-1坐标(对应于y轴)的正方向和负方向两者上具有预定义范围184和186的二维直方图180数字地表示。二维直方图180被分成各自具有预定义δRR_i和δRR_i-1值范围的仓(bin)188。在一个示例中，对于δRR_i和δRR_i-1值两者，直方图范围可以从-1200ms延伸到+1200ms，并且直方图范围可以分成采用导致160仓×160仓直方图180的两个尺寸中的每个尺寸的在7.5ms的范围内延伸的仓。在分类时间段上确定的连续RRI差异用于填充直方图180。每个仓存储落入每个对应仓范围中的(δRR_i、δRR_i-1)数据点的数量的计数。然后，仓计数可由微处理器224用于确定RRI变化性度量和模式以便检测心律类型。

RRI变化性度量是从直方图仓计数中确定的。总体上，被占据的直方图仓越多或者(δRR_i、δRR_i-1)点的分布越稀疏，在数据采集时间段期间的VCL越规律。如此，RRI变化性的可以用于检测AF(其与高度不规则的VCL相关联)的一个度量可以将具有至少为一的计数的直方图仓(其被称为“被占据”仓)数量考虑在内。在一个示例中，由微处理器224像上述‘911专利中总体上描述的那样确定用于检测AF的RRI变化性度量(被称为AF分数)。简要地，AF分数可由以下公式限定：

AF分数＝不规律性证据-原点计数-PAC证据

其中，不规则性证据是在洛伦兹图区域的原点周围限定的零段(Zero Segment)188之外的被占据的直方图仓的数量。在正常窦性心律或高度有组织的房性心动过速期间，几乎所有点将由于连续RRI之间的相对较小的恒定差异而落入零段188内。因此，零段188之外的大量被占据的直方图仓是正面AF证据。

原点计数是零段188中在洛伦兹图原点周围限定的点的数量。高原点计数指示规则的RRI(AF的负指示符)并且因此从规则性证据项中减去。另外，可以像在上述‘911专利中总体上描述的那样计算规律PAC证据分数。基于数据点的聚类签名模式来计算规则PAC证据分数，所述聚类签名模式与房性期前收缩(PAC)特别相关联，PAC以规则的耦合间期发生并且呈现规则的RRI模式，例如，与二联律(短短长RRI)或三联律(短短短长RRI)相关联。在其他实施例中，可以由微处理器224像在上述‘765、‘316、‘911、‘569和‘368专利中的任何专利中所描述的那样确定用于对房性节律进行分类的AF分数和/或其他RRI变化性分数。在美国专利号8,639,316(Sarkar等人)中总体上公开了用于在确定洛伦兹图点和AF分数时抑制噪声的方法。可以在本文所公开的技术中使用并且在美国专利号8,977,350(Sarkar等人)中总体上公开用于基于异位的存在来调整AF分数的方法。在美国专利申请号14/695,135、14/695,156、14/695,171和14/695,111(Sarkar等人)中总体上公开了可以用于计算AF分数的其他技术。

将AF分数与AF分数阈值进行比较，以便基于RRI分析将心脏信号的预定时间段分类为AF或非AF。可以基于所选患者人群的历史临床数据或个体患者历史数据来选择和优化AF分数阈值，并且最优AF分数阈值设置可能因患者而变化。在说明性示例中，AF分数可以具有0至100的可能范围。AF分数阈值可以设置在25与75之间。在AF分数满足或越过AF分数阈值的情况下，在其上收集RRI的时间段、以及因此所述时间段内发生的心脏信号被分类为AF时间段。可以在将心脏信号的至少一个时间段分类为AF之后对AF分数阈值进行调整，并且经调整AF分数阈值可以用于对后续时间段进行分类，这可能会导致AF检测。经调整AF分数阈值小于初始AF分数阈值并且在以上给出的示例中可以具有从19至57的范围，在所述示例中，最大AF分数为100并且初始AF分数阈值至少为26且不多于75。因此，经调整AF分数阈值可以在初始AF分数阈值的65％至85％之间，并且在一些实例中在初始AF分数的70％至75％之间。

当阈值数量个检测时间段被分类为AF时，进行AF检测。在一个示例中，基于AF分数满足AF分数阈值而被分类为AF的单个n秒或n分钟时间段可能会导致AF检测。在其他示例中，在将心律检测为AF之前，可能需要将更高数量个时间段(例如心脏电信号的总共6分钟的三个两分钟时间段)分类为AF。如以下结合图13至图15所描述的，可以由微处理器224基于在给定患者体内检测到的AF发作的历史来自动调整检测AF所需的AF分类时间段的阈值数量。

微处理器224提供了对AF检测的响应，所述响应可以包括：停止、调整或递送治疗(例如，停止用于治疗室性快速性心律失常的ATP或电击治疗、或者如果可行的话递送房性抗快速性心律失常治疗)；存储稍后可由临床医生使用外部设备40来检索的心脏信号数据；触发患者通知系统250；经由遥测电路330来发射数据以便警告临床医生、患者或护理人员；和/或触发其他信号采集或分析。

在进行AF检测之后，可以由微处理器224继续执行RRI分析，以便在下一检测时间段期间填充直方图。在每个检测时间段之后，可以重新确定AF分数，并且针对下一检测时间段而将直方图仓重新初始化为零。在每个检测时间段结束时确定的新AF分数(或其他RRI可变性度量)可以用于判定在进行初始AF检测之后是维持还是终止AF发作。

图7是根据一个示例的用于确定用于对时间段进行分类的因素以便检测房性心律失常的方法的流程图300。流程图300以及本文所呈现的其他流程图旨在展示ICD 10或执行所公开方法的另一设备的功能操作而不应被解释为反映实践所述的方法所需的软件、固件或硬件的具体形式。据信，将主要通过所述设备中所采用的特定系统架构以及通过所述设备所采用的特定检测方法和治疗递送方法来确定软件、固件和/或硬件的特定形式。在考虑到本文中的公开的情况下，在任何现代医疗设备的背景下提供软件、固件和/或硬件以便实现本文所公开的技术在本领域的技术人员的能力之内。

结合本文中呈现的流程图而描述的方法可以在非暂态计算机可读介质中实施，所述非暂态计算机可读介质包括用于使诸如微处理器224等可编程处理器执行所述方法的指令。“计算机可读介质”包括但不限于任何易失性或非易失性介质，诸如，RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPROM、闪存等。所述指令可以被实施为一个或多个软件模块，所述软件模块可以由它们自己或者与其他软件组合地执行。

如图7中所展示的，在框301处，微处理器224基于R输出信号线202标识诸如R波等心室事件，并且将心室事件标识为由ICD 10或10'(或者由ICD110或起搏器101)递送的起搏所引起的固有感知事件Vs或起搏事件Vp。取决于选择用于确定RR间期差异的RR间期的数量，在框302处，微处理器224判定是否标识了预定数量个事件(心室起搏事件Vp或固有心室感知事件VS)。例如，根据一个示例，如果用于确定连续RR间期差异的RR间期的期望数量为三，则框302中利用的预定数量个事件将是四个事件，其中这四个事件形成事件窗口。如果尚未达到预定数量个事件，框302的“否”分支，则在框301处，微处理器224确定下一心室事件，并且重复所述过程。

一旦标识了预定数量个事件，框302的“是”分支，在框304处，基于这四个事件来标识事件窗口，并且可以在框306处判定所述事件窗口中为心室起搏Vp事件的事件数量是否小于或等于预定起搏事件阈值。例如，根据一个示例，起搏事件阈值被设置为一，使得微处理器224判定事件窗口中的一个或更少个所标识事件是否为心室起搏事件。如果事件窗口中为心室起搏Vp事件的所标识事件的数量并非小于或等于(即，大于)预定起搏事件阈值，框306的“否”分支，则在框301处，微处理器224标识下一事件，并且重复所述过程。

如果事件窗口中为心室起搏Vp事件的事件数量小于或等于预定起搏事件阈值，框306的“是”分支，则在框308处，微处理器224判定与当前事件窗口中的事件相关联的RR间期中的每一个是否大于预定间期阈值。例如，根据一个示例，微处理器224判定与事件窗口中的事件相关联的RR间期中的每一个是否大于220毫秒。如果与事件窗口中的事件相关联的RR间期中的每一个不大于预定间期阈值，框308的“否”分支，则在框301处，微处理器224标识下一事件，并且使用所述下一标识事件以及产生的下一事件窗口来重复所述过程。

如果与事件窗口中的事件相关联的RRI中的每一个大于预定间期阈值，框308的“是”分支，则在框310处，微处理器224确定与事件窗口中的所标识事件相关联的连续RRI之间的差异。一旦在框308处已经确定了当前事件窗口的RRI差异以便填充如上所述洛伦兹图直方图，在框312处，微处理器224判定预定时间段是否已经到期。在流程图300的方法起始时，微处理器224可以设置定时器或计数器以控制预定时间段上对RRI差异的采集。在一个示例中，可以将预定时间段设置为两分钟。如果时间段尚未到期，框312的“否”分支，则微处理器224返回至框301以便标识下一心室事件，并且使用所述下一事件以及产生的下一事件窗口来重复所述过程。

一旦定时器已经到期，框312的“是”分支，在框314处，微处理器224基于预定时间段(例如，两分钟)期间的所确定RRI差异来确定AF分数。可以如以上关于图6和/或所引用专利所描述的那样来确定AF分数。如以下结合图8所描述的，使用预定时间段上的所确定AF分数来将所述时间段(以及因此在所述时间段期间的心脏信号)分类为AF时间段、非AF时间段或未分类时间段。然后，在框316处，清除所存储的RRI差异并且重置所有计数器和定时器。对被设置为预定时间段(例如，两分钟)的定时器进行重置。在框300处，微处理器224标识下一心室事件，并且使用所述下一所标识事件以及下一事件窗口来重复针对下一时间段的过程。

图8是根据一个示例的用于对预定时间段进行分类的方法的流程图400。将在具有多个长度为两分钟的预定时间段的背景下对图7的流程图400中所描述的示例进行描述。然而，图7中或贯穿本说明书的其他地方所描述的技术可以用于长于或短于两分钟的预定时间段。如结合图5、图6和图7所描述的，一旦预定时间段(例如，两分钟时间段)已经到期并且已经利用与表示基于在所述两分钟时间段期间发生的每个事件窗口中的间期确定的每个所确定RR间期差异的有序对相关联的点来填充洛伦兹图，微处理器224判定将所述时间段分类为AF时间段、非AF时间段还是未分类时间段(即，所述时间段可以既不被分类为AF时间段也不被分类为非AF时间段)。例如，微处理器224可以以任何组合或特定顺序对若干因素中的一个或多个因素进行分析，以进行所述判定。

如结合图8的示例所描述的，可以加以分析以便对两分钟时间段进行分类的因素为：有效RRI差异对的数量、RRI长度、起搏搏动的数量、短间期的数量、心室事件过感测的存在、T波过感测的存在、对室性快速性心律失常(例如，SVT、VT或VF或更一般地被称为“其他发作”)的检测、以及AF分数。然而，微处理器224可以仅分析这些因素的子集和/或包括其他因素。

在框401处，微处理器224可以确定在两分钟时间段期间采集的RRI差异对的数量，其中，每个RRI差异对表示洛伦兹图的一个点。然后，在框402处，判定在两分钟时间段期间形成的RRI差异对的总数量是否大于间期对阈值。根据一个示例，RRI差异对的阈值数量被设置为30，但是可以使用其他阈值。如果在两分钟时间段期间的RRI差异对(表示三个连续的RRI)的总数量小于阈值，框402的“是”分支，则在框404处，所述两分钟时间段被确定为未分类。在以上描述的阈值被设置为30的示例中，框402的“是”分支意味着在两分钟时间段期间确定了少于30个RRI差异对，导致洛伦兹图直方图填充有少于30个点。根据少于阈值数量个RRI差异对确定的AF分数可能无法产生针对预定时间段的可靠AF分数，并且因此不用于将时间段分类为AF或非AF。

如果在两分钟时间段期间形成的RRI差异对的数量不小于间期对阈值(在上述示例中为30)，框402的“否”分支，则满足用于基于根据所述RRI差异对确定的AF分数来将所述时间段分类为AF或非AF的间期对因素。换言之，使用上述示例，在两分钟时间段期间确定了30个或RRI差异对，从而导致洛伦兹图直方图填充有30个或更多个点。在预定时间段期间获得的RRI差异对的数量足以基于AF分数可靠地将所述时间段分类为AF或非AF。

根据另一个示例，在框410处，微处理器224可以另外地或替代性地确定在预定时间段期间的被确定为小于在流程图300的框308处应用的间期阈值的RRI的总数量。如果多于阈值数量个RRI(例如多于预定数量个RRI或在两分钟时间段期间发生的RRI总数量的预定百分比)小于间期阈值，框412处的“是”分支，则在框404处，所述两分钟时间段被确定为未分类。如果小于间期阈值的RRI的数量未达到或超过预定数量，例如，如果在两分钟时间段期间少于10个RRI小于间期阈值，则在框412处，此RRI长度因素被确定为不满足(框412的“否”分支)以便将预定时间间隔分类为未分类。至少基于此因素，保证了基于AF分数的AF或非AF的分类。

为了将两分钟时间段分类为AF或非AF，例如，在框414处，微处理器224可以确定来自在所述两分钟时间段期间获得的所有事件窗口的小于或等于预定短间期阈值(诸如，例如120毫秒或130毫秒)的RRI的总数量的短间期计数。在框416处，微处理器224判定短间期计数是否大于短间期阈值，诸如例如5个短间期。在两分钟时间段期间太多短间期指示诸如EMI或由于引线断裂引起的引线噪声等非生理信号的心室过感测的可能性。在这种情况下，RRI对于确定AF分数并且基于所述AF分数来将时间段分类为AF或非AF而言可能是不可靠的。

如果所确定的短间期计数大于短间期计数阈值，框416处的“是”分支，则在框404处，所述两分钟时间段被确定为未分类。另一方面，如果短间期计数小于短间期计数阈值，则可以基于AF分数对所述时间段进行分类，框416的“否”分支。此短间期计数因素最小化了由于引线噪声过感测引起的错误AF检测。

在框418处，微处理器224可以另外地或替代性地确定在所有事件窗口内的总的两分钟时间段期间标识的被确定为心室起搏Vp事件的事件数量。在框420处，判定在两分钟时间段的所有事件窗口期间标识的心室起搏Vp事件的所确定数量是否大于总心室起搏Vp事件阈值。根据一个示例，总心室起搏Vp阈值被设置为30个心室起搏Vp事件，但是可以使用其他阈值。

如果在两分钟时间段期间的心室起搏Vp事件的数量大于总心室起搏Vp事件阈值，框420的“是”分支，则在框404处，微处理器224将所述两分钟时间段分类为未分类。心室起搏脉冲可以包括心动过缓起搏脉冲和/或ATP起搏脉冲，并且可以由ICD 10或110或者由例如起搏器110等另一个植入设备来递送。另一方面，如果心室起搏Vp事件的预定数量不大于Vp事件阈值，框420的“否”分支，则两分钟时间段不被分类为未分类；只要不存在导致将时间段确定为未分类的其他因素，就可以基于AF分数来进行AF分类或非AF分类。

微处理器224可以被配置为在本文所描述的AF检测算法运行的同时评估R波和RRI以便检测室上性心动过速(SVT)、VT和VF。ICD 10可以被配置为响应于检测到VT而递送治疗，诸如ATP。如此，如在框421处所确定的，如果在当前时间段期间或当前时间段到期时进行室性快速性心律失常检测，例如SVT、VT或VF检测，则在框404处将当前时间段确定为未分类。如果不存在正在进行的其他发作检测，则所述过程可以前进至框422。

在框422处，微处理器224可以另外地或替代性地判定在两分钟时间段期间是否检测到由噪声引起的心室事件过感测。可以由微处理器224使用诸如在授予Gunderson等人的美国专利号7,333,855中总体上描述的过感测检测方法等所实施过感测检测方案来执行过感测检测。如果在两分钟时间段期间过感测检测标准被满足或处于正被满足的过程中，框422的“是”分支，则在框404处将所述两分钟时间段确定为未分类。过感测检测表明：RRI对于确定AF分数并且基于所述AF分数来对时间段进行分类而言可能是不可靠的。如果在两分钟时间段期间过感测检测未被进行或不在正被进行的过程中，框422的“否”分支，则只要不存在导致所述时间段被分类为未分类的其他因素，就可以基于AF分数来进行AF或非AF分类。

在框424处，微处理器224可以判定在两分钟时间段期间是否发生了T波过感测。可以由ICD 10使用诸如在美国专利号7,831,304(Cao等人)中描述的T波过感测判定等所实施T波过感测检测方案来执行对T波过感测的判定。如果在两分钟时间段期间T波过感测判定被进行了或正在进行中，框424的“是”分支，则T波过感测因素满足，作为所述两分钟时间段未分类的指示。在框404处，微处理器224将两分钟时间段分类为未分类。如果在两分钟时间段期间T波过感测判定未被进行或未正在进行中，框424的“否”分支，则T波过感测因素不满足。微处理器224前进至框426以基于AF分数来对时间段进行分类。

以此方式，ICD 10或ICD 110可以针对所描述因素中的一个或多个因素来在两分钟时间段上对心脏电信号进行分析，这些因素如果满足的话将使所述两分钟时间段被分类为“未分类”。换言之，在进行此判定时，ICD 10或110可以对所有所描述的因素进行分析或者仅分析所描述因素的子集。在一些示例中，如果满足用于将两分钟时间段标识为未分类的所描述因素中的至少一个，则在框404处将所述两分钟时间段分类为未分类。如果根据预定标准在框401至框424中评估的因素都不被确定为满足，则所述时间段基于AF分数被分类为AF或非AF。如此，基于如以上所描述的填充后洛伦兹图直方图来确定AF分数。在框426处，如果AF分数大于AF阈值，则在框406处将两分钟时间段分类为AF。另一方面，如果AF分数不大于AF阈值，框426的“否”分支，则在框408处将两分钟时间段分类为非AF。

应当理解的是，可以以任何顺序、或同时进行关于是将时间段分类为未分类(框404)、分类为AF(框406)还是分类为非AF(框408)的判定，使得将两分钟时间段确定为未分类时间段可以用于覆盖将所述两分钟时间段分类为AF或非AF的初始判定，或者可以在确定AF分数以便基于AF分数进行分类之前进行。

图9是根据一个示例的可以由医疗设备执行的心房纤颤检测的示意图。将在对长度为两分钟的预定时间段进行分类的背景下对图9中所描述的示例进行描述。然而，图9中所描述的技术可以通过对长于或短于两分钟的预定时间段进行分类来实施。

如图9中所展示的，微处理器224使用结合图7所描述的方法来将每个两分钟时间段的心脏信号分类为AF、非AF或未分类。使用对时间段的分类来检测AF发作。例如，一旦已经将预定数量个两分钟时间段(诸如三个时间段)分类为AF，所述设备就检测到AF发作。因此，如图8的时序图(a)的场景中所展示的，一旦将预定数量个两分钟时间段500、502和504分类为AF，微处理器224就在时间505处检测到AF发作。微处理器224可以通过每次时间段被分类为AF时更新AF事件计数器来跟踪被分类为AF的两分钟时间段的数量。

然而，在时序图(b)中所展示的场景中，两个连续的两分钟时间段506和508被分类为AF，但是下一两分钟时间段510被确定为未分类，接下来后一时间段512被分类为AF。根据一个示例，微处理器224可以忽略未分类的两分钟时间段510并且一旦第三时间段512被分类为AF就在时间513处检测到AF发作，使得尽管在被分类为AF的时间段之间发生了一个或多个未分类时间段，但是仍然可以检测到AF发作。

在场景(b)的时序图中，在标识两分钟时间段506时，AF事件计数器可以增大到一。在标识后一两分钟时间段508时，AF事件计数器增大到二。在对后一两分钟时间段510进行分类时，因为心脏信号被确定了为未分类，所以AF事件计数器保持处于为二的计数。在对后一两分钟时间段512进行分类时，AF事件计数器增大到三，并且响应于AF事件计数器达到AF检测阈值(其在本示例中为3)而检测到AF发作。

如在场景(c)的时序图中所展示的，将一个或多个时间段分类为非AF导致未检测到AF发作。在判定是否预定数量个两分钟时间段被分类为AF期间，如以上所描述的，每次进行AF分类时微处理器224就更新AF事件计数器。例如，在对两分钟时间段514进行分类时，AF事件计数器增大到一，并且在对后一两分钟时间段516进行分类时，AF事件计数器增大到二。如果两分钟时间段518也被分类为AF，则微处理器224将检测到AF发作，因为将已发生了三个两分钟时间段被分类为AF，例如，如在以上场景(a)的时序图中所描述的。然而，因为两分钟时间段518被分类为非AF，所以未进行AF发作检测。对时间段518的非AF分类可以证明，导致对时间段514和516的AF分类的AF发作被终止或者是非持续AF发作。响应于将时间段518分类为非AF，AF事件计数器被重置为零。在其他示例中，当将时间段分类为非AF时，可以减小AF计数器而不是立即重置为零。

在场景(d)的时序图中，在将两分钟时间段522分类为AF时，AF事件计数器增大到一，并且在将后一两分钟时间段524分类为AF时，AF事件计数器增大到二。在对后续两分钟时间段526和528进行分类时，这两者均被确定为未分类，AF事件计数器保持处于为二的计数不变。在将后一两分钟时间段530分类为AF时，AF事件计数器增大到三，并且在时间531处检测到AF发作。

如果时间段524、526、528或530中的任何时间段被分类为非AF，则AF事件计数器将已被重置为零，并且从下一分类的两分钟时间段开始重复所述过程。然而，除了响应于两分钟时间段被分类为非AF时间段而重置AF事件计数器之外，微处理器224还可以被配置为如果预定数量个两分钟时间段被确定为未分类则将AF事件计数器重置为零。例如，五个连续的两分钟时间段被确定为未分类可以导致AF事件计数器被重置为零。在其他示例中，多于五个或少于五个未分类时间段(这些时间段可以不需要是连续的)可以导致AF计数器减小或重置为零。因此，在场景(e)的时序图中，在将两分钟时间段532标识为AF时，AF事件计数器增大到一。在将后一两分钟时间段534标识为AF时，AF事件计数器增大到二。在对四个后续两分钟时间段536、538、540和542进行标识时，所有时间段都被确定为未分类，AF事件计数保持在二不变。在所示出的示例中，下一两分钟时间段546被分类为AF。AF事件计数器从二增大到三，并且由微处理器224响应于AF事件计数器达到阈值计数(其在本示例中为三)而在545处检测到AF发作。

另一方面，如果后一两分钟时间段546已经被确定为未分类，则AF事件计数器将响应于阈值数量(在本示例中为五)个连续未分类时间段而被重置为零。如果时间段546已经被分类为非AF时间段，则AF事件计数器也将被重置为零。在这两种情况中的任一情况下，如果时间段532和534表示真AF发作，则AF发作已经终止或者是非持续的，如由未分类的和/或非AF分类的时间段所证明的。从下一分类的两分钟间期开始重复所述过程。

图10是根据另一个示例的可以由ICD 10或ICD 110(或心脏监测设备60)来执行的用于检测心房纤颤的方法的示意图。将在具有长度为两分钟且AF检测阈值设置为等于3个分类为AF的时间段的预定时间段的背景下对图10中所描述的示例进行描述。然而，所描述的技术可以利用不同的时间段持续时间和/或不同的阈值。如以下结合图13至图15所描述的，可以由微处理器224自动地调整将心脏信号分类为AF所需的时间段阈值数量、或总持续时间。

微处理器224使用结合图8所描述的方法来将每个两分钟时间段内的心脏信号分类为AF、非AF或未分类。如果导致两分钟时间段为未分类的因素不满足，则每个两分钟时间段基于AF分数被分类为AF或非AF。在图10的方法中，AF分数所与之进行比较以对时间段进行分类的阈值不是固定值而是由微处理器224响应于对两分钟时间段的分类来动态调整的。

例如，一旦预定数量个时间段(诸如一个时间段)基于第一AF分数阈值已经被分类为AF，如果之后预定数量个时间段被分类为AF和/或未分类的任何组合，则AF分数阈值被调整为较低的第二值。换言之，在使用较高的第一AF分数阈值进行初始AF分类之后，只要预定数量个之后连续时间段中没有一个时间段被分类为非AF，微处理器224就在预定数量个之后连续时间段(例如，在图9中所展示的示例中的初始AF分类之后的两个连续时间段)到期时将AF分数阈值减小到较低的第二值。在其他实例中，预定数量个之后连续时间段可以少于二个，例如零或一，或多于二个。如果在初始AF分类之后预定数量个之后连续时间段中的任何时间段被分类为非AF，则AF分数阈值保持在较高的第一阈值。

因此，如图10的时序图(a)的场景中所展示的，基于针对时间段610确定的AF分数大于第一AF分数阈值602来将初始时间段610分类为AF，并且对其他分类因素的分析不会导致未分类时间段(如根据图8所描述的)。在本示例中，第一AF分数阈值602对于至少两个连续时间段612和614保持有效。如果这两个时间段也均被分类为AF，则响应于AF分数超过第一AF分数阈值602，在时间622处检测到AF。另外，微处理器224在时间622处将AF分数阈值调整为较低的第二AF分数阈值604。将对后续时间段的AF分数与此较低阈值604进行比较，以便对对应时间段进行分类。

较低AF分数阈值604可以被设置为初始AF分数阈值602的一定百分比，例如，初始AF分数的大约75％。为了进行说明，当AF分数的最大可能值为100时，第一AF分数阈值可以被设置为75并且被调整为较低的第二AF分数57。在另一个示例中，第一AF分数阈值为60且第二为45。在仍其他示例中，第一AF分数阈值为60且第二为45，第一为50且第二为38，第一为40且第二为30，或者第一为25且第二为19。用户可以基于对最不灵敏(例如，第一阈值为75且第二阈值为57)到最灵敏(例如，第一阈值25且第二阈值19)的选择来对AF分数阈值进行编程，其中，以上给出的其他示例对应于较不灵敏设置(第一阈值60且第二阈值45)、平衡灵敏(第一阈值50且第二阈值38)、以及更加灵敏(第一阈值40且第二阈值30)。在其他示例中，第一阈值和第二阈值的实际值可以在针对第一阈值的第一范围(例如，从25到且包括75)和针对第二阈值的第二范围(例如，从19到且包括57)的任何组合中独立地可编程地选择，只要第一阈值大于第二阈值即可。在其他示例中，第二阈值可以被设置为初始阈值的另一百分比，例如，在65％至85％、70％至80％之间，或某一其他百分比。

通过减小针对后续时间段的AF分数，在适当时间时增大了AF检测灵敏度。AF检测特异性是通过使用较高的第一AF分数阈值并应用导致未分类时间段的因素来维持的。例如，基于AF分数超过第二阈值604，将之后两个连续时间段616和618均分类为AF，即使未满足较高的第一阈值602(并且不存在导致未分类的分类的因素)。即使针对这些时间段616和618的AF分数均小于第一阈值602，AF发作也被检测为在时间段616和618期间仍在进行中。由于AF分数小于第二阈值604，下一时间段620被分类为非AF。响应于非AF分类，在时间624处，微处理器224将AF分数阈值从较低阈值604调整回至较高阈值602。响应于非AF分类而检测到AF发作的终止。AF发作持续时间615是从在时间622处导致AF检测的被分类为AF的最早时间段610的开始到先于在时间624处的终止检测(即，先于被分类为非AF的时间段620)的最后AF分类时间段618的结束的时间间期。

在时序图(b)中所展示的场景中，在基于第一AF分数阈值602被分类为AF的初始时间段630之后，两个连续的两分钟时间段632和634被确定为未分类。响应于在对时间段630进行初始AF分类之后这两个时间段632和634均未被分类为非AF，微处理器224在时间642处将AF分数阈值调整为较低的第二阈值604。至少包括初始AF分类并且没有非AF分类的三个连续分类导致对AF分数阈值的调整。如此，在一个示例中，在初始AF分类时间段630之后紧接且连续的时间段632和634可以均为未分类(如本示例中所示)、均分类为AF、或者一个分类为AF而一个为未分类，以导致在时间642处对AF分数阈值进行调整。

然而，由于在示出的示例中仅一个时间段630已被分类为AF，因此当对AF分数阈值进行调整时在时间642处不进行AF检测。响应于AF分数大于经调整AF分数阈值604(并且未标识将导致未分类的分类的因素)，将之后两个时间段636和638分类为AF。在时间643处，当AF事件计数器达到为三的计数时，进行AF检测。在本示例中，将下一时间段640分类为非AF。检测到AF发作的终止，并且响应于非AF分类以及所导致的发作终止检测，在时间644处，将AF分数阈值从较低值604向上调整回至较高值602。

发作持续时间635从被分类为AF并在时间643处导致AF检测的最早时间段630开始，并且在时间644处的终止检测之前延伸穿过最后AF分类时间段638。发作持续时间635包括未导致时间644处的终止检测的未分类时间段632和634。未分类时间段632和634发生在AF分类时间段630与636之间，并且因此包括在AF发作持续时间635中。由于图8中描述的其他因素中的任何因素，可以将时间段632和634分类为未分类。在一个特定示例中，由于室性快速性心律失常检测(图8的框421)，时间段632和634中的一者或两者可以为未分类。通过当检测到室性快速性心律失常时允许将时间段632和634分类为未分类，未中断对AF的检测以及对AF发作持续时间635的确定。对与室性快速性心律失常发作并发的AF发作的检测为临床医生提供了用于正确地确定患者的心律状态和后续治疗的重要诊断信息。

在场景(b)以及之后的其他场景中，被确定为未分类的时间段(例如时间段632和634)被表示为具有等于当前设置的AF分数阈值的AF分数。然而，应当理解的是，实际AF分数(如果确定的话)可以大于、等于、或小于AF分数阈值的当前值，但是并不用于当如结合图8所描述的那样对其他因素的分析导致时间段被确定为未分类时对时间段进行分类。在一些情况下，如果由于结合图8所描述的对一个或多个因素的分析而导致将时间段确定为未分类，则可以不进行针对当前时间段的AF分数的确定；在一些示例中，将时间段分类为未分类可以排除确定AF分数的需要。

在场景(c)中，在基于较高的第一阈值602的初始AF分类时间段650、接着是不包括非AF分类的两个连续时间段652和654之后，在时间674处将AF分数阈值从第一阈值602调整为第二阈值604。微处理器224可以响应于每个AF分类而增大AF事件计数器，并且响应于每个未分类时间段而增大未分类事件计数器。因此，在场景(c)的示例中，在时间674处，AF事件计数器处于为一的计数，并且未分类事件计数器处于为二的计数。在时间段656之后，未分类事件计数器处于为三的计数，并且在时间段658之后，未分类事件计数器处于为四的计数。基于对应的AF分数超过较低的第二AF分数阈值604，将之后两个时间段670和672分类为AF。如果下一时间段670也是未分类时间段，使得连续发生五个未分类时间段，则AF事件计数器和未分类事件计数器可以重置为零，并且AF分数阈值可以增大到较高的第一AF分数阈值602。因此，微处理器224可以响应于检测到预定数量个连续未分类时间段而调整AF分数阈值并重置计数器。

在所示出的示例中，下一时间段670被分类为AF，所以未分类事件计数器保持处于为四的计数。在时间段670之后，AF事件计数器增大到二，并且在时间段672之后增大到三。响应于AF事件计数达到检测阈值(其在本示例中为三)，在时间676处检测到AF。AF分数阈值保持在较低的第二阈值604，直到响应于非AF分类(例如时间段675)、或预定数量个连续未分类时间段(例如五个连续未分类时间段)而检测到AF发作的终止。在时间678处，响应于对时间段675的非AF分类，将AF分数阈值调整为较高的第一阈值602。如由场景(b)和(c)的示例所示出的，可能在将AF阈值调整为较低的第二阈值之后检测到AF发作。

场景(c)中的发作持续时间655从AF时间段650开始并且延伸穿过在时间676处导致AF检测的AF时间段672。此发作持续时间655包括不导致时间678处的AF终止检测的连续未分类时间段652、654、656和658。

场景(d)示出了一系列两分钟时间段分类的另一个示例以及对AF分数阈值的相应调整。基于较高的第一AF分数阈值602将初始时间段680分类为AF。AF事件计数器增大为到一的计数。基于第一AF分数阈值604将下一时间段682分类为非AF。响应于非AF分类，可以将AF事件计数器重置为零。由于AF事件计数器当前为零，因此微处理器224可以不对未分类时间段684进行计数。

后一AF-U-AF序列(分别是时间段686、688和690)导致为二的AF事件计数以及为一的未分类事件计数。在AF时间段686之后、并且分别被分类为未分类和AF的两个连续时间段688和690导致AF时间段与未分类时间段的组合事件计数等于三。响应于为三的此组合事件计数，在时间695处，微处理器224将AF分数阈值从较高的第一AF分数阈值602调整为较低的第二AF分数阈值604。还未检测到AF，因为AF事件计数为二。基于对AF分数与较低的第二AF分数阈值604的比较，将下一时间段692分类为AF。微处理器224将AF事件计数增大到三，并且响应于AF事件计数达到检测阈值而在时间697处检测到AF。在时间697处检测到AF时，将未分类事件计数器重置为零。在AF检测之后，未分类事件计数器将对未分类时间片段从零开始计数，以便对连续未分类时间段进行计数从而检测AF发作的终止。在时间段694和696之后，未分类事件计数达到二。下一时间段698被分类为非AF，导致在时间699处检测到AF发作的终止。在时间699处，所有事件计数器重置为零，并且AF分数阈值调整回至较高的第一阈值602。

发作持续时间685从作为导致时间697处的AF检测的最早AF分类发作的AF分类时间段686开始。发作持续时间包括对框699处的终止检测不具有贡献的未分类时间段688。发作持续时间685以在时间699处检测到终止之前的最后AF分类时间段692结束。在一些实例中，未分类时间段694和696可以不包括在发作持续时间685中，因为它们紧接在导致发作终止检测的非AF分类时间段698之前而无介于中间的AF分类发作。然而，在其他实例中，这些未分类时间段也可以包括在发作持续时间685中。

第一和第二AF分数阈值602和604可以是固定值或者可以是可由用户编程的。在一个示例中，用户可以将第一和第二AF分数阈值602和604编程为增大或设置为比当前编程值相对更高的对应值，或者减小或设置为比当前编程值相对更低的值。响应于用户输入的编程命令，第一和第二AF分数阈值两者被调整为一起分别上升或下降同样的增量或减量。在其他示例中，用户可以可编程地选择针对个体患者的需要定制的第一和第二AF分数阈值中的每一个。

虽然在图10的示例中仅展示了两个不同的AF分数阈值602和604，但是应当理解的是，在其他示例中，可以在三个或更多个AF分数阈值之间对AF分数阈值进行调整。例如，在时间697处进行AF检测之后，设置为较低的第二阈值604的AF分数阈值可以减小至最低的第三AF分数阈值，以允许使用比初始AF检测标准较不严格的标准来继续对AF发作进行检测。在其他示例中，一旦在时间697处进行AF检测，AF分数阈值就可以从较低的第二阈值604向上增大回至较高的第一阈值602或者至在较低的第二阈值604与较高的第一阈值602之间的中间第三阈值。中间第三阈值可以应用于对后续时间段进行分类，直到基于根据下降到中间第三阈值以下的AF分数将预定数量个时间段分类为非AF而检测到AF发作的终止。

在图10的示例场景中，在紧接在前一个或初始AF分类时间段之后的AF和未分类的任何组合的至少两个连续时间段分类之后，对AF分数阈值进行调整。在其他示例中，可以在更少或更多个时间段之后对AF分数阈值进行调整。例如，单个时间段被分类为AF可以导致将AF分数阈值减小到较低的第二值。在其他示例中，在紧接在前的AF时间段之后的至少一个未分类或AF时间段可以导致对AF分数阈值进行调整。在仍其他示例中，在对AF分数阈值进行调整之前，可能需要未被分类为非AF且在被分类为AF的第一时间段之后连续的多于两个时间段。

图11是根据一个示例的用于检测心房纤颤的方法的流程图700。在框702处，确定对当前时间段的分类。如果分类为AF，如在框704处确定的，微处理器224在框706处增大AF事件计数器并前进至框714，以将AF事件计数器与未分类事件计数器的组合计数同阈值进行比较。在框714处，如果组合计数不满足阈值，则在框718处将AF事件计数与AF检测阈值进行比较。如果未达到AF检测阈值，则所述过程返回至框702以获得下一时间段分类。

如果时间段未被分类为AF，框704的“否”分支，并且被分类为非AF，框708的“是”分支，则微处理器224前进至框742。将AF分类标准(如果先前调整过)恢复为初始值。例如，如果AF分数阈值先前已经被调整为较低的第二阈值，则AF分数阈值返回至较高的第一阈值，如结合图10所描述的。在框746处，如果AF事件计数器和未分类事件计数器先前已经增大到非零值，则将它们重置为零。

如果在框702处获得的当前时间段分类既不是AF也不是非AF，即如果当前时间段被确定为未分类，框708的“否”分支，并且AF计数器当前不活动且值为零，框710的“否”分支，则微处理器224在框702处确定对下一时间段的分类。如果如框710处确定的那样AF事件计数大于零(表明已经进行了初始AF分类)并且当前时间段为未分类，则在框712处，微处理器224使未分类事件计数增大一。未分类事件计数可以用于在如结合图10所描述的那样进行AF检测之前控制对AF分类标准的调整。如果未分类事件计数已经达到预定阈值，框713的“是”分支，则微处理器可以在框742处恢复初始AF分类标准(如果先前调整过)并且在框746处将未分类事件计数器和AF事件计数器重置为零。所述过程在框702处以对下一时间段进行分类而再次开始。

在框706处增大AF事件计数或者在框712处增大未分类事件计数之后，如果未分类事件计数尚未到达预定阈值，框713的“否”，则可以在框714处将组合事件计数与阈值进行比较。在框714处，当AF事件计数器与未分类事件计数器的组合计数已经达到阈值(例如，组合计数为三)时，则可以在框716处对AF分类标准进行调整。在一个示例中，微处理器224通过以下方式来调整AF分类标准：在基于如以上描述的较高的第一AF分数将第一时间段分类为AF、并将之后两个连续时间段分类为AF或未分类的任何组合之后，将AF分数阈值减小到较低的第二阈值。因此，可以响应于三个连续的时间段被分类为AF、AF-U-AF序列或AF-U-U序列而对AF分类标准进行调整。

应当理解的是，在一些示例中，一旦在框714处组合计数达到预定阈值，并且在进行AF检测之前已经在框716处对AF分类标准进行了调整，就不再对AF分类标准进行调整，直到例如基于被分类为非AF的时间段(框708)或基于预定数量个未分类时间段(框713)(例如，五个连续的未分类时间段)而检测到AF发作终止。在其他示例中，可以在检测到AF发作终止之前对AF分数进行附加调整，例如调整为第三AF分数阈值或调整回至最高的第一AF分数阈值，如以上所描述的。

在框718处，微处理器224将AF事件计数与AF检测阈值进行比较。当尚未达到AF检测阈值时，微处理器224返回至框702以获得下一时间段分类。如以上所描述的，在框716处对AF分类标准进行调整之后，如果在检测到AF之前进行非AF分类，框708的“是”分支，则在框742处AF分类标准恢复到初始分类标准，并且在框746处将所有AF事件计数器和未分类事件计数器重置为零。如果后续时间段被分类为AF，框704的“是”分支，则在框706处将AF事件计数相应地增大。

如果AF事件计数达到检测阈值，框718的“是”分支，则在框720处，微处理器224检测到AF。在框721处提供AF检测响应。对AF检测的响应可以包括控制起搏计时和控制212以递送房性抗心律失常治疗或者停止心室治疗。对AF检测的响应可以另外地或替代性地包括：存储与AF发作相关的数据，诸如起始时间、总持续时间(如以下讨论的在检测到AF发作的终止时根据AF事件计数器确定的，或者使用结合图10所描述的技术来计算的)；将心脏电信号的发作存储在RAM 226中和/或与AF发作相关的其他数据。所述数据可以发射至外部设备40(图1)以向临床医生显示或传达所述数据以用于管理患者。

在框720处，当进行AF检测时，在框722处将未分类事件计数器重置成为零的计数。在进行AF检测之后，微处理器224可以开始对被确定为未分类的后续时间段进行计数，以检测AF发作的终止。在框724处获得下一时间段分类。如在框726处确定的，如果下一时间段分类为AF，则在框728处AF事件计数增大。在AF检测之后进行的AF分类基于经调整AF分类标准。在框720处检测到AF之后，AF事件计数器可以随着每次进行AF分类而继续增大，以用于确定AF发作的持续时间并且确定AF负担(例如，在诸如24个小时等给定监测间期上所有检测到的AF发作的组合持续时间)。这种AF发作数据可以发射至外部医疗设备以便向临床医生进行显示或传达，由此向临床医生提供对进行诊断和治疗管理决策有用的信息。

如果下一时间段的分类不是AF，框726的“否”分支，而是非AF，框730的“是”分支，则在框740处检测到AF发作的终止。如果下一时间段的分类既不是AF也不是非AF，框730的“否”分支，即如果时间段被确定为如框732处指示的未分类，则在框734处将未分类事件计数器增大一。在框736处，将未分类事件计数器与阈值进行比较。如果未达到阈值，则微处理器224返回至框724以获取下一时间段分类。在框736处，如果未分类计数达到阈值(例如，五个连续的未分类时间段)，则在框740处检测到AF发作的终止。

如果检测到发作终止，则在框742处恢复初始AF分类标准，并且在框746处重置AF事件计数器和未分类事件计数器。所述过程在框702处再次开始。

图12是根据一个示例的由ICD 10或ICD 110执行用于提供对检测到AF的响应的方法的流程图800。如果在框802处进行AF检测，例如，如结合图9至图11中的任一者所描述的，则在框804处对AF发作记录进行存储。所述AF发作记录可以包括导致AF分类和AF检测的RRI数据的洛伦兹图或直方图。在框804处存储的发作记录可以进一步包括AF发作的开始时间、终止时间、以及总持续时间。再次参照图10，发作持续时间615、635、655和685的示例被示出为从导致AF检测的第一对应AF分类时间段的开始延伸，并且以导致检测到AF发作终止的最后AF分类时间段结束。导致终止检测的未分类发作(例如场景(d)中的未分类发作694和696)可以不包括在发作持续时间中，而未紧接在终止检测之前的未分类发作(例如场景(c)中的未分类发作652、654、656和658)包括在发作持续时间(例如持续时间655)中。

当未分类时间段包括在AF发作中或者导致AF发作的终止检测时，导致将时间段确定为未分类的(多个)因素可以与AF发作记录一起被存储。例如，如果由于检测到诸如VT或VF等其他发作、由于过感测、由于太多短RRI、或者由于在所述时间段期间太多心室起搏脉冲而将所述时间段确定为未分类，则可以存储此因素来为临床医生提供对诊断患者心律状态有用的信息以便指导对患者的AF进行治疗的治疗决策。

在框806处，微处理器224可以通过计算在24小时的时间间期(或其他预定监测间期)上标识的总时间AF来确定患者的AF负担。对AF负担的计算可以包括对被分类为AF的所有时间段进行计数或求和，或者仅对包括在检测到的AF发作中的AF分类时间段进行计数或求和。AF负担还可以包括在检测到的AF发作期间发生的所有未分类时间段。在一些示例中，导致检测到AF发作的终止的、不包括在AF发作持续时间中的未分类时间段不包括在AF负担计算中。例如，参照图10，场景(d)，未分类时间段684不包括在AF负担计算中，因为所述未分类时间段在由发作持续时间685指示的AF发作之前发生。未分类时间段688包括在AF负担确定中，因为所述未分类时间段在AF发作期间发生。未分类时间段694和696不包括在确定AF负担中，因为它们导致时间699处的终止检测并且不包括在发作持续时间685中。

当检测到AF时，微处理器224可以对在所检测到的AF发作期间采集的心脏信号片段进行存储。在框808处，将心脏信号片段存储在存储器中，所述心脏信号片段具有在被执行用于标识RRI、针对过感测分析信号等的心脏信号分析和处理期间所使用的感测放大器200和A/D转换器222的正常增益。例如，在框808处存储的心脏信号可以是使用图1中的RV线圈电极28和ICD壳体15来采集的EGM信号。在图2A的系统100中，在框808处存储的心脏信号可以是使用除颤电极24或除颤电极126和壳体115来采集的ECG信号。以正常范围(例如，具有利用A/D转换器输入范围+12mV以128Hz采样的8位分辨率)存储的信号可以用于提供未削波EGM或ECG信号，以便进行形态分析(例如，小波模板匹配)以及响应于检测到快速性心律失常而存储未削波心脏信号发作。在框808处存储的正常范围信号可以被选择为用于产生对患者心脏的电节律的显示的远场或相对全局心脏电信号，所述显示清楚地示出R波形态和RRI规律性以供临床医生查看所述信号的高级视图以及患者的相应节律。然而，取决于感测向量，在框808处存储的正常范围心脏信号可以不包括可观察到的或容易观察到的P波。

如此，当检测到AF时，在框810处，微处理器224将具有较低范围、较高增益设置(例如，±2mV的范围，其可以通过对A/D转换器输入范围进行调整来控制)的第二心脏信号存储在存储器中。当由外部设备40进行显示时，高增益、较低范围设置提供了所存储心脏信号片段中的P波的更清晰视图。高增益、较低范围设置可以导致对所存储第二心脏信号中的R波的削波。然而，以正常范围存储的第一心脏信号提供对R波形态的可靠、未削波显示。

以高增益、较低范围设置存储的第二心脏信号可以被选择为第二远场或相对全局信号。例如，在图1的系统1中，可以在RV线圈电极24与SVC线圈电极26之间、或SVC线圈电极26至ICD壳体15之间采集第二心脏信号。在图2A的系统100中，可以使用感测电极128和感测电极130、与除颤电极124或126之一配对的感测电极128、130或131之一、或者与壳体115配对的电极124、126、128、130或131之一来采集第二心脏信号。

当ICD 10或ICD 110从外部设备40接收询问命令时，微处理器224控制遥测电路330来发射AF发作记录、AF负担信息、以及所存储的第一正常增益心脏信号和第二较高增益心脏信号。所述外部设备被配置为生成对患者的AF数据的显示，以便为临床医生提供有价值的诊断信息从而支持治疗决策过程。

如果未检测到AF，框802的“否”分支，则在框820处，微处理器224可能正检测到VT或VF。如果未检测到VT或VF，框820的“否”分支，则在框802和820处，微处理器224继续监测心脏快速性心律失常。如果在框802处未检测到AF但微处理器224正检测到VT或VF，框820的“是”分支，则在框822处存储VT或VF发作记录，所述发作记录可以包括心率、持续时间、开始时间、结束时间、所递送治疗和结果等。在框824处，对在所检测到的发作期间采集的具有正常增益的第一心脏信号的片段进行存储。处于正常增益的第一心脏信号可以是如以上描述的提供R波形态和RRI的高级视图的远场或相对全局信号，并且可以是在框808处响应于AF检测而存储的、具有相同增益的同一信号。在框826处，以正常增益来存储第三心脏电信号。

所述第三心脏电信号可以是利用与在框808和810处存储的第一或第二心脏电信号中任一者不同的感测向量来采集的近场或相对局部信号。例如，在框826处存储的第三心脏信号可以是使用图1中示出的系统1的RV尖端电极28和RV环形电极30来采集的EGM信号。在图2A的系统100中，在框826处存储的心脏信号可以是使用感测电极128和130来采集的ECG信号。第三心脏电信号是以正常增益来存储的但是使用近场或局部心室感测向量来采集的，所述感测向量可以用于当检测到VT或VF且未检测到房性快速性心律失常时生成对高质量心室信号的显示。

以此方式，ICD 10或ICD 110取决于检测到房性快速性心律失常(具有或不具有并发的SVT、VT或VF)还是检测到室性快速性心律失常(不具有并发的AF检测)来提供对存储数据的唯一响应。对高增益心脏电信号进行存储并且发射至外部设备40以向临床医生进行显示为临床医生提供了关于检测到的AF发作的有价值诊断信息。当与室性快速性心律失常检测同时检测到AF发作时，可以确认导致这两种检测的事件之间的关系。然而，当仅检测到室性快速性心律失常时，对近场或局部心室信号的存储和发射可以为临床医生提供关于室性节律的重要信息。

在一些示例中，微处理器224通过选择将哪些心脏电信号如上所述的那样进行存储来对AF检测作出响应，并且将具有正常增益和范围的信号发射至外部设备40。外部设备40的处理器52可以在用户显示器54上自动地生成显示，所述显示包括用于观察P波的第一高增益、低范围信号以及用于观察R波的削波的第二正常增益、正常范围信号。

图13是由诸如包括ICD 10和引线16或ICD 100和引线116的系统等植入式医疗设备系统执行的方法的流程图900，所述方法用于自动地调整为了检测诸如AF等房性快速性心律失常所需的检测阈值。检测阈值可以是为了检测房性快速性心律失常发作由ICD的感测电路系统接收的心脏电信号所必须对应于或被分类为房性快速性心律失常的最小持续时间。在一些房性快速性心律失常检测算法中，此检测阈值可以被定义为时间间期。在其他示例中，所述检测阈值可以被定义为为了检测AF发作(例如，如总体上结合图9、图10和图11所描述的)需要被分类为AF的预定时间段的阈值数量。在本文提供的说明性示例中，这些时间段为两分钟长，并且为了检测AF发作而需要被分类为AF的时间段阈值数量为三个时间段。换言之，为了检测AF，心脏电信号的至少六分钟的总持续时间需要对应于AF，例如，基于AF分数和其他因素而被分类为AF。这六分钟不一定是连续的，因为未分类的一个或多个两分钟时间段可以发生在被分类为AF的三个时间段之间。在图13的流程图中，ICD 10或110的微处理器224可以通过对为了检测AF发作所需被分类为AF的时间段数量进行调整来自动地调整检测阈值。例如，微处理器224可以被配置为通过调整应用于AF事件计数器的计数阈值来自动地调整检测阈值，所述AF事件计数器用于对被分类为AF的时间段数量进行计数(参见图11的框706和718)。

在框902处，微处理器224可以设置初始检测阈值。例如，所述初始检测阈值可以是三个两分钟时间段，心脏电信号的六分钟总持续时间被分类为AF。检测阈值通常可以表示心脏信号需要呈现AF节律的最小持续时间，并且取决于在ICD 10或110中实施的特定AF检测算法，可以被表示为例如6分钟的时间间期而不是对被分类为AF的时间段数量进行计数的AF事件计数器的值。初始检测阈值可以设置为相对较低的值，以便实现用于检测AF发作的相对较高灵敏度。以此方式，不知道要经历AF的患者、或针对给定患者已知AF或AF负担的特性，将以相对较高的灵敏度初始地检测到AF发作，例如，在ICD植入之后开始。

在框904处，ICD 10或110的处理器224根据所实施的AF检测算法使用初始检测阈值来监测心律。例如，可以根据以上结合图5至图11所描述的技术来监测心律，以便基于被分类为AF的n个时间段(例如，三个时间段)的初始检测阈值来检测AF发作。如果在框906处基于初始检测阈值检测到AF，框906的“是”分支，则在框908处增大AF发作计数器。

在框910处，微处理器224判定检测阈值调整标准是否被满足。在框910处，可以通过将AF发作计数器与AF监测阈值计数进行比较来进行此判定。如果在框910处基于初始检测阈值而检测到的AF发作的计数尚未达到AF监测阈值计数，则在框904处，ICD使用初始检测阈值继续监测心律。

在一个示例中，在框910处应用的AF监测阈值计数是基于初始检测阈值而检测到的三个AF发作的计数。如果AF发作计数尚未达到三个检测到的AF发作的值，则在框904处，继续使用初始检测阈值来监测心律。继续使用相对较灵敏的AF检测阈值(例如被分类为AF的时间段的相对较短的总持续时间或数量)来检测AF发作，以便标识患者经历AF的可能性和频率。

在其他示例中，在框910处应用于检测到的AF发作的检测阈值调整标准可以包括所检测到AF发作的频率和/或持续时间。例如，可能需要在预定时间段内达到阈值计数。在一个示例中，可能需要在30天内检测到至少五次AF发作，以便在框910处满足检测阈值调整标准。在另一个示例中，可能需要至少一个所检测到的AF发作的发作持续时间大于预定阈值持续时间，例如，至少10分钟。在又另一个示例中，在框910处应用的检测阈值调整标准可以基于AF负担阈值。例如，在框910处的标准可能要求在预定时间段内基于初始检测阈值而检测到的AF发作的总计发作持续时间满足AF负担阈值。例如，可能需要检测到的AF发作的总计发作持续时间在24小时的时期内达到至少15分钟的累积持续时间。

检测阈值调整标准可以包括多种标准，并且当满足所述标准中的任何一种标准时，可以对所述检测阈值进行调整。在一个示例中，调整标准可以包括第一阈值数量个所检测到的AF发作、在预定时间间期内检测到的第二阈值数量个发作、阈值发作持续时间、和/或阈值AF负担。如果达到这些阈值中的任何一个阈值，则可以对所述检测阈值进行调整。为了说明，在以下情况下，可以满足检测阈值调整标准：如果AF发作计数器达到5个检测到的AF发作的总计数；如果AF发作计数器在30天内达到3个检测到的AF发作的计数；如果检测到的AF发作具有至少10分钟的发作持续时间；或者如果AF负担在24小时内已达到至少15分钟的累积AF发作持续时间。检测到的AF发作的数量、检测到的AF发作的频率、检测到的AF发作的最大发作持续时间、和/或AF负担可以单独或以任何组合用于在框910处判定检测阈值调整是否被满足。以上给定阈值的示例值旨在本质上是说明性的并且没有预期限制。可以基于本文给出的示例设想多种标准的组合的众多其他示例以及相应阈值。

如果在框910处，所检测到的AF发作满足检测阈值调整标准，则在框912处，微处理器224对检测阈值进行调整。检测阈值可以被调整为大于或小于初始检测阈值的值。在一个示例中，对检测阈值进行调整，以便通过增加检测AF发作所需的AF分类时间段的最小持续时间或数量来减小对检测AF的灵敏度。例如，如果初始检测阈值是三个两分钟时间段，则经调整检测阈值可以是为了检测AF发作而需要被分类为AF的五个两分钟时间段。对AF检测的减小的灵敏度可以避免错误AF检测并且减少被存储在ICD的存储器中、需要由临床医生进行回顾或验证的数据所针对的AF发作的数量，从而减轻临床医生负担，同时仍然捕获重要的AF发作数据。

在框914处，ICD 10或110监测心律以便根据所实施的AF检测方案(例如，如结合图5至图11所描述的)使用经调整检测阈值来检测AF。AF检测阈值的较长持续时间(例如，五个两分钟时间段而不是三个两分钟时间段)可以减小AF检测的灵敏度，但是可以增加针对对患者进行长期监测的AF检测特异性。

在其他示例中，在框912处，可以将AF检测阈值调整为增加AF检测灵敏度的较低值。在一些情况下，一旦基于较不灵敏的AF检测阈值在给定患者体内标识了AF，临床医生可能更偏好以较高的灵敏度来检测AF检测发作。在这种情况下，为了检测AF发作，AF检测阈值可以减小为较短的总持续时间、或较少的被分类为AF的时间段。

在框915处，微处理器224可以执行对检测到AF发作的响应。对AF发作检测的响应可以包括以下各项中的一项或多项：存储AF发作数据，所述数据可以包括在检测到的AF发作期间接收到的、心脏电信号的片段；更新AF负担；停止、延迟或调整治疗；和/或停止、延迟或调整室性快速性心律失常检测。

图14是根据另一个示例的用于自动地调整用于检测AF的检测阈值的方法的流程图920。框902至框912与图13的具有相同编号的框相对应。在响应于在框910处基于初始检测阈值检测到的一个或多个AF发作满足检测阈值调整标准而在框912处对检测阈值进行调整之后，在框916处开始监测时期。所述监测时期可以是用于控制检测阈值保持在经调整值多久的预定时间段。所述监测时期可以是预定数量个小时、天或周。在一个示例中，监测时期是90天。

在框922处，根据例如如以上结合图5至图11所描述的所实施的AF检测技术来监测心律。如果检测到AF发作导致AF发作计数器增大，框924的“是”分支，则在框928处，微处理器224可以判定第二检测阈值调整标准是否被满足。如果在框928处第二检测阈值调整标准未被满足，则微处理器返回至框922以继续使用在框912处设置的检测阈值来监测心律。

然而，在监测时期期间，当在框928处基于经调整检测阈值而进行的AF发作检测的数量和/或频率满足第二阈值调整标准时，可以根据在框912处设置的检测阈值来对AF检测阈值进行调整。例如，如果AF发作计数器达到使用经调整AF检测阈值而检测到的两个AF发作的计数，则在框930处可以再次对AF检测阈值进行调整。在另一个示例中，在框928处应用的第二检测阈值调整标准可以要求：在短于监测时期的预定时间段内检测到至少两次AF发作，例如，三十天内的两次AF发作检测。如果在监测时期期间发生所需频率的AF发作检测，则在框930处对AF检测阈值进行调整。第二检测阈值调整标准可以要求：基于经调整检测阈值的AF发作检测的阈值计数、基于经调整检测阈值的AF发作检测的阈值频率、等于或大于持续时间阈值的AF发作持续时间、等于或大于AF负担阈值的AF负担、或其任何组合。

AF检测阈值可以调整为较不灵敏以便增大AF检测的特异性。例如，可以增大检测AF所需的总持续时间，例如，从被分类为AF的10分钟或5个两分钟时间段到被分类为AF的20分钟的或10个两分钟时间段。在框930处对AF检测阈值进行调整之后，微处理器224返回至框916以开始新的监测时期。可以将用于跟踪在监测时期期间检测到的AF发作的数量的AF发作计数器重置为零。在框922处，微处理器224继续使用最近调整的AF检测阈值来监测心律。

在一些示例中，除了或替代在框930处对被分类为AF的时间段的总持续时间或数量进行调整之外，还可以在框930处对AF分数阈值进行调整。在对两分钟时间段进行分类时，AF分数阈值可设置为如结合图10所描述的第一值和第二值。在框930处，可以对第一AF分数阈值602和第二AF分数阈值604(在图10中示出)中的一者或两者进行调整，以用于对两分钟时间段进行分类。例如，AF分数阈值可以初始地设置成用于将初始时间段分类为AF的为50的第一阈值602，并且可以减小至为38的第二阈值604。在框930处，AF分数阈值可以增大到较不灵敏的设置，在所述设置中，第一阈值602被设置为60并且第二阈值604被设置为45。

如果在基于经调整AF检测阈值而检测到任何AF发作(框924的“否”分支)之前监测时期到期，框926的“是”分支，则微处理器224返回至框912并且将检测阈值(如果先前在框930处调整过)重置为用于在框912处进行慢性监测的先前检测阈值。例如，如果在框930处进行对AF检测阈值的第二调整并且在框916处开始新的监测时期，但是在框926处监测时期到期而在所述监测时期期间未检测到AF发作，则AF检测阈值返回至在框912处设置的第一经调整值。在以上给出的说明性示例中，初始检测阈值可以是在框902处设置的6分钟，其在框912处被调整为10分钟，并且可以在框930处再次被调整为20分钟。如果在AF检测阈值与心脏电信号的20分钟总持续时间被分类为AF相对应时在监测时期期间未检测到AF发作，则AF检测阈值可以调整回至10分钟持续时间(例如，5个两分钟的分类为AF的时间段)。

在一些情况下，如果在框926处监测时期到期，则将AF检测阈值调整回至之前的AF检测阈值。继续以上给出的说明性示例，如果AF检测阈值当前设置为被分类为AF的10分钟或5个两分钟时间段，则将AF检测阈值调整回至6分钟或3个两分钟时间段。在其他示例中，当监测时期到期且不存在AF检测时，代替返回至框912，所述过程可以返回至框902以将检测阈值设置为初始值，例如，在以上给出示例中的6分钟或3个两分钟时间段。

虽然在图14的流程图920中没有明确示出，但是应当理解的是，在框906和/或框924处检测到AF发作时，微处理器224可以控制ICD来提供如以上结合图13的框915所描述的对AF发作检测的响应、或结合图11的框721所描述的任何AF发作检测响应。

图15是根据另一个示例的用于通过心脏医疗设备来检测AF并确定AF负担的方法的流程图950。以上所描述的用于调整AF检测阈值的技术可以用于控制对AF发作的检测，以便提供以下响应：存储诸如心脏信号片段等AF发作数据，例如，如结合图12所描述的。然而，可以由ICD 10或ICD 110基于不可自动调整的不同AF检测阈值来进行其他AF发作检测响应。可以由ICD10或ICD 110进行的对检测到AF发作的其他响应可以包括确定AF负担。可以通过对在24小时时期或其他预定时间段上检测到的所有AF发作的AF发作持续时间进行求和来确定AF负担。在一些情况下，与用于检测存储心脏电信号片段所针对的AF发作的AF检测阈值相比，使用不同的AF检测阈值来检测AF发作以确定AF负担。

在流程图950中，框902、904、906、908和910与以上结合图13的流程图900所描述的具有相同编号的框相对应。然而，除了在框908处增大AF发作计数之后在框910处判定检测阈值调整标准是否被满足之外，在框909处，可以由微处理器224通过对在框906处检测到的AF发作的持续时间与先前在预定AF负担时间间期内检测到的任何AF发作的发作持续时间进行求和来更新AF负担。例如，可以针对每个连续的24小时时间间期或针对运行的24小时时间间期来确定和存储AF负担。在其他示例中，可以在另一个移动的预定时间间期上确定AF负担。

如果在框910处检测阈值调整标准被满足，如以上结合图13所描述的，则在框952处对用于AF发作存储的检测阈值进行调整。在框952处的对检测阈值的调整可以是增加总持续时间，例如，所述总持续时间被定义为如以上结合图13至图14所描述的被分类为AF的两分钟时间段的数量。例如，用于触发AF发作存储的检测阈值可以从心脏电信号的被分类为AF的6分钟(或3个两分钟时间段)调整到10分钟(或5个两分钟时间段)。

然而，用于更新AF负担的检测阈值可以保持与在框902处设置的初始检测阈值相同，或者被调整为与在框952处针对AF发作存储而设置的检测阈值不同的检测阈值。在框954处，对用于更新AF负担的检测阈值进行设置。在一些情况下，将用于更新AF负担的检测阈值设置或维持在比在框952处针对发作存储而设置的检测阈值更灵敏的设置。例如，用于更新AF负担的检测阈值可以保持在被分类为AF的6分钟或3个两分钟时间段的计数，并且在框952处针对发作存储而设置的检测阈值被设置为被分类为AF的10分钟或5个两分钟时间段的计数的相对较不灵敏设置。以此方式，以相对较高的灵敏度且相对较低的特异性来确定AF负担，同时以比针对更新AF负担所检测到的AF发作相对更高的特异性且相对更低的灵敏度来检测可以被存储以供临床医生进行回顾的AF发作。

当基于在框954处设置的检测阈值(或保持与初始检测阈值相同)在框956处检测到AF发作时，在框958处确定检测到的发作的持续时间。可以使用以上结合图9和图10所描述的方法来确定检测到的发作的持续时间。在框960处，微处理器224使用确定的发作持续时间来更新AF负担。可以对所述发作持续时间与自从AF负担时间段开始以来(例如，自从24小时时间段开始以来)已检测到的(多个)先前AF发作的(多个)持续时间进行求和。

通过返回至框956以等待基于在框954处设置的检测阈值而检测到的下一AF发作，来继续在框960处的更新AF负担的过程。在一些示例中，用于检测用于更新AF负担的AF发作的检测阈值可以不由微处理器224来自动调整，并且可以保持固定在框902处设置的初始检测阈值或者设置为用户编程的值。在其他示例中，在框910处检测阈值调整标准被满足之后，在框954处，可以根据在框902处设置的初始检测阈值来调整用于更新AF负担的检测阈值一次，并且不再次进行调整。在仍其他示例中，可以采用以上结合图13和图14所描述的方式基于调整标准被满足来将用于更新AF负担、存储诸如心脏电信号片段等AF发作数据和/或提供对由ICD进行的AF检测的其他响应的检测阈值调整为期望值。

然而，在图15的示例中，在框952处将检测阈值调整为比在框954处针对更新AF负担而设置的AF检测阈值相对较不灵敏的设置。在框652处设置的经调整检测阈值用于检测心脏信号片段被存储在RAM 226(或诸如本文先前给出的示例等其他计算机可读存储介质)中所针对的AF发作。流程图950的框916、922、924、926和928可以与以上结合图14所描述的具有相同编号的框相对应。在流程图950的过程中，微处理器224可以被配置为通过在框925处更新所存储AF发作数据来提供对在框924处检测到的AF发作的响应。以下结合图16描述了用于更新存储在ICD 10或110的RAM 224中的AF发作数据的方法。

在框960处，当在框928处第二AF检测阈值调整标准被满足时，可以对检测阈值进行调整。在框960处执行的调整可以与结合图14的框930所描述的调整相对应，例如，与用于检测AF的较不灵敏设置相对应，但是在图15的示例中，在框960处调整的检测阈值仅应用于检测在框925处触发AF发作数据存储的AF发作，并且不用于检测触发其他AF检测响应(诸如导致更新AF负担)的AF发作。

图16是根据一个示例的用于通过存储AF发作数据来对AF发作检测进行响应的方法的流程图980。在框982处，检测到AF发作。在框982处对AF发作的检测可以基于初始AF检测阈值，例如，在框906处基于在图13、图14或图15中的任一者的框902处设置的初始检测阈值而进行的检测。在其他实例中，在框982处的AF发作检测可以是在图13的框914处的心律监测期间基于经调整AF检测阈值而进行的AF检测。可以在图13的框915处执行流程图980的用于更新检测到的AF发作存储的过程。

在其他示例中，在框982处的AF发作检测是如上结合图14和图15所描述的在框924处响应于经调整AF检测阈值而进行的AF检测。换言之，根据流程图980用于更新存储在ICD10或110的存储器中的AF发作的过程可以在基于初始AF检测阈值和/或基于已经针对AF监测和AF发作存储调整的AF检测阈值而检测到AF的任何时间执行。应当理解的是，当针对触发AF发作数据存储而设置了不同的AF检测阈值时，可以在图16的框982处忽略如结合图15所描述的在框956处基于专门针对更新AF负担而设置的AF检测阈值所检测到的AF发作。

在框984处，确定在框982处检测到的AF发作的持续时间。例如，可以在框984处使用以上结合图10所描述的任何方法来确定AF发作持续时间。在框986处，微处理器224判定分配用于AF发作存储的存储器仓是否已满。如果否，则在框992处将在检测到的AF发作期间采集的心脏信号片段存储在ICD存储器中，例如RAM 226。在一些示例中，可以为多个AF发作持续时间或发作持续时间范围分配预定数量个仓。每个发作持续时间或持续时间范围可以具有被分配用于存储此特定持续时间或持续时间范围的发作的多个仓。例如，可以分配三个仓用于存储具有等于或大于初始检测阈值但小于经调整检测阈值的发作持续时间的AF发作，并且可以分配三个仓用于存储具有等于或大于经调整检测阈值的持续时间的AF发作。

在以上给出的示例中，可以分配三个仓用于存储在具有至少为6分钟或3个两分钟时间段的初始检测阈值但小于为10分钟或5个两分钟时间段的经调整检测阈值的发作持续时间的AF发作期间采集的心脏电信号片段。可以分配三个其他仓用于存储在具有至少为10分钟或5个两分钟时间段的经调整检测阈值的发作持续时间的AF发作期间采集的心脏电信号片段。以此方式，可以针对使用6分钟检测阈值检测到的、并且具有小于10分钟的发作持续时间的多达三个AF发作中的每个AF发作来存储心脏电信号片段，并且可以针对具有等于或大于10分钟的发作持续时间的多达三个AF发作中的每个AF发作来存储心脏电信号片段，而不管用于检测AF发作的检测阈值如何。

在其他示例中，可以根据用于检测AF发作的检测阈值来分配存储器仓。例如，可以分配三个仓用于存储在基于初始检测阈值而检测到的AF发作期间采集的心脏电信号片段，并且可以分配三个仓用于存储在基于经调整检测阈值而检测到的AF发作期间采集的心脏电信号片段。可以为当对检测阈值进行两次或更多次调整时使用的每个检测阈值分配附加仓。

在框984处确定的发作持续时间可以用于判定在框992处将心脏电信号片段写入哪个仓。将心脏电信号片段写入被分配给与所确定的发作持续时间匹配或包括所确定的发作持续时间的发作持续时间或范围的仓。在其他示例中，用于检测AF发作的检测阈值被用于判定在框992处将心脏电信号片段写入哪个仓。将心脏电信号片段写入被分配给用于检测AF发作的检测阈值的仓。

如果被分配给相应AF发作持续时间或检测阈值的仓未满，框986的“否”分支，则将心脏电信号片段写入为此AF发作持续时间或检测阈值分配的任何未被占用的仓。如果为相应发作持续时间或检测阈值分配的仓已满，框986的“是”分支，则在框988处，微处理器224判定当前检测到的AF发作是否具有长于任何当前存储的AF发作的发作持续时间。如果针对具有比最近检测到的AF发作更长的发作持续时间的AF发作存储了心脏电信号片段，则如框990所指示的那样，不会覆写针对最长持续时间AF发作所存储的数据。在框992处覆写为最近检测到的AF发作的相应持续时间或检测阈值分配的另一个被占用仓，以便存储与最近检测到的AF发作相对应的心脏电信号片段。被覆写的仓可以是存储有最旧AF发作数据的仓，使得在先进先出的基础上存储心脏电信号片段(以及任何其他AF发作数据)，不同之处在于，无论新旧如何，当检测到较新的AF发作时，通过不覆写针对最长持续时间AF发作而存储的数据来保留针对最长持续时间AF发作而存储的AF发作心脏信号片段。以此方式，无论在多久之前检测到最长的发作，针对最近发生的AF发作的数据以及针对具有最长发作持续时间的AF发作的数据二者都被累积在ICD存储器中。

如果最近检测到的AF发作具有比任何所存储发作更长的发作持续时间，框988的“是”分支，则通过覆写为相应发作持续时间或检测阈值分配的仓中的最旧数据，在框992处对心脏电信号片段进行存储。应当认识到，当由例如外部设备40(示出在图1中)等外部设备对ICD 10或110进行询问时，可以将存储在所有仓中的数据发射至外部设备，并且可以清除被分配用于存储AF发作数据的所有仓。

当使用图16的方法来控制响应于AF发作检测对心脏信号片段的存储时，使用已经被增大用于实现相对更高的特异性及相对更低的灵敏度的经调整AF检测阈值所检测到的AF发作促进了对真实AF发作的存储。减小了存储与错误AF发作相对应的数据的可能性，由此减轻了临床医生在回顾与真实AF发作不对应的AF发作数据时所承担的负担。

虽然本文所公开的示例主要涉及对AF的检测，但是设想的是，可以利用本公开的技术的各方面来检测诸如心房扑动和房性心动过速等其他房性快速性心律失常发作并对其进行响应。

因此，在前述说明中已经参照特定示例呈现了用于检测房性快速性心律失常并对其进行响应的装置和方法。应当理解的是，在不背离以下权利要求书的范围的情况下，可以对所参考的示例作出各种修改，包括：修改所执行的步骤的顺序和/或修改本文中所呈现的流程图中所示出的操作的组合。

以下编号示例展示了本公开的一个或多个方面。

示例1.一种通过医疗设备来检测房性快速性心律失常发作的方法，所述方法包括：经由耦合至所述医疗设备的感测电路系统的多个电极来获得所感知的心脏电信号；确定所述心脏电信号的被分类为房性快速性心律失常的持续时间；确定所述持续时间大于或等于第一检测阈值；由所述医疗设备的处理器响应于所述持续时间大于或等于所述第一检测阈值而检测到第一房性快速性心律失常发作；至少基于所检测到的第一房性快速性心律失常发作来确定检测阈值调整标准被满足；以及响应于所述检测阈值调整标准被满足而将所述第一检测阈值调整至不同于所述第一检测阈值的第二检测阈值。

示例2.如示例1所述的方法，其中，检测到所述第一房性快速性心律失常发作包括：标识所述心脏电信号中伴随心室去极化的R波；根据在多个预定时间段上标识的所述R波来确定分类因素；基于对所确定的分类因素与分类标准进行的比较，将所述多个预定时间段中的每一个分类为房性快速性心律失常、非房性快速性心律失常或未分类之一；以及确定所述多个预定时间段中被分类为房性快速性心律失常的预定时间段数量的计数；响应于所述计数达到时间段阈值数量而检测到所述房性快速性心律失常发作。

示例3.如示例1至2中任一项所述的方法，其中，调整所述第一检测阈值包括增大以下持续时间阈值：为了检测到所述房性快速性心律失常，所述心脏电信号的被分类为所述房性快速性心律失常的所述持续时间所必须等于或大于的持续时间阈值。

示例4.如示例1至3中任一项所述的方法，其中，所述检测阈值调整标准包括比所述第一检测阈值长的预定持续时间阈值，并且进一步其中，确定所述检测阈值调整标准被满足包括：确定所述第一房性快速性心律失常发作的发作持续时间，确定所述第一房性快速性心律失常发作的所述发作持续时间大于或等于所述预定持续时间阈值；以及当所述发作持续时间等于或大于所述预定持续时间阈值时，确定所述检测阈值调整标准被满足。

示例5.如示例1至4中任一项所述的方法，其中，所述检测阈值调整标准包括基于所述第一检测阈值检测到预定数量个房性快速性心律失常发作，并且进一步其中，确定所述检测阈值调整标准被满足包括：确定基于所述第一检测阈值而检测到的房性快速性心律失常发作的计数；以及确定所述计数达到所述预定数量；当所述计数达到所述预定数量时，确定所述检测阈值调整标准被满足。

示例6.如权利要求5所述的方法，进一步包括：确定所述计数在预定时间段内达到所述预定数量；并且确定所述检测阈值调整标准被满足包括：当所述计数在预定时间段内达到所述预定数量时确定所述检测阈值调整标准被满足。

示例7.如示例1至6中任一项所述的方法，进一步包括响应于以下各项中的至少一项来确定所述检测阈值调整标准被满足：基于所述第一检测阈值而检测到的所述第一房性快速性心律失常发作的发作持续时间大于预定发作持续时间；基于所述第一检测阈值检测到第一预定数量个房性快速性心律失常发作；基于所述第一检测阈值在预定时间段内检测到第二预定数量个房性快速性心律失常发作；或者房性快速性心律失常负担超过房性快速性心律失常负担阈值，所述方法包括：通过对根据基于所述第一检测阈值检测到的多个房性快速性心律失常发作而确定的多个发作持续时间进行求和来确定所述房性快速性心律失常负担。

示例8.如示例1至7中任一项所述的方法，进一步包括：在基于所述第二检测阈值未检测到房性快速性心律失常发作的情况下检测预定时间段的到期；当所述预定时间段到期而基于所述第二检测阈值未检测到房性快速性心律失常发作时，将所述第二检测阈值调整回至所述第一检测阈值。

示例9.如示例1至8中任一项所述的方法，进一步包括：基于所述第二检测阈值来检测至少一个房性快速性心律失常发作；响应于基于所述第二检测阈值而检测到的所述至少一个房性快速性心律失常发作，判定第二检测阈值调整标准是否被满足；以及响应于所述第二检测阈值调整标准被满足，将所述第二检测阈值调整至大于所述第二检测阈值的第三检测阈值。

示例10.如示例1至9中任一项所述的方法，进一步包括：将在所述第一房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的片段存储在所述医疗设备的存储器中；以及将所述片段发射至外部设备，以便生成对所述心脏电信号片段的显示。

示例11.如示例1至10中任一项所述的方法，进一步包括：确定所述心脏电信号的被分类为所述房性快速性心律失常的第二持续时间；当所述第二持续时间大于或等于所述第二检测阈值时，确定所述第二持续时间大于或等于检测到第二房性快速性心律失常发作的所述第二检测阈值；响应于检测到所述第二房性快速性心律失常发作，将所述心脏电信号的片段存储在所述医疗设备的存储器中。

示例12.如示例1至11中任一项所述的方法，进一步包括：设置第三检测阈值；在基于所述第二检测阈值来监测房性快速性心律失常发作的同时，基于所述第三检测阈值来监测房性快速性心律失常发作；响应于基于所述第三检测阈值而检测到房性快速性心律失常发作，确定房性快速性心律失常负担；以及对在基于所述第二检测阈值检测到的房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的片段进行存储。

示例13.如示例1至12中任一项所述的方法，进一步包括：将多个存储器仓分配给多个发作持续时间范围中的每个发作持续时间范围；确定所述第一房性快速性心律失常发作的第一发作持续时间；将在所述第一房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的片段存储在所述多个存储器仓中被分配给所述发作持续时间范围中包括所述第一发作持续时间或所述第一检测阈值之一的发作持续时间范围的存储器仓中；基于所述心脏电信号的被分类为所述房性快速性心律失常的第二持续时间等于或大于所述第二检测阈值而检测到第二房性快速性心律失常发作；确定所述第二房性快速性心律失常发作的第二发作持续时间；以及将在所述第二房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的第二片段存储在所述多个存储器仓中被分配给所述发作持续时间范围中包括所述第二发作持续时间或所述第二检测阈值之一的发作持续时间范围的存储器仓中。

示例14.如权利要求13所述的方法，进一步包括：将所述第二发作持续时间与先前基于所述第一检测阈值或所述第二检测阈值之一检测到的房性快速性心律失常发作的最长发作持续时间进行比较；将所述第二片段存储在所述多个存储器仓中当前未被在所述最长发作持续时间期间存储的、所述心脏电信号的第三片段占用的存储器仓中。

示例15.如示例1至14中任一项所述的方法，进一步包括：经由耦合至所述医疗设备的经静脉引线承载的电极来接收所述心脏电信号。

示例16.如示例1至15中任一项所述的方法，进一步包括：经由耦合至所述医疗设备的植入式心血管外电极来接收所述心脏电信号。

示例17.如示例1至16中任一项所述的方法，进一步包括提供对检测到所述房性快速性心律失常发作的响应，所述响应包括以下各项中的至少一项：停止治疗；调整治疗；递送治疗；触发患者通知系统；经由遥测电路来发射数据以便警告临床医生；经由遥测电路来发射数据以便警告患者；和/或触发第二信号采集或分析。

Claims (15)

1.一种用于检测房性快速性心律失常发作的医疗设备系统，所述医疗设备系统包括：

感测电路系统，所述感测电路系统被配置为从耦合至所述感测电路系统的多个电极接收心脏电信号；以及

处理器，所述处理器被配置为：

响应于所述心脏电信号的被分类为房性快速性心律失常的持续时间大于或等于第一检测阈值而检测到第一房性快速性心律失常发作；

至少基于所检测到的第一房性快速性心律失常发作来判定检测阈值调整标准是否被满足；并且

响应于所述检测阈值调整标准被满足而将所述第一检测阈值调整至不同于所述第一检测阈值的第二检测阈值。

2.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器被配置为通过以下操作来检测所述第一房性快速性心律失常发作：

标识所述心脏电信号中伴随心室去极化的R波；

根据在多个预定时间段上标识的所述R波来确定分类因素；

基于对所确定的分类因素与分类标准进行的比较，将所述多个预定时间段中的每一个分类为房性快速性心律失常、非房性快速性心律失常或未分类的其中之一；并且

响应于所述多个预定时间段中被分类为房性快速性心律失常达到时间段阈值数量而检测到所述房性快速性心律失常发作。

3.如权利要求1至2中任一项所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为通过增大持续时间阈值来调整所述检测阈值：为了检测所述房性快速性心律失常，所述心脏电信号的被分类为所述房性快速性心律失常的所述持续时间所必须等于或大于该持续时间阈值。

4.如权利要求1所述的系统，其中：

所述检测阈值调整标准包括比所述第一检测阈值长的预定持续时间阈值；并且

所述处理器被配置为通过以下操作来确定所述检测阈值调整标准被满足：

确定所述第一房性快速性心律失常发作的发作持续时间，

将所述发作持续时间与所述预定持续时间阈值进行比较；并且

基于所述发作持续时间等于或大于所述预定持续时间阈值来确定所述检测阈值调整标准被满足。

5.如权利要求1所述的系统，其中：

所述检测阈值调整标准包括基于所述第一检测阈值检测到预定数量个房性快速性心律失常发作；并且

所述处理器进一步被配置为通过以下操作来确定所述检测阈值调整标准被满足：

确定基于所述第一检测阈值而检测到的房性快速性心律失常发作的计数；并且

响应于所述计数达到所述预定数量，确定所述检测阈值调整标准被满足。

6.如权利要求5所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为响应于所述计数在预定时间段内达到所述预定数量而确定所述检测阈值调整标准被满足。

7.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为响应于以下各项中的至少一项来确定所述检测阈值调整标准被满足：

基于所述第一检测阈值而检测到的所述第一房性快速性心律失常发作的发作持续时间大于预定发作持续时间；

基于所述第一检测阈值检测到第一预定数量个房性快速性心律失常发作；

基于所述第一检测阈值在预定时间段内检测到第二预定数量个房性快速性心律失常发作；或者

房性快速性心律失常负担超过房性快速性心律失常负担阈值，所述处理器被配置为通过对根据基于所述第一检测阈值检测到的多个房性快速性心律失常发作而确定的多个发作持续时间进行求和来确定所述房性快速性心律失常负担。

8.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为：

响应于预定时间段到期而基于所述第二检测阈值未检测到房性快速性心律失常发作，将所述第二检测阈值调整回至所述第一检测阈值。

9.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为：

基于所述第二检测阈值来检测至少一个房性快速性心律失常发作；

响应于基于所述第二检测阈值而检测到的所述至少一个房性快速性心律失常发作，判定第二检测阈值调整标准是否被满足；并且

响应于所述第二检测阈值调整标准被满足，将所述第二检测阈值调整至大于所述第二检测阈值的第三检测阈值。

10.如权利要求1所述的系统，进一步包括：

存储器，所述存储器耦合至所述处理器；以及

遥测电路，所述遥测电路耦合至所述处理器和所述存储器，并且被配置为将存储在所述存储器中的心脏电信号数据发射至外部设备；

其中，所述处理器被配置为：

将在所述第一房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的片段存储在所述存储器中；并且

控制所述遥测电路将所述片段发射至所述外部设备，以便生成对所述心脏电信号片段的显示。

11.如权利要求1所述的系统，进一步包括耦合至所述处理器的存储器，其中，所述处理器进一步被配置为：

基于所述心脏电信号的被分类为所述房性快速性心律失常的第二持续时间等于或大于所述第二检测阈值而检测到第二房性快速性心律失常发作；

响应于检测到所述第二房性快速性心律失常发作，将所述心脏电信号的片段存储在所述存储器中。

12.如权利要求11所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为：

设置第三检测阈值；

在基于所述第二检测阈值来监测房性快速性心律失常发作的同时，基于所述第三检测阈值来监测房性快速性心律失常发作；

响应于基于所述第三检测阈值而检测到房性快速性心律失常发作，确定房性快速性心律失常负担；并且

对在基于所述第二检测阈值检测到的房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的片段进行存储。

13.如权利要求1所述的系统，进一步包括耦合至所述处理器的存储器，其中，所述处理器进一步被配置为：

将所述存储器的多个存储器仓分配给多个发作持续时间范围中的每一个发作持续时间范围；

确定所述第一房性快速性心律失常发作的第一发作持续时间；

将在所述第一房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的片段存储在所述多个存储器仓中被分配给所述发作持续时间范围中包括所述第一发作持续时间或所述第一检测阈值之一的发作持续时间范围的存储器仓中；

基于所述心脏电信号的被分类为所述房性快速性心律失常的第二持续时间等于或大于所述第二检测阈值而检测到第二房性快速性心律失常发作；

确定所述第二房性快速性心律失常发作的第二发作持续时间；并且

将在所述第二房性快速性心律失常发作期间接收到的、所述心脏电信号的第二片段存储在所述多个存储器仓中被分配给所述发作持续时间范围中包括所述第二发作持续时间或所述第二检测阈值之一的发作持续时间范围的存储器仓中。

14.如权利要求13所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为：

将所述第二发作持续时间与先前基于所述第一检测阈值或所述第二检测阈值之一检测到的房性快速性心律失常发作的最长发作持续时间进行比较；

将所述第二片段存储在所述多个存储器仓中当前未被在所述最长发作持续时间期间存储的、所述心脏电信号的第三片段占用的存储器仓中。

15.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器进一步被配置为提供对检测到所述房性快速性心律失常发作的响应，所述响应包括以下各项中的至少一项：

控制所述系统内的治疗电路系统停止治疗、调整治疗、或者递送治疗；

控制患者通知系统生成患者警告；

经由遥测电路来发射数据以便警告临床医生或患者；和/或

触发第二信号采集或分析。

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