CN109561844A - 用于抑制室性快速性心律失常检测的基于心脏电信号总体形态的噪声检测 - Google Patents

Abstract

一种如心血管外植入式复律除颤器ICD等医疗设备系统通过第一感测通道来从第一心脏电信号中感测R波，并且响应于每个感知R波而存储第二心脏电信号的时间片段。所述医疗设备系统根据所述第二心脏电信号的时间片段确定与信号噪声关联的形态参数，基于所述信号形态参数来检测有噪声信号片段；并且响应于检测到阈值数量个有噪声信号片段而停止检测快速性心律失常发作。

Description

用于抑制室性快速性心律失常检测的基于心脏电信号总体形 态的噪声检测

技术领域

本公开总体上涉及一种用于检测心脏电信号中的噪声并响应于检测到噪声而停止室性快速性心律失常检测的医疗设备系统和方法。

背景技术

如心脏起搏器和植入式复律除颤器(ICD)等医疗设备通过由一根或多根医疗电引线携载的电极和/或医疗设备的壳体上的电极向患者的心脏提供治疗电刺激。所述电刺激可以包括如起搏脉冲或复律电击或除颤电击等信号。在一些情况下，医疗设备可以感测伴随心脏的固有去极化或起搏诱发的去极化的心脏电信号，并且基于感知心脏电信号来控制刺激信号到心脏的递送。在检测到如心动过缓、心动过速或纤颤等异常节律时，可以递送一个或多个适当的电刺激信号以便恢复或维持心脏的更正常节律。例如，ICD可以在检测到心动过缓或心动过速时向患者心脏递送起搏脉冲，或者在检测到心动过速或纤颤时向心脏递送复律电击或除颤电击。ICD可以感测心脏腔室中的心脏电信号，并且使用由经静脉医疗电引线携载的电极来向心脏腔室递送电刺激治疗。在心脏内所感知的心脏信号通常具有高信号强度和质量，以供用于可靠地感测心脏电事件，比如R波。在其他示例中，非经静脉引线可以耦合至ICD，在这种情况下，心脏信号感测对准确地感测心脏电事件提出了新的挑战。

发明内容

总体而言，本公开涉及用于检测噪声污染的心脏电信号片段并且响应于检测到有噪声信号片段而抑制(reject)室性快速性心律失常检测的技术。一种根据本文中公开的技术来进行操作的医疗设备系统可以确定在预期QRS信号宽度之外延长的心脏电信号片段的信号形态参数以便基于所述形态参数来标识有噪声信号片段。

在一个示例中，本公开提供了一种医疗设备，包括感测电路，所述感测电路具有第一感测通道，所述第一感测通道被配置为接收第一心脏电信号并且响应于所述第一心脏电信号越过感测幅度阈值而感测R波，并且所述感测电路具有第二感测通道，所述第二感测通道被配置为接收第二心脏电信号。所述第二感测通道经由不同于所述第一感测通道所使用的感测电极向量的感测电极向量来接收所述第二心脏电信号。所述医疗设备进一步包括存储器以及耦合至所述感测电路和所述存储器的控制电路。所述控制电路被配置为针对所述第一感测通道所感知的所述多个R波中的每一个而将所述第二心脏电信号的时间片段存储在所述存储器中。所述控制电路被配置为：针对多个所存储时间片段中的每一个，根据所述所存储时间片段确定与信号噪声关联的形态参数，并且基于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数来将对应的所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段。所述控制电路响应于将所述所存储时间片段中至少阈值数量个所存储时间片段检测为有噪声信号片段而停止检测快速性心律失常发作。

在另一个示例中，本公开提供了一种方法，包括：由医疗设备的感测电路的第一感测通道响应于第一心脏电信号越过感测幅度阈值而感测R波，所述第一心脏电信号是由所述第一感测通道经由耦合至所述医疗设备的第一感测电极向量接收到的；针对所述第一感测通道所感知的所述多个R波中的每一个而将第二心脏电信号的时间片段存储在存储器中，所述第二心脏电信号是经由耦合至所述医疗设备并且不同于所述第一感测电极向量的第二感测电极向量来接收到的。所述方法进一步包括：针对多个所存储时间片段中的每一个，根据所述所存储时间片段确定与信号噪声关联的形态参数，基于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数来将对应的所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段；以及响应于将所述所存储时间片段中至少阈值数量个所存储时间片段检测为有噪声信号片段而停止检测快速性心律失常发作。

在另一个示例中，本公开提供了一种非暂态计算机可读存储介质，包括一组指令，所述指令当由医疗设备的控制电路执行时使所述医疗设备：通过所述医疗设备的感测电路的第一感测通道响应于第一心脏电信号越过感测幅度阈值而感测R波，所述第一心脏电信号是由所述第一感测通道经由耦合至所述医疗设备的第一感测电极向量来接收到的；响应于所述第一感测通道所感知的所述多个R波中的每一个而将第二心脏电信号的时间片段存储在医疗设备存储器中，所述第二心脏电信号是由所述医疗设备的第二感测通道经由第二感测电极向量来接收到的；针对多个所存储时间片段中的每一个，根据所述所存储时间片段确定与信号噪声关联的形态参数并且基于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数来将对应的所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段；并且响应于将所述所存储时间片段中至少阈值数量个所存储时间片段检测为有噪声信号片段而停止检测快速性心律失常发作。

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1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统的概念图。

图2A至图2C是采用不同的植入配置而植入有图1A的心血管外ICD系统的患者的概念图。

图3是根据另一示例的具有电极配置的心血管外引线的远端部分的概念图。

图4是根据一个示例的图1A至图2C的ICD的示意图。

图5是根据一个示例的在图4的感测电路中所包括的电路系统的图示。

图6是可以包括在图5的感测电路中的陷波滤波器的衰减特性的曲线图。

图7是根据一个示例的由图1A至图2C的ICD执行的方法的流程图，所述方法用于感测和确认R波以用于快速性心律失常检测。

图8是可以应用于确认R波感知事件的经滤波心脏电信号和幅度比值阈值的图示。

图9是可以存储在图1A至图2C的ICD的存储器中的用于确认R波感知事件的幅度比值阈值的查找表的示例。

图10是根据一个示例的用于由ICD检测快速性心律失常的方法的流程图。

图11是根据另一个示例的用于由ICD检测快速性心律失常的方法的流程图。

图12是根据另一个示例的在图4的感测电路中所包括的电路系统的图示。

图13是根据又另一个示例的用于由ICD检测快速性心律失常的方法的流程图。

图14是由ICD执行的用于响应于总体形态抑制规则而停止室性快速性心律失常检测的方法的流程图。

图15、图16和图17是用于确定心脏电信号的可用于检测有噪声信号片段的总体形态参数的说明性方法的流程图。

图18是用于将图15、图16和图17的总体形态参数与有噪声片段检测标准进行比较并将心脏电信号片段检测为有噪声片段的方法的流程图。

图19是描绘时间片段的时序图，可以在该时间片段之上确定与基线噪声相关的形态参数、幅度参数和信号宽度参数，以用于确定相应时间段是否是有噪声片段。

图20是根据另一示例的用于将总体形态参数与噪声检测标准进行比较并将该片段检测为有噪声片段的方法的流程图。

具体实施方式

总体而言，本公开描述了用于在医疗设备系统中检测心脏电信号的噪声污染并且响应于检测到噪声而停止检测室性快速性心律失常的技术。所述医疗设备系统可以是能够感测心脏电信号的任何植入式或外部医疗设备，包括耦合至携载感测电极的心血管外、经静脉、心外膜或心包内引线的植入式起搏器、植入式复律除颤器(ICD)、心脏再同步治疗(CRT)设备或心脏监测器；具有基于壳体的感测电极的无引线起搏器、ICD或心脏监测器；以及耦合至外部电极、体表电极或皮肤电极的外部起搏器、除颤器或心脏监测器。

然而，这些技术是结合携载心血管外电极的植入式医疗引线来进行描述的。如本文所使用的，术语“心血管外(extra-cardiovascular)”是指在血管、心脏和包围患者心脏的心包外部的位置。由心血管外引线携载的植入式电极可以定位成在胸廓外(在胸腔和胸骨的外部)或在胸廓内(在胸腔或胸骨的下方)，但是通常不与心肌组织紧密接触。本文中公开的技术提供了一种用于检测使用心血管外电极获取的有噪声信号并且当标识出信号噪声时停止检测室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF)的方法。

图1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统10的概念图。图1A是植入在患者12体内的ICD系统10的正视图。图1B是植入在患者12体内的ICD系统10的侧视图。ICD系统10包括连接至心血管外电刺激和感测引线16的ICD 14。在能够提供除颤电击和/或复律电击以及起博脉冲的ICD系统10的背景下描述图1A和图1B。

ICD 14包括壳体15，所述壳体形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可以由如钛或钛合金等导电材料形成。壳体15可以充当电极(有时被称为金属壳电极)。壳体15可以用作用于递送复律/除颤(CV/DF)电击或使用高压治疗电路来递送的其他高压脉冲的有源金属壳电极。在其他示例中，壳体15可用于结合基于引线的阴极电极来递送单极低压心脏起搏脉冲并且用于结合基于引线的电极来感测心脏电信号。在其他实例中，ICD 14的壳体15可以包括壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的充当(多个)电极的(多个)外部部分可以涂覆有如氮化钛等材料。

ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或连接头)，所述连接器组件包括与壳体15交叉的电馈通件以便提供在引线16的引线体18内延伸的导体与包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如本文将进一步详细描述的，壳体15可以容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、电心脏信号感测电路系统、治疗递送电路系统、电源以及用于感测心脏电信号、检测心律并且控制和递送用于治疗异常心律的电刺激脉冲的其他部件。

引线16包括具有近端27和远端部分25的细长引线体18，所述近端包括被配置为连接至ICD连接器组件17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1A和图1B所示的示例中，引线16的远端部分25包括除颤电极24和26以及起搏/感测电极28、30和31。在一些情况下，除颤电极24和26可以一起形成除颤电极，因为它们可以被配置为被同时激活。可替代地，除颤电极24和26可以形成单独的除颤电极，在这种情况下，电极24和26中的每一个可以被独立激活。在一些实例中，除颤电极24和26耦合至电隔离导体，并且ICD14可以包括切换机构以允许电极24和26被用作单个除颤电极(例如，同时激活以形成公共阴极或阳极)或用作单独的除颤电极(例如，单独激活，一个作为阴极并且一个作为阳极；或者一次激活一个，一个作为阳极或阴极并且另一个保持不活跃，其中，壳体15作为有源电极)。

电极24和26(以及在一些示例中，壳体15)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24和26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积。然而，除了或代替高压刺激治疗，电极24和26以及壳体15还可以用于提供起博功能、感测功能或者起博功能和感测功能两者。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24和26限制成仅用于高压复律/除颤电击治疗应用。例如，电极24和26可以在起搏电极向量中用于递送如ATP脉冲等心血管外起搏脉冲和/或在感测向量中用于感测心脏电信号并检测VT和VF。

电极28、30和31是用于递送低压起搏脉冲并且用于感测心脏电信号的表面积相对较小的电极。电极28、30和31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阴极或阳极。在一些实例中，电极28、30和31可以仅提供起搏功能、仅提供感测功能或者提供这两者。

在图1A和图1B所示的示例中，电极28定位在除颤电极24的近端，并且电极30定位在除颤电极24与26之间。第三起搏/感测电极31可以定位在除颤电极26的远端。在图1A和图1B的示例中，电极28和30被展示为环形电极，并且电极31被展示为半球形尖端电极。然而，电极28、30和31可以包括多种不同类型的电极中的任何电极，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等，并且可以定位在沿引线16的远端部分25的任何位置处并且不限于所示位置。进一步地，电极28、30和31可以具有相似的类型、形状、尺寸和材料或者可以彼此不同。

引线16在胸腔32上方皮下地或肌肉下地从ICD 14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)居中地延伸。在靠近剑突20的位置处，引线16弯曲或转弯并且在胸腔和/或胸骨上方、基本上平行于胸骨22皮下地或肌肉下地向上延伸。尽管在图1A和图1B中被展示为侧向地与胸骨22偏移并且基本上平行于胸骨延伸，但是引线16可以植入在其他位置处，如在胸骨22上方、向胸骨22的右边或左边偏移、朝着左边或右边与胸骨22侧向成角度等。可替代地，引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径放置。心血管外引线16的路径可以取决于ICD 14的位置、由引线远端部分25携载的电极的安排和位置和/或其他因素。

导电体(未展示)从近端引线端27处的引线连接器延伸穿过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远端部分25定位的电极24、26、28、30和31。引线体18可以具有管状或圆柱形形状。在其他示例中，细长引线体18的远端部分25(或全部)可以具有扁平、带状或桨状形状。引线16的引线体18可以由包括硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当的材料在内的非导电材料形成并且被成形为形成所述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。

包含在引线体18内的细长导电体各自与可以是引线体内的单独对应绝缘导体的对应除颤电极24和26以及起搏/感测电极28、30和31电耦合。所述对应的导体经由包括与壳体15交叉的相关联电馈通件的连接器组件17中的连接将电极24、26、28、30和31电耦合至ICD 14的电路系统，诸如治疗递送电路和/或感测电路。导电体将治疗从ICD 14内的治疗递送电路传输至除颤电极24和26和/或起博/感测电极28、30和31中的一个或多个，并且将所感知的电信号从除颤电极24和26和/或起博/感测电极28、30和31中的一个或多个传输至ICD 14内的感测电路。

ICD 14可以经由包括电极28、30和/或31的组合的感测向量组合来获得与心脏8的电活动相对应的电信号。在一些示例中，在感测电极向量中ICD 14的壳体15与电极28、30和/或31中的一个或多个电极组合使用。ICD 14甚至可以使用包括一个或两个除颤电极24和/或26(例如，在电极24与26之间或电极24或26之一组合电极28、30、31中的一个或多个)和/或壳体15的感测向量来获得心脏电信号。

ICD 14对从感测向量中的一个或多个接收到的心脏电信号进行分析以便监测异常节律，如心动过缓、VT或VF。ICD 14可以对心率和/或心脏电信号的形态进行分析，从而根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种来监测快速性心律失常。在美国专利号7,761,150(Ghanem等人)中描述了用于检测快速性心律失常的一种示例技术。

ICD 14响应于检测到快速性心律失常(例如，VT或VF)而生成并递送电刺激治疗。ICD 14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。可以使用选自电极24、26、28、30、31和/或壳体15中的任何一者的心血管外起搏电极向量来递送ATP。起搏电极向量可以不同于感测电极向量。在一个示例中，在起搏/感测电极28与30之间以及在起搏/感测电极28或30之一与壳体15之间感知心脏电信号，并且在用作阴极电极的起搏/感测电极30与用作返回阳极电极的除颤电极24之间递送ATP脉冲。在其他示例中，可以在起搏/感测电极28与除颤电极24或26中任一者(或两者)之间或在除颤电极24与除颤电极26之间递送起搏脉冲。这些示例不旨在是限制性的，并且应当认识到可以根据个体患者需要来选择其他感测电极向量和起搏电极向量。

如果ATP未成功终止VT或者在检测到VF时，ICD 14可以经由除颤电极24和26中的一个或两个和/或壳体15来递送一个或多个复律或除颤(CV/DF)电击。ICD 14可以将电极24和26单独或一起用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送CV/DF电击。ICD14可以生成并且使用包括电极24、26、28、30和31以及ICD 14的壳体15中的一个或多个的起搏电极向量来递送如电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲等其他类型的电刺激脉冲。

图1A和图1B在本质上是说明性的并且不应当被认为是限制对本文所公开的技术的实践。在其他示例中，引线16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。起搏/感测电极28、30和/或31可以定位在沿着引线16的长度的其他地方。例如，引线16可以在除颤电极24与26之间包括单个起博/感测电极30并且在除颤电极26的远端或除颤电极24的近端不包括起搏/感测电极。在美国公开号2015/0306375(Marshall等人)和美国公开号2015/0306410(Marshall等人)中描述了可以结合本文所公开的心血管外起搏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。

ICD 14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12身体的左侧。在一些实例中，ICD14可以植入在患者12的左腋后线与左腋前线之间。然而，ICD 14可以植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 14可以植入在胸肌区中的皮下袋中。在这种情况下，引线16可以皮下地或肌肉下地从ICD14朝胸骨22的胸骨柄延伸并且皮下地或肌肉下地从胸骨柄向下弯曲或转弯并且延伸到期望位置。在又另一个示例中，ICD 14可以置于腹部。引线16同样可以植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2A至图2C描述的，引线16的远端部分25可以植入在胸骨下空间中在胸骨/胸腔下面。

外部设备40被示出为通过通信链路42与ICD 14进行遥测通信。外部设备40可以包括处理器、显示器、用户接口、遥测单元和用于与ICD 14通信以便经由通信链路42发射和接收数据的其他部件。可以使用如Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频带宽度等射频(RF)链路在ICD 14与外部设备40之间建立通信链路42。

外部设备40可以被具体化为在医院、诊所或外科医生办公室中用于从ICD14中检索数据并且对ICD 14中的操作参数和算法进行编程以用于控制ICD功能的编程器。外部设备40可以用于编程由ICD 14使用的R波感测参数、心律检测参数和治疗控制参数。ICD 14存储或获取的数据——包括生理信号或从其中导出的相关联数据、设备诊断结果以及所检测到的节律发作和所递送的治疗的历史——可以在询问命令之后由外部设备40从ICD 14中检索到。可替代地，外部设备40可以被具体化为家庭监护仪或手持设备。

图2A至图2C是植入有采用与图1A和图1B中所示的安排不同的植入物配置的心血管外ICD系统10的患者12的概念图。图2A是植入有ICD系统10的患者12的正视图。图2B是植入有ICD系统10的患者12的侧视图。图2C是植入有ICD系统10的患者12的横向视图。在这种安排中，系统10的心血管外引线16至少部分地植入在患者12的胸骨22下面。引线16皮下地或肌肉下地从ICD 14朝剑突20延伸，并且在靠近剑突20的位置处弯曲或转弯并且在前纵膈36内在胸骨下位置中向上延伸。

前纵膈36可以看作为侧向地由胸膜39、后向地由心包膜38并且前向地由胸骨22定界。在一些实例中，前纵膈36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵膈36包括一定量的疏松结缔组织(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16的远端部分25基本上在前纵膈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。

被植入成使得远端部分25基本上处于前纵膈36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。在图2A至图2C中展示的示例中，引线16基本上居中定位在胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可以被植入为使得其从胸骨22的中心侧向偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，使得引线16的远端部分25处于胸腔32(除了或代替胸骨22)下面/下方。在其他示例中，引线16的远端部分25可以被植入在包括胸膜腔在内的其他心血管外胸腔内位置中或者在心脏8的心包38的周界周围并在其附近但通常不在其内。在以上引用的专利申请中总体上公开了可以结合本文所描述的心脏起搏技术使用的其他植入位置以及引线和电极安排。

图3是概念图，展示了具有引线体18’的弯曲远端部分25’的图1A至图2C的心血管外引线16的另一示例的远端部分25’。引线体18’可以被形成为沿着远端部分25’具有弯曲、弯折、蜿蜒或锯齿形的形状。在所示示例中，除颤电极24’和26’沿着引线体18’的弯曲部分携载。起搏/感测电极30’携载在除颤电极24’与26’之间。起搏/感测电极28’携载在近端除颤电极24’的近端。在本示例中，在除颤电极26’的远端未提供电极。

如图3中所示，引线体18’可以被形成为具有包括两条“C”形曲线的弯曲远端部分25’，这两条曲线在一起可能像希腊字母伊普西龙“ε”。除颤电极24’和26’各自由引线体远端部分25’的这两个对应C形部分之一携载，这两个对应C形部分在同一方向上延伸或弯曲远离引线体18’的中心轴线33。在所示示例中，起搏/感测电极28’处于携载电极24’的C形部分的近端，并且起搏/感测电极30’处于携载电极26’的C形部分的近端。在一些实例中，起搏/感测电极28’和30’可以大致与引线体18’的笔直近端部分的中心轴线33对准，使得除颤电极24’和26’的中点与电极28’和30’侧向地偏移。在美国专利公开号2016/0158567(Marshall等人)中总体上公开了可以利用本文中描述的起搏技术来实施的心血管外引线的其他示例，所述心血管外引线包括一个或多个除颤电极以及由引线体的弯曲、蜿蜒、波浪形或锯齿形远端部分携载的一个或多个起搏和感测电极。

图4是根据一个示例的ICD 14的示意图。封闭在壳体15内的电子电路系统(在图4中示意性地示出为电极)包括协作监测心脏电信号、确定何时需要电刺激治疗并且根据所编程的治疗递送算法和控制参数按需递送治疗的软件、固件和硬件。所述软件、固件和硬件被配置为检测快速性心律失常并递送抗快速性心律失常治疗，例如，检测室性快速性心律失常并且在一些情况下区分VT和VF以确定何时需要ATP或CV/DF电击。ICD 14耦合至如携载心血管外电极24、26、28、30和31(如果存在的话)的引线16等心血管外引线以向患者心脏递送电刺激脉冲并感测心脏电信号。

ICD 14包括控制电路80、存储器82、治疗递送电路84、感测电路86和遥测电路88。电源98在需要时向ICD 14的电路系统——包括部件80、82、84、86和88中的每一个——提供电力。电源98可以包括一个或多个能量储存设备，如一个或多个可再充电或不可再充电电池。电源98与其他部件80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将根据图4的总体框图来理解，但是为了清楚起见，未示出所述连接。例如，电源98可以耦合至包括在治疗递送电路84中的低压(LV)充电电路和高压(HV)充电电路以便对分别包括在治疗递送电路84中用于产生如心动过缓起搏脉冲、电击后起搏脉冲或者ATP脉冲等对应低压起搏脉冲或者用于产生如CV/DF电击脉冲等高压脉冲的低压电容器和高压电容器进行充电。在一些示例中，高压电容器而非低压电容器被充电并用于递送ATP脉冲、电击后起搏脉冲或其他起搏脉冲。电源98还根据需要耦合至感测电路86的部件，如感测放大器、模数转换器、切换电路系统等。

图4中示出的功能块表示包括在ICD 14中的功能并且可以包括实施能够产生归属于本文的ICD 14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。各种部件可以包括专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享、专用或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机或提供所描述功能的其他适合部件或部件组合。用于实施本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的具体形式将主要通过ICD中采用的特定系统架构以及ICD采用的特定检测和治疗递送方法来确定。在考虑到本文中的公开的情况下，在任何现代ICD系统的背景下提供用于实施所描述功能的软件、硬件和/或固件处于本领域技术人员的能力之内。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性或电气非暂态计算机可读存储介质，如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其他存储器设备。此外，存储器82可以包括存储指令的非暂态计算机可读介质，所述指令在由一个或多个处理电路执行时使控制电路80或其他ICD部件执行归属于ICD 14或那些ICD部件的各种功能。存储指令的非暂态计算机可读介质可以包括以上所列出的介质中的任何介质。

归属于本文的ICD 14的功能可以被具体化为一个或多个集成电路。将不同特征描绘为部件旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种部件必须由单独的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个部件相关联的功能可以由单独的硬件、固件或软件部件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，心脏事件感测操作和快速性心律失常检测操作可以由感测电路86在控制电路80的控制下执行，并且可以包括在控制电路80中所包括的执行存储在存储器82中的指令以及从控制电路80发送至感测电路86的如消隐间期和计时间期以及感测阈值幅度信号等控制信号的处理器或其他信号处理电路系统中实施的操作。

控制电路80例如经由数据总线来与治疗递送电路84和感测电路86通信以便感测心脏电活动、检测心律并且响应于感知心脏信号而控制对心脏电刺激治疗的递送。治疗递送电路84和感测电路86电耦合至由引线16(例如，如图1A至图3所示)携载的电极24、26、28、30和31(如果存在的话，如图1A和图2A所示)以及壳体15，所述壳体可以充当公共电极或接地电极或者充当用于递送CV/DF电击脉冲或心脏起搏脉冲的有源金属壳电极。

感测电路86可以选择性地耦合至电极28、30、31和/或壳体15，以便监测患者心脏的电活动。另外，感测电路86可以选择性地耦合至除颤电极24和/或26以在感测电极向量中使用。感测电路86被使得能够选择性地从来自可用电极24、26、28、30、31以及壳体15中的至少两个感测电极向量接收心脏电信号。来自两个不同感测电极向量的至少两个心脏电信号可以由感测电路86同时接收，并且感测电路86可以一次性监测所述心脏电信号中的一个或两个以便感测心脏电信号。例如，感测电路86可以包括切换电路系统，所述切换电路系统用于选择电极24、26、28、30、31和壳体15中的哪一些耦合至例如如结合图5和图12所描述的包括心脏事件检测电路系统的感测通道83或85。切换电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测电路86的部件耦合至所选电极的任何其他类型的切换设备。感测电路86内的心脏事件检测电路系统可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(ADC)或如结合图5和图12进一步描述的其他模拟或数字部件。可以由感测电路86在控制电路80的控制下基于由控制电路80确定、存储在存储器82中和/或由控制电路80和/或感测电路86的硬件控制的计时间期和感测阈值来自动调整心脏事件感测阈值。

在一些示例中，感测电路86包括用于从选自电极24、26、28、30、31和壳体15的多个感测向量获取心脏电信号的多个感测通道83和85。每个感测通道83和85可以被配置为对从耦合至对应感测通道的所选电极接收到的心脏电信号进行放大、滤波和数字化，以便改善用于检测如R波等心脏事件的信号质量。例如，每个感测通道83和85可以包括用于对从所选电极对接收到的信号进行滤波和放大的预滤波器和放大器。可以将所产生的原始心脏电信号从预滤波器和放大器传送到至少一个感测通道83中的心脏事件检测电路系统，以便从所接收到的心脏电信号中实时地感测心脏事件。如本文所公开的，感测通道83可以被配置为基于心脏事件感测阈值来感测如R波等心脏事件，并且第二感测通道85可以被配置为将从不同的感测电极向量中获得的数字化心脏电信号传送至控制电路80以用于确认第一感测通道83感知的心脏事件。

在基于感测阈值越限检测到心脏事件时，第一感测通道83可以产生如R波感知事件信号等被传送至控制电路80的感知事件信号。感知事件信号由控制电路80用来触发存储第二心脏电信号的时间片段，以供进行后处理和分析从而确认如下文例如结合图7至图9所描述的R波感知事件信号。存储器82可以被配置为在控制电路80的控制下将预定数量个心脏电信号片段，例如至少一个两个或其他数量个心脏电信号片段存储在循环缓冲器中。每个片段可以在由第一感测通道83产生的R波感知事件信号之前和之后延长的时间间期内写入到存储器82中。当基于检测到预定数量个快速性心律失常间期而要求确认第一感测通道83感知的R波时，控制电路80可以访问所存储的心脏电信号片段，所述检测可以先于快速性心律失常检测。

R波感知事件信号还由控制电路80用于确定RR间期(RRI)以便检测快速性心律失常并且确定对治疗的需求。RRI是连续感知R波之间的时间间期，并且可以在从感测电路86接收到的连续R波感知事件信号之间确定。例如，控制电路80可以包括计时电路90，所述计时电路用于确定从感测电路86接收到的连续R波感知事件信号之间的RRI，并且用于对用来控制由治疗递送电路84进行治疗递送的计时的各个定时器和/或计数器进行控制。另外，计时电路90可以设置如形态模板窗口、形态分析窗口等时间窗口，或者执行ICD 14的其他计时相关功能，包括使由治疗递送电路84递送的复律电击或其他治疗与感知心脏事件同步。

控制电路80还被示出为包括快速性心律失常检测器92，所述快速性心律失常检测器被配置为对从感测电路86接收到的信号进行分析以便检测快速性心律失常发作。快速性心律失常检测器92在控制电路80中可以被实施为对从感测电路86接收到的信号进行处理和分析以检测VT和/或VF的硬件和/或固件。在一些示例中，从感测电路86接收到的R波感知事件信号的计时由计时电路90用来确定感知事件信号之间的RRI。快速性心律失常检测器92可以包括比较器和计数器，所述比较器和计数器用于对由计时电路92确定的、落入用于确定心室率或者执行其他基于速率或基于间期的评估以便检测和区分VT和VF的各个速率检测区域中的RRI进行计数。

例如，快速性心律失常检测器92可以将由计时电路90确定的RRI与如心动过速检测间期区域和纤颤检测间期区域等一个或多个快速性心律失常检测间期区域进行比较。落入检测间期区域中的RRI由对应VT间期计数器或VF间期计数器进行计数，并且在一些情况下在包括在快速性心律失常检测器92中的组合VT/VF间期计数器中进行计数。当间期计数器达到检测阈值时，可以通过快速性心律失常检测器92来检测室性快速性心律失常。快速性心律失常检测器92可以被配置为执行其他信号分析以便在检测VT或VF之前判定是否满足了其他检测标准，如R波形态标准、发病标准以及噪声和过感测抑制标准。结合图10、图11和图13描述了可以根据由感测电路86接收到的心脏电信号来确定的其他参数的示例，所述参数用于确定可能引起停止VT或VF检测的快速性心律失常检测抑制规则的状态。

为了支持这些附加分析，感测电路86可以将数字化电描记图(ECG)信号传送至控制电路80以供由快速性心律失常检测器92执行形态分析从而检测并且区别心律。来自所选感测向量，例如来自第一感测通道83和/或第二感测通道85的心脏电信号可以传送通过滤波器和放大器、提供至多路复用器并且在此后由模数转换器转换为多位数字信号以存储于存储器82中，所述滤波器、放大器、多路复用器和模数转换器全都包括在感测电路86中。存储器82可以包括一个或多个循环缓冲器以临时存储数字心脏电信号片段以供由控制电路80进行分析从而确认由感测通道83感知的R波、确定形态匹配分数、检测T波过感测、检测噪声污染以及如下文进一步描述的更多功能。

控制电路80可以是基于微处理器的控制器，所述控制器采用数字信号分析技术来表征存储在存储器82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。在以下专利中总体上公开了可以适于利用用于进行本文所描述的R波感测和确认以及快速性心律失常检测的技术的设备和算法的示例：美国专利号5,354,316(Keimel)；美国专利号5,545,186(Olson等人)；美国专利号6,393,316(Gillberg等人)；美国专利号7,031,771(Brown等人)；美国专利号8,160,684(Ghanem等人)以及美国专利号8,437,842(Zhang等人)。

治疗递送电路84包括：充电电路系统；一个或多个电荷储存设备，如一个或多个高压电容器和/或低压电容器；以及切换电路系统，所述切换电路系统控制何时跨所选起搏电极向量或CV/DF电击向量对所述(多个)电容器进行放电。可以由治疗递送电路84根据从控制电路80接收到的控制信号来将电容器充电至所编程脉冲幅度并且针对所编程脉冲宽度对电容器进行放电。控制电路80的计时电路90可以包括控制何时递送ATP或其他心脏起搏脉冲的各种定时器或计数器。例如，计时电路90可以包括可编程数字计数器，所述可编程数字计数器由控制电路80的微处理器设置以控制与由ICD 14递送的各种起搏模式或ATP序列相关联的基本时间间期。控制电路80的微处理器还可以设置心脏起搏脉冲的幅度、脉冲宽度、极性或其他特性，这可以基于存储在存储器82中的所编程值。

在起搏期间，计时电路90内的逸搏间期计数器在感测到如由来自感测电路86的信号所指示的R波时重置。根据所选起搏模式，当逸搏间期计数器到期时，由治疗递送电路84的脉冲输出电路生成起搏脉冲。起搏输出电路经由开关矩阵耦合至期望起搏电极以便跨起搏负载对一个或多个电容器进行放电。逸搏间期计数器在起搏脉冲生成时重置，并且由此控制包括ATP在内的心脏起搏功能的基本计时。逸搏间期的持续时间由控制电路80经由数据/地址总线来确定。当逸搏间期计数器由感知R波重置时，所述逸搏间期计数器中存在的计数值可以用来由计时电路90如上文所述的那样测量RRI，以便由快速性心律失常检测器92检测各种各样心律失常的发生。

存储器82可以包括只读存储器(ROM)，在所述ROM中驻留有对控制电路80的操作进行控制的所存储程序。存储器82可以进一步包括随机存取存储器(RAM)或其他存储器设备，所述RAM或其他存储器设备被配置为能够保持一系列测得的RRI、计数或其他数据以供由快速性心律失常检测器92进行分析从而预测或诊断心律失常的多个再循环缓冲器。

响应于检测到室性心动过速，可以通过根据所检测到的心动过速的类型和速率将来自控制电路80中所包括的微处理器的方案加载到计时电路90中从而递送ATP治疗。在需要更高压复律脉冲或除颤脉冲的情况下，例如，快速性心律失常是VF或者VT并未经由ATP治疗而被终止，控制电路80激活控制电路80中所包括的复律和除颤控制电路系统以便发起在高压充电控制线的控制下经由充电电路对高压电容器进行充电，所述高压电容器和所述充电电路均包括在治疗递送电路84中。高压电容器上的电压经由电压电容器线来监测，所述电压传递至控制电路80。当电压达到由控制电路80设置的预定值时，在电容器充满线上生成传递至治疗递送电路84的逻辑信号从而终止充电。除颤脉冲或复律脉冲在计时电路90的控制下由治疗递送电路84的输出电路经由控制总线递送至心脏。输出电路确定用于递送复律脉冲或除颤脉冲的电极以及脉冲波形。在上文参考的专利中的任何专利中总体上公开的治疗递送和控制电路系统可以在ICD 14中实施。

由控制电路80用于检测心律并控制治疗递送的控制参数可以经由遥测电路88编程到存储器82中。遥测电路88包括用于使用如上文所描述的RF通信与外部设备40(图1A所示)通信的收发器和天线。在控制电路80的控制下，遥测电路88可以从外部设备40接收下行链路遥测并向外部设备发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测电路88可以用于向/从植入在患者12体内的另一医疗设备发射和接收通信信号。

图5是根据一个示例的在感测电路86的第一感测通道83和第二感测通道85中所包括的电路系统的图示。第一感测通道83可以经由切换电路系统(未示出)选择性地耦合至第一感测电极向量以接收第一心脏电信号，所述第一感测电极向量包括由图1A至图2C所示的心血管外引线16携载的电极。第一感测通道83可以耦合至感测电极向量，所述感测电极向量是与耦合至第二感测通道85的第二电极向量相比具有相对较短电极间距离或间距的短偶极。在所示示例中，第一感测电极向量可以包括起搏/感测电极28和30。在其他示例中，取决于引线16的远端部分25的电极间间距和位置，耦合至感测通道83的第一感测电极向量可以包括起搏/感测电极30和31以及在一些情况下起搏/感测电极28和31。在其他示例中，例如，第一感测通道83可以选择性地耦合至包括除颤电极24和/或26的感测电极向量，例如，起搏/感测电极28与除颤电极24之间、起搏/感测电极30与除颤电极24或26中任一者之间或起搏/感测电极26与31之间的感测电极向量。在一些示例中，第一感测电极向量可以处于除颤电极24与26之间。

感测电路86包括第二感测通道85，所述第二感测通道从第二感测向量，例如从如所示出的包括电极30和壳体15的向量或包括电极28和壳体15的向量接收第二心脏电信号。第二感测通道85可以选择性地耦合至其他感测电极向量，所述感测电极向量可以形成具有比耦合至第一感测通道83的感测电极向量更大的电极间距离或间距的长偶极。如下文所描述的，第二感测通道85经由长偶极接收到的第二心脏电信号可以由控制电路80用于进行形态分析(包括例如如结合图10所描述的搏动形态分析、噪声抑制和其他分析)。在其他示例中，选自可用电极，例如电极24、26、28、30和/或31和/或壳体15的任何向量都可以包括在耦合至第二感测通道85的感测电极向量中。

跨感测通道83的输入电极28和30以及跨感测通道85的输入电极30和15产生的电信号作为差分输入信号分别提供至预滤波器和预放大器62和72。可以由预滤波器和预放大器62和72中每一个中所包括的低通或带通滤波器对非生理高频和DC信号进行滤波，并且可以由预滤波器和预放大器62和72中所包括的保护二极管来去除高压信号。预滤波器和预放大器62和72可以按照10与100之间的增益并且在一个示例中按照17.5的增益来放大经预滤波的信号，并且可以将差分信号转换为单端输出信号，所述单端输出信号传送至第一感测通道83中的模数转换器(ADC)63以及第二感测通道85中的ADC 73。预滤波器和放大器62和72可以在数字化之前提供抗混叠滤波和噪声消减。

ADC 63和ADC 73分别将第一心脏电信号从模拟信号转换为第一数字位流并且将第二心脏电信号转换为第二数字位流。在一个示例中，ADC 63和ADC73可以是∑-△转换器(Sigma-Delta Converter，SDC)，但是可以使用其他类型的ADC。在一些示例中，可以将ADC63和ADC 73的输出提供至抽取器(未示出)，所述抽取器充当提高分辨率并降低对应的第一和第二心脏电信号的采样速率的数字低通滤波器。

在感测通道83中，ADC 63的数字输出传送至滤波器64，所述滤波器可以是具有大约10Hz到30Hz的带通的用于传送通常发生于此频率范围中的如R波等心脏电信号的数字带通滤波器。经带通滤波的信号从滤波器64传送至整流器65然后传送至R波检测器66。R波检测器66可以包括实时地将经滤波和经整流的第一心脏电信号与R波感测阈值进行比较并且在心脏电信号越过R波感测阈值时产生R波感知事件信号68的自动调整感测放大器、比较器和/或其他检测电路系统。

可以由感测电路86和/或控制电路80将R波感测阈值控制为多级感测阈值，如在美国专利申请号15/142,171(Cao等人，于2016年4月29日提交)中所公开的。简单地说，多级感测阈值可以具有在等于心动过速检测间期的时间间期内保持的起始感测阈值，然后下降到在下降时间间期到期之前保持的第二感测阈值，所述下降时间间期的长度可以为1秒到2秒。感测阈值在下降时间间期之后下降到最小感测阈值。起始感测阈值可以是最近的前一感知R波峰值幅度的预定百分比与使用灵敏度相关增益和所编程灵敏度设置来确定的最大感测阈值限制中的较低者。在其他示例中，R波检测器66使用的R波感测阈值可以被设置为基于前一R波峰值幅度的起始值，并且随着时间推移而线性地或指数地衰减，直到达到最小感测阈值。然而，本申请的技术不限于感测阈值的特定行为。替代地，可以利用其它自动调整的感测阈值。

在一些示例中，来自感测通道83的经滤波的数字化心脏电信号(滤波器64的输出)可以存储在存储器82中，以供控制电路80进行信号处理从而用于检测快速性心律失常发作。在一个示例中，整流器64的输出传送至微分器67，所述微分器确定传送至存储器82的N阶差分信号69。差分信号69有时也被称为“差值信号”，因为差分信号69的每个采样点可以被确定为第i输入采样点与相应的i-N输入采样点之间的差值。控制电路80可以从存储器82中检索所存储信号以便由快速性心律失常检测器92根据所实施的快速性心律失常检测算法来执行信号分析。例如，快速性心律失常检测器92中实施的T波过感测算法可以从由微分器67产生的一阶差分信号69中检测T波过感测的证据，如美国专利申请号62/367,221(代理人案卷号C00013321.USP1，Cao等人)所述。可以由快速性心律失常检测器92执行用于使用差分信号来检测T波过感测的方法的其他示例，如在美国专利号7,831,304(Cao等人)中总体公开的。

由ADC 73数字化的第二心脏电信号可以传送至滤波器74以便进行例如从10Hz至30Hz的带通滤波。在一些示例中，感测通道85包括陷波滤波器76。陷波滤波器76可以以固件或硬件实施，并且被提供用于衰减第二心脏电信号中的50Hz至60Hz的电噪声、肌肉噪声和其他电磁干扰(EMI)或电噪声/伪影。相比于心内电极，使用如例如图1A至图3中所示的心血管外电极来获取的心脏电信号更有可能被50Hz至60Hz的电噪声、肌肉噪声和其他EMI、电噪声/伪影污染。因此，可以提供陷波滤波器76以用于显著衰减在50Hz至60Hz的范围内的信号的幅度，其中，对处于与典型心脏电信号频率相对应的大致1Hz至30Hz的范围内的信号进行最小衰减。结合图6描述了利用最小计算要求来设计的陷波滤波器及其滤波特性的一个示例。

陷波滤波器76的输出信号78可以在控制电路80的控制下从感测电路86传送至存储器82，以便将第二心脏电信号78的片段存储在存储器82的临时缓冲器中。例如，控制电路80的计时电路90可以相对于从第一感测通道83接收到的R波感知事件信号68而设置时间间期或多个采样点，第二心脏电信号78在所述时间间期或多个采样点内存储在存储器82中。如结合图7至图13所描述的由控制电路80在根据需要触发的基础上分析所缓冲的第二心脏电信号片段以便确认由第一感测通道83感知的R波。

陷波滤波器76可以被实施为数字滤波器，所述数字滤波器用于进行由作为感测通道85的一部分的固件执行或者由控制电路80执行的实时滤波以便对滤波器74的所缓冲数字输出进行滤波。在一些示例中，在由陷波滤波器76滤波之前，感测通道85的滤波器74的输出可以以关于R波感知事件信号68定义的时间片段而存储在存储器82中。当控制电路80被触发对所存储的第二心脏电信号进行分析以便确认R波感知事件信号时，例如如结合图7、图10、图11和图13所描述的，在对第二心脏电信号的所存储片段进行进一步处理和分析之前，可以对所存储片段应用陷波滤波器76。以此方式，如果确认由第一感测通道83感知的R波并不需要对所存储信号片段进行分析，则不需要执行被实施用于执行陷波滤波器76的操作的固件。

感测通道83和85的配置在本质上是说明性的并且不应被认为限制本文所描述的技术。与图5中所展示和描述的相比，感测电路86的感测通道83和85可以包括更多或更少部件。然而，第一感测通道83被配置为基于第一心脏电信号越过R波感测阈值而例如在硬件实施的部件中从第一心脏电信号中实时检测R波，并且第二感测通道85被配置为提供第二心脏电信号以便存储于存储器82中供控制电路80进行后处理和分析，从而确认第一感测通道83产生的R波感知事件信号。

图6是第二感测通道85的陷波滤波器76的衰减特性的曲线图50。在一个示例中，陷波滤波器76以固件实施为数字滤波器。数字陷波滤波器的输出可以由在第二感测通道85中实施的固件根据以下方程来确定：

Y(n)＝(x(n)+2x(n-2)+x(n-4))/4

其中，x(n)是针对256Hz采样速率，陷波滤波器76接收到的数字信号的第n采样点的幅度，x(n-2)是n-2采样点的幅度并且x(n-4)是n-4采样点的幅度。Y(n)是经陷波滤波的、数字的第二心脏电信号的第n采样点的幅度。图6的曲线图50表示幅度Y(n)的作为频率的函数的所产生衰减。在60Hz频率下，Y(n)的幅度的衰减是-40分贝(dB)。在50Hz频率下，衰减为-20dB，并且在对于心脏电信号的R波而言可能典型的23Hz下，衰减被限制为-3dB。因此，陷波滤波器76可以提供高度衰减的50Hz和60Hz噪声、肌肉噪声、其他EMI以及其他电噪声/伪影，同时使感测通道85的第二心脏电信号输出中的较低频心脏信号通过。虽然陷波滤波器76可能不对接近最大频率128Hz的频率进行衰减，但是第二感测通道85的可以是带通滤波器的滤波器74可以充分降低60Hz以上的较高频范围信号内容。

在使用除了256Hz之外的不同采样速率时，可以根据需要修改上述用于确定经陷波滤波的信号的方程中指示的采样点数量，然而，所产生的频率响应可以或者可以不与图6中所示的频率响应相同。陷波滤波器76使用仅具有所需要的两次加法和三次移位的最少计算。在其他示例中，可以使用其他数字滤波器来进行对50Hz和60Hz的衰减。例如，对于256Hz的采样速率，经滤波的信号Y(n)可以被确定为Y(n)＝(x(n)+x(n-1)+x(n-2)+x(n-3))/4，所述信号在50Hz和60Hz下具有比图6所示频率响应更少的衰减，但是充当在更高频(大于60Hz)下具有比图6所示频率响应更大衰减的低通陷波滤波器。

图7是根据一个示例的由ICD 14执行的方法的流程图100，所述方法用于感测和确认R波以便用于快速性心律失常检测。在框102和104处，感测电路86选择两个不同的感测电极向量用于由第一感测通道83接收第一心脏电信号并且由第二感测通道85接收第二心脏电信号。可以由感测电路86中所包括的切换电路系统在控制电路80的控制下选择这两个感测电极向量。在一些示例中，这两个感测电极向量由用户编程，并且由控制电路80从存储器82中检索，并且作为向量选择控制信号传送至感测电路86。

在框102处选择用于获得第一心脏电信号的第一感测向量可以是相对短偶极，例如，在引线16的电极28与30之间或在电极28与24之间或者如上文所描述的其他电极组合。相对短偶极可以包括彼此相对非常接近并且与其他可用感测电极对相比与心室心脏腔室相对非常接近的电极。第一感测向量可以是竖直感测向量(相对于患者的直立位置或站立位置)或者与心轴大致对准以便最大化第一心脏电信号中的R波的幅度从而进行可靠R波感测。

在框104处用于获得第二心脏电信号的第二感测电极向量可以是具有比第一感测电极向量更大的电极间距离的相对长偶极。例如，第二感测电极向量可以被选择为起搏感测电极28或30之一与ICD壳体15之间、除颤电极24或26之一与壳体15之间或沿着引线16的远端部分的一个电极和壳体15的其他组合的向量。在一些示例中，此感测向量可以与第一感测向量正交或几乎正交，但是并不要求第一感测向量和第二感测向量是正交向量。与第一感测电极向量相比，第二感测电极向量可以提供相对更全局或远场的心脏电信号。在框104处获得的第二心脏电信号可以用于由控制电路80的快速性心律失常检测器92进行波形形态分析，并且用于进行心脏信号分析从而确认由感测电路86的第一感测通道83产生的R波感知事件信号。

在框106处，感测电路86可以响应于第一感测通道83检测到第一心脏电信号越过R波感测阈值而产生R波感知事件信号。R波感知事件信号可以传送至控制电路80。响应于R波感知事件信号，向下进行框106的“是”分支，在框108处控制电路80被触发以将从第二感测通道85接收到的第二心脏电信号(感测向量2，框104)的片段存储在存储器82的循环缓冲器中。第二心脏电信号的数字化片段的长度可以为100ms至500ms，例如，包括在R波感知事件信号的时间之前和之后的采样点，所述采样点在时间上可以或者可以不以从感测电路86接收到的R波感知事件信号为中心。例如，所述片段可以在R波感知事件信号之后延长100ms并且持续时间可以为200ms至500ms，使得所述片段从R波感知事件信号之前大约100ms至400ms延长至R波感知事件信号之后100ms。在其他示例中，所述片段可以以R波感知事件信号为中心，或者在R波感知事件信号之后比在其之前延长更大数量个采样点。在一个示例中，心脏电信号的缓冲片段是以256Hz的采样速率获得的至少50个采样点或者是大约200ms。在另一个示例中，缓冲片段是以256Hz采样的至少92个采样点或者是大约360ms并且可用于由快速性心律失常检测器92执行的形态分析、噪声分析、T波过感测和/或其他分析以便检测VT或VF。结合图10描述了可以由快速性心律失常检测器92执行的用于检测VT或VF、或停止VT或VF检测的对所缓冲第二心脏电信号的其他分析。存储器82可以被配置为将预定数量个第二心脏电片段，例如至少1个并且在一些情况下两个或更多个心脏电信号片段存储在循环缓冲器中，使得最老的片段由最新的片段覆写。然而，如果如下文所述未达到R波确认阈值，则先前存储的片段在被覆写之前可能永远不会被分析以进行R波确认。在一些示例中，可以存储第二心脏电信号的单个片段，并且如果确认由第一通道感知的R波不需要所述片段，则所述片段被与下一R波感知事件信号相对应的下一片段覆写。

除了缓冲第二心脏电信号的片段之外，控制电路80还通过在框110处确定以当前R波感知事件信号结束并以最近前一R波感知事件信号开始的RRI来对框106处产生的R波感知事件信号进行响应。控制电路80的计时电路90可以将RRI计时信息传送至快速性心律失常检测电路92，所述快速性心律失常检测电路在框112处调整快速性心律失常间期计数器。如果RRI长于心动过速检测间期(TDI)，则快速性心律失常间期计数器保持不变。如果RRI短于TDI但长于纤颤检测间期(FDI)，即，如果RRI处于心动过速检测间期区域中，则VT间期计数器在框112处增大。如果RRI短于或等于FDI，则VF间期计数器在框112处增大。在一些示例中，如果RRI小于TDI，则组合VT/VF间期计数器增大。

在框112处更新快速性心律失常间期计数器之后，快速性心律失常检测器92在框114处将计数器值与R感测确认阈值进行比较并且在框132处将计数器值与VT和VF检测阈值进行比较。如果VT或VF检测间期计数器已经达到R感测确认阈值，框114的“是”分支，则对来自感测通道85的第二心脏电信号进行分析以确认第一感测通道83在框106处感知的R波。R感测确认阈值可以是大于或等于具有一个或另一个更高计数值的计数的VT或VF间期计数。可以对VT间期计数器和VF间期计数器应用不同的R感测确认阈值。例如，R感测确认阈值在VT间期计数器上可以为计数二并且在VF间期计数器上可以为计数三。在其他示例中，R感测确认阈值是更高数字，例如五或更高，但是可以小于检测VT或VF所需的间期数量。除了或替代对单独的VT和VF计数器应用R感测确认阈值，可以对组合VT/VF间期计数器应用R感测确认阈值。

如果在框114处快速性心律失常间期计数器中的任一个都未达到R感测确认阈值，则控制电路80在框108处等待下一R波感知事件信号以便缓冲第二心脏电信号的下一片段。如果在框114处达到R感测确认阈值，则控制电路80在框116处确定针对最近R波感知事件信号而存储的所缓冲信号片段的最大幅度。可以基于根据所缓冲信号片段确定的差分信号来确定最大幅度。例如，可以通过确定所缓冲信号片段的第i与第i-n信号采样点之间的差值来根据所缓冲信号片段确定n阶差分信号。在一个示例中，确定4阶差分信号。

差分信号的最大绝对值被估计为第二心脏电信号中被感知为来自第一心脏电信号的R波的事件的幅度。所述信号的最大绝对值的时间被标识为第二心脏电信号中的事件的时间。当R波不是自达到R感测确认阈值以来将被确认的第一R波时，控制电路80在框118处将幅度比值确定为在框116处确定的最大绝对值与根据第二心脏电信号确定的针对最近确认的R波感知事件的事件幅度之比。在框120处，控制电路80从第二心脏电信号的被确认为R波感知事件的最近事件到在框116处确定的事件的时间的时间间期。

当R波是将在达到R感测确认阈值之后确认的第一R波时，可以假设第二心脏电信号上的第一确认事件与具有默认最大幅度的R波感知事件信号同时发生。默认最大幅度可以被设置为等于由第一感测通道83感知的R波的幅度、标称值(例如，1毫伏)或者先前确定的R波幅度或者根据第二心脏电信号确定的平均R波幅度。可替代性，差分信号的最大绝对幅度及其时间可以被标识并存储为用于在框118和框120处针对待确认的下一R波而确定幅度比值和时间的初始值。在其他示例中，可以使用先前确定的R波幅度例如根据达到R感测确认阈值的前一时间或默认R波幅度来针对待在达到R感测确认阈值之后确认的第一R波确定幅度比值。可以基于此幅度比值和/或自前一R波感知事件信号以来的时间来确认第一R波。

在框122处，控制电路80基于在框120处确定的时间间期来确定待应用于幅度比值的比值阈值。在一个示例中，比值阈值是从存储在存储器中的查找表中检索的。在其他示例中，可以根据在框120处确定的时间间期来计算比值阈值。所述比值阈值可以是随着自最近确认R波以来的时间间期增大而减小的可变阈值。因此，在框120处确定的时间间期被用来确定应当对在框118处确定的幅度比值应用什么比值阈值以便确认第一感测通道83感知的R波。所述比值阈值可以以线性方式、指数方式或阶梯式方式或其组合减小。例如，比值阈值可以在自最近确认R波以来的时间的一些部分内以连续斜率或衰减速率减小，并且可以在自最近确认R波以来的时间的其他部分内保持恒定。结合图8和图9描述了用于在框122处确定比值阈值的时变比值阈值和方法的示例。

在框124处，控制电路80将在框122处确定的比值阈值与在框118处确定的幅度比值进行比较。如果幅度比值等于或大于比值阈值，则在框126处确认R波感知事件。如果幅度比值小于比值阈值，则在框128处不确认R波感知事件。所述事件可以是过感测T波、P波、肌肉噪声、电磁干扰或其他或已经由第一感测通道83过感测的非心脏电噪声。

在框130处，控制电路80调整未确认的搏动计数器。如果R波感知事件未被确认，则未确认的搏动计数器增大一个计数。如果在框126处确认了R波感知事件，则未确认的搏动计数器可以保持处于其当前值或减小。在一些示例中，未确认的搏动计数器以y中x个(xout of y)方式来跟踪第一感测通道83产生的最近预定数量个连续R波感知事件信号中有多少个未被确认。例如，未确认的搏动计数器可以基于在框124处进行的幅度比值比较来跟踪最近12个R波感知事件信号中有多少个未被确认为R波。

除了在框130处对有多少个搏动未被确认进行计数之外，还可以将与由控制电路80分析的最近n个事件相关的数据存储在滚动缓冲器中。例如，可以存储被分析以确认R波感知事件信号的最近十二个事件的数据。所存储的数据可以包括事件幅度、幅度比值、事件计时、自最近确认事件以来的时间间期以及事件是否被确认。

虽然根据图7的示例基于根据第二心脏电信号确定的幅度比值来确认或不确认R波感知事件信号，但是应当认识到的是，除了或代替如上文所描述的事件幅度，还可以将第二心脏信号的其他特征与R波确认标准进行比较。例如，可以将所缓冲心脏电信号片段的峰值转换速率、事件面积、事件信号宽度或其他特征与对应阈值进行比较以将事件确认为R波。可以将阈值定义为所述特征相对于被确认为R波的最近前一事件的类似特征的最小比值，或者可以是直接与根据所缓冲心脏电信号片段确定的与之前事件无关的特征进行比较的阈值。

如果在框112处调整的快速性心律失常间期计数器中的任一个达到用于检测快速性心律失常的间期数量(NID)，如在框132处确定的，则控制电路80的快速性心律失常检测器92在框134处在检测快速性心律失常之前判定是否满足抑制规则。在一个示例中，检测VT所需的NID可以是16个VT间期的计数，所述间期是落入预定VT间期范围或区域中的RRI。用于检测VF的NID可以是最后40个RRI中的30个VF间期的计数，其中，所述VF间期是落入预定VF间期范围或区域中的RRI。如果达到NID，则可以应用一个或多个抑制规则以便基于RRI计数满足NID而抑制VT或VF检测。下文例如结合图10、图11和图13描述了各种抑制规则。至少一个抑制规则可以与第一感测通道83感知的、未通过对第二心脏电信号的分析而被确认的R波数量相关。另一抑制规则可以与如结合图14至图19而描述的基于总体形态分析的有噪声信号片段的检测相关。

例如，可以在框134处将框130处更新的未确认的搏动计数器与抑制规则标准进行比较。抑制规则标准可以是要求y个事件中至少x个不是确认R波的抑制阈值。例如，如果被分析以确认R波感知事件信号的最近12个事件(或其他预定数量个事件)中至少3个、至少4个、至少6个或其他预定数量个事件不是确认R波，则满足抑制规则，框134的“是”分支。在框140处停止基于在框132处达到NID而进行的待定VT或VF检测，并且不递送抗快速性心律失常治疗。

如果未满足所有抑制规则，框134的“否”分支，则不停止对VT或VF发作的待定检测。在框136处基于对应的VT或VF间期计数器到达相应NID而检测到VT或VF。控制电路80控制治疗递送电路84根据所编程的治疗控制参数来递送适当的抗快速性心律失常治疗，例如，ATP或复律/除颤电击。

图8是经滤波的第二心脏电信号200和幅度比值阈值210的图示，所述幅度比值阈值可以应用于在图7的框118处根据第二心脏电信号确定的幅度比值以确认来自第一感测通道83的R波感知事件信号。幅度比值不是实时与第二心脏电信号200进行比较的感测阈值。第一感测通道83可以通过在第一心脏电信号越过以mV为单位定义的R波幅度感测阈值时感测R波来进行操作。然而，由第二感测通道85提供至控制电路80的第二心脏电信号在被获取时并不会与幅度感测阈值进行实时比较。而是，如结合图7所描述的，如果第一感测通道83产生R波感知事件信号，则第二心脏电信号缓冲在存储器82中，并且如果快速性心律失常间期计数器达到R波确认阈值，则对所缓冲信号进行后处理，以便判定根据所缓冲信号片段确定的最大幅度与根据第二心脏电信号的前一确认R波根据确定的最大幅度之比是否达到或超过比值阈值210。

关于第二心脏电信号200而示出了比值阈值210，因为比值阈值210不是固定值而是随着时间推移而变化。比值阈值210随着自确认R波202以来的时间增大而减小。这个时变比值阈值是为什么控制电路80在图7的框120处确定自前一确认R波感知事件以来的时间以便在框122处确定被应用于幅度比值以确认或者不确认R波感知事件信号的比值阈值的值。

心脏电信号200可以由第二感测通道85通过对第二感测电极向量接收到的心脏电信号进行滤波、放大和数字化来产生。虽然信号200在概念上被示出为仅具有正向波形，但是应理解的是，信号200可以具有正向部分和负向部分并且不需要是经整流信号。可以在图7的框116处根据所存储的第二心脏电信号片段来确定最大峰值幅度——为正或为负——的绝对值。心脏电信号200包括R波202、T波204、P波206以及后续R波240。R波202表示在时间点205处发生的确认事件。时间点205是如上文结合图7所描述的响应于R波感知事件信号250而确定的差分信号的最大绝对值的采样点。

如果在前一确认R波202的时间点205之后的消隐间期214期间发生R波感知事件信号，则不确认新的R波感知事件。感测通道83可能已经两次感知同一R波202，或者已经将非心脏电噪声感知为R波。

在消隐间期之后，在与消隐间期214的到期相对应的时间点处，比值阈值210等于起始值220，所述起始值在一个示例中可以被设置为0.6，但是在其他示例中可以处于0.4与0.7之间的范围内。在一个实施方式中，比值阈值210存储在查找表中并且由控制电路80从存储器82中检索以便与响应于来自第一感测通道的R波感知事件信号而确定的幅度比值进行比较。

图9是可以针对对应事件时间间期而存储在存储器82中的比值阈值304的查找表300的示例，所述事件时间间期可以存储为相应采样点编号302。如果消隐间期214为大约150ms，则当采样速率为256Hz时，最大幅度可以被确定为事件时间点的第一采样点处于采样点38处。在其他示例中，消隐间期214可以长于或短于150ms，并且存储在查找表300中的第一采样点编号将与在被认为是“零”采样点的确认事件时间点205之后消隐间期214到期的采样点编号相对应。

比值阈值针对第一采样点编号条目而被存储为是起始比值阈值220，所述起始比值阈值在本示例中为0.6。如果控制电路80从第一感测通道83接收到R波感知事件信号，并且检测间期计数器等于或大于R波确认阈值，则根据所缓冲的第二心脏电信号确定最大事件幅度和事件时间。事件时间可以被确定为自最近确认R波202的事件时间205以来的采样点编号。如果事件时间被确定为采样点编号38，则控制电路80针对采样点编号38检索存储在查找表300中的比值阈值，在本示例中为0.6。此比值阈值应用于根据所缓冲的第二心脏电信号的最大幅度到根据最近确认R波202确定的最大幅度来确定的幅度比值。

再次参照图8，比值阈值210被示出为以恒定衰减速率222减小，直到第一时间间期216到期。时间间期216可以被定义为在确认事件202的时间点205处开始或者在消隐间期205到期时开始。时间间期216可以从最近确认R波202的时间点205延长多达1秒。在一个示例中，衰减速率222可以为大约0.3/秒，使得如果时间间期216为大约1秒，则当起始比值阈值220为0.6时比值阈值224为0.3。

在时间间期216到期时开始，比值阈值210保持处于恒定值224，直到第二时间间期218到期。恒定值224在一个示例中为大约1/3(0.3)的比值，但是在其他示例中可以处于1/5(0.2)与1/2(0.5)之间。在时间间期216到期之后，值224可以保持多达500ms(持续多达1.5秒的总时间间期218)。从衰减速率222到恒定值224的这种变化在查找表300中反映为比值阈值0.3在采样点编号256处开始一直延伸到采样点编号383。

在时间间期218到期时，比值阈值210阶梯式下降为中间比值阈值226，然后以恒定速率228衰减，直到比值阈值达到最小比值阈值230。从恒定值224起的阶梯式下降可以是下降为大约1/6至1/4的比值阈值。在一个示例中，比值阈值从大约1/3(0.3)下降为在时间间期216到期之后0.5秒时的中间比值阈值1/5(0.2)。此改变在查找表300中反映为在采样点384(在采样点256之后0.5秒)处的比值阈值0.2。

第二衰减速率228可以与衰减速率222相同或者是较慢的衰减速率，使得比值阈值210在前一确认R波202的时间点205之后大约2.5秒(采样点编号640)达到最小比值阈值230(例如，1/32(0.03)、1/64(0.015))或其他预定最小比值。在查找表300(图9)中捕获了比值阈值210在时间上从确认R波202向前移动的行为。例如，在0.3/秒的示例衰减速率222下，比值阈值在采样点编号48处为0.587，以此类推。

此处所列举并且在查找表300中针对比值阈值220、224和226和230以及时间间期216和218而反映的所述值在本质上是说明性的；可以使用小于或大于所列举值的其他值来实施时变比值幅度以用于确认R波感知事件。用于控制从一个比值阈值到另一个的变化的比值阈值和时间间期的值或者衰减速率和总衰减间期将部分地取决于采样速率，所述采样速率在所提供的示例中为256Hz但是在其他示例中可以大于或小于256Hz。

再次参照图8，如果第一感测通道83产生了R波感知事件信号252，则控制电路80被触发将第二心脏电信号200的时间片段254存储在存储器80中。时间片段254在一个示例中可以是360ms，并且在其他示例中可以处于300ms与500ms之间。如果VT间期计数器或VF间期计数器或组合VT/VF间期计数器已经达到R波确认阈值，则控制电路80根据所缓冲的心脏信号时间片段来确定最大幅度。如上所述，最大幅度可以是根据第二心脏电信号200确定的x阶差分信号的最大绝对值。可以根据所存储的心脏信号时间片段的一部分确定最大幅度。例如，可以根据作为所存储的时间片段254的子片段或一部分的片段255确定最大幅度。当总时间片段254的长度为360ms至500ms时，片段255的长度可以为大约50ms至300ms，例如长度为200ms。可以相对于接收到R波感知事件信号252的时间来定义片段255。

发生时间片段255内的最大幅度的采样点编号197表示自最近确认R波202的事件时间205(采样点编号零)以来的采样点数量。采样点编号197被确定为心脏信号时间片段255的最大幅度的事件时间。控制电路80使用此采样点编号来在查找表300中查找相应比值阈值304。为了举例，响应于R波感知事件信号252而获得的在时间片段255期间的最大幅度可以发生在事件时间点205之后大约0.77秒的采样点编号197处。采样点编号197的所存储比值阈值从起始值220开始针对大约0.3/秒(或0.0012每采样点)的衰减速率222可以为大约0.4，所述起始值在本示例中为在采样点编号38处开始的0.6。如果在时间片段255期间在采样点编号197处确定的最大幅度与针对确认R波202而确定的最大幅度的幅度比值大于或等于0.4，则R波感知事件252被确认。在本示例中，心脏电信号在间期255期间具有较低基线幅度，并且因此，R波感知事件信号252不被确认。控制电路80如结合图7所描述的那样增大未确认的事件计数器。

类似地，控制电路80可以接收R波感知事件信号256，并且确定在所缓冲的心脏电信号片段258的、相对于R波感知事件信号256定义的时间片段259期间的最大幅度。自事件时间205以来发生最大幅度的事件时间采样点编号403被用来从查找表300中查找比值阈值。在这种情况下，根据时间片段259期间的所缓冲的第二心脏电信号确定的幅度比值在时间片段259期间的最大幅度的、对应于R波240的事件时间采样点编号403处超过比值阈值210。由控制电路80确认R波感知事件信号256。以此方式，仅在满足R波感知事件确认条件时，例如快速性心律失常间期计数器是活动的并且已经达到阈值计数，才对来自感测通道85的第二心脏电信号进行分析，所述阈值计数可以小于用于检测VT或VF发作的所需间期数量。基于对所缓冲的第二心脏电信号的后处理来确认第一感测通道的R波感知事件。

图10是根据另一个示例的用于由ICD 14检测快速性心律失常的方法的流程图400。在流程图400中的框102至114、132、136、138和140处执行的操作总体上可以与图7中所示并且在上文描述的具有相同编号的框相对应。在框102和104处，由感测电路86选择两个不同的感测电极向量用于由第一感测通道83接收第一心脏电信号并由第二感测通道85接收第二心脏电信号，如上文结合图5和图7所描述的。

在框106处，感测电路86可以响应于第一感测通道83检测到第一心脏电信号越过R波感测阈值而产生R波感知事件信号。R波感知事件信号可以传送至控制电路80。响应于R波感知事件信号，控制电路80在框108处被触发以将从第二感测通道85接收到的第二心脏电信号的片段存储在存储器82的循环缓冲器中。第二心脏电信号的数字化片段——其可以是在时间上相对于从感测电路86接收到的R波感知事件信号的时间而定义的——的长度并且可以是例如100ms至500ms。在一个示例中，心脏电信号的所缓冲片段为以256Hz的采样速率获得的至少92个采样点，或者大约360ms，所述采样点中的68个采样点可以先于接收到R波感知事件信号的采样点并且所述采样点中的24个采样点可以在接收到R波感知事件信号的采样点之后延长。

除了缓冲第二心脏电信号的片段之外，控制电路80还通过在框110处确定以当前R波感知事件信号结束并以最近前一R波感知事件信号开始的RRI来对框106处产生的R波感知事件信号进行响应。控制电路80的计时电路90可以将RRI计时信息传送至快速性心律失常检测电路92，所述快速性心律失常检测电路在框112处调整快速性心律失常检测计数器，如上文结合图7所描述的。

在框112处更新VT间期计数器和VF间期计数器之后，快速性心律失常检测器92在框114处将间期计数器值与R感测确认阈值进行比较并且在框132处将计数器值与VT和VFNID检测阈值进行比较。如果VT或VF间期计数器已经达到R感测确认阈值，框114的“是”分支，则对来自感测通道85的第二心脏电信号进行分析以便确认在框106处由第一感测通道83感知的R波。在一个示例中，R感测确认阈值在VT间期计数器上为计数二并且在VF间期计数器上为计数3。上文结合图7给出了其他示例。

如果在框114处间期计数器中的任一个都未达到R感测确认阈值，则控制电路80在框108处等待下一R波感知事件信号以便缓冲第二心脏电信号的下一片段。在一些情况下，最老的所缓冲心脏信号片段可能被下一个心脏信号片段覆写，而永远不会被分析以确认R波或者被分析以用于任何其他目的，因为在VT和VF间期计数器不活动(处于计数零)或者保持低于R感测确认阈值的情况下并不需要对所缓冲心脏信号片段进行分析。

如果在框114处达到R感测确认阈值，则控制电路80在框416处对所存储的第二心脏电信号片段应用陷波滤波器。在框416处应用的陷波滤波器可以与结合图6所描述的滤波器相对应。陷波滤波器明显衰减所存储的第二心脏电信号片段中的50Hz至60Hz的电噪声、肌肉噪声、其他EMI以及其他噪声/伪影。使用经陷波滤波的片段，控制电路80对所述片段执行多次分析以判定是否满足任何抑制规则。如下文所描述的，如果满足了抑制规则，则可以停止基于在框132处达到NID阈值而进行的待定VT或VF发作检测。

如结合图7所描述的，可以在框418处确定幅度比值以便确认触发了对当前存储的第二心脏电信号片段的缓冲的R波感知事件信号。在框418处进行的确定可以包括在图7的框116、118和120处执行的操作。所述幅度比值在框428处被用来更新R波确认抑制规则。

在框418处，可以根据所存储的心脏信号片段的一部分确定用来确定幅度比值的最大峰值幅度。例如，如果在框108处存储了360ms或500ms的片段，则仅可以对在时间上以R波感知事件信号为中心的200ms的片段，例如以256Hz采样的大约52个采样点进行分析以便在框418处确定幅度比值。在框108处可以存储比在框418处确定幅度比值所需的更长的信号片段，使得更长的片段可用于如下文所描述的由快速性心律失常检测器92执行的其他信号分析程序，例如，用于确定基线噪声参数和用于如结合图14至图19所描述的检测有噪声信号片段的其他总体形态参数。

在当前R波感知事件信号不是自在框114处达到R感测确认阈值以来确认的第一R波感知事件信号时，控制电路80可以在框418处将事件间期确定为从最大峰值幅度到前一确认R波感知事件的时间间期或采样点数量。在框428处，控制电路80可以将幅度比值与比值阈值进行比较，所述比值阈值可以如结合图8和图9所描述的使用所确定的事件间期从存储在存储器82中的查找表中检索到。如果幅度比值大于比值阈值，则感知R波被确认。如果幅度比值小于比值阈值，则感知R波不被确认。

在框428处，可以由快速性心律失常检测器92更新Y个未确认的搏动计数器中的X个以反映最近Y个R波感知事件信号中的未确认的R波感知事件信号的数量。例如，Y个计数器中的X个可以对最近12个R波感知事件信号中有多少个R波未被确认为R波进行计数。如果Y个计数中的X个达到抑制阈值，例如如果12个R波感知事件信号中至少3个、4个、5个或另一预定数量个R波感知事件信号未被确认为R波，则满足用于停止快速性心律失常检测的R波抑制规则。可以由控制电路80设置标记或逻辑值以指示满足了R波抑制规则。在框428处更新R波抑制规则可以包括结合图7针对框122、124、126、128、130和134所描述的操作。

在框420、422、424和426处，可以根据经陷波滤波的心脏信号片段确定其他心脏信号参数以便在对应框430、432、434和436处更新其他快速性心律失常检测抑制规则的状态。在一些示例中，来自第一感测通道83的数字化心脏电信号可以被分析并用于更新快速性心律失常检测停止规则的状态。例如，可以在框420、422和426处对来自第二感测通道85的经陷波滤波的心脏电信号进行分析以便分别在框430、432和436处更新总体形态抑制规则、搏动形态抑制规则和噪声抑制规则。可以在框424处对来自第一感测通道83的差分信号69(参见图5)进行分析以便在框434处更新T波过感测(TWOS)规则。

在框420处，可以根据经陷波滤波的第二心脏信号片段确定一个或多个总体形态参数。总体形态参数可以包括但不限于：低斜率内容、噪声脉冲计数、归一化整流幅度、最大信号宽度或其他噪声度量。以下结合图15、图16和图17描述了可在框420处确定的总体形态参数的示例。在上文引用的美国专利号7,761,150(Ghanem等人)和美国专利号8,437,842(Zhang等人)中总体上公开了可以确定的总体形态参数的其他示例。可以使用在框108处存储的整个第二心脏信号片段或者所存储片段的一部分来确定总体形态参数。在一个示例中，对可以作为所存储片段的一部分或者整个所存储片段的至少92个采样点、大约360ms进行分析以便确定总体形态参数。被分析以便确定总体形态度量的信号片段的该部分延伸超出预期的QRS信号宽度，使得被分析的该片段的至少一部分对应于预期的基线部分。以这种方式，所确定的至少一个总体形态参数(诸如，结合图15描述的噪声脉冲计数)与可在基线部分期间发生的非心脏信号噪声(诸如，非心脏肌电噪声或电磁干扰(EMI))相关。

在框430处使用总体形态参数来更新总体形态抑制规则的状态。从信号片段中确定总体形态参数，以便确定该信号片段是否有噪声，并因此确定第二心脏电信号是否有噪声。有噪声片段可包括多个噪声信号脉冲，该多个噪声信号脉冲是非心脏肌肉(肌电)噪声、EMI或其他非心脏噪声信号的证据。有噪声信号片段可以是如下情况的指示：在该有噪声信号片段期间R波感知事件信号对于帮助VT或VF检测是不可靠的。因此，总体形态分析可以分析信号片段样本点，该信号片段样本点不限于R波，而是可以沿着该片段中的在触发对信号片段的存储的R波感知事件信号之前的期望的基线部分延伸。通过执行包括期望的基线部分的信号形态分析(其被称为“总体形态分析”，因为它涉及对整个信号片段的分析或者对信号片段中的延伸超出仅期望的R波或QRS波形的延伸部分的分析)，可以标识和检测噪声脉冲以使得能够检测到有噪声信号片段。

可以对所确定的每个总体形态参数应用标准或阈值，并且当这些总体形态参数中所需数量个总体形态参数满足应用于对应参数的标准或阈值时，可能满足总体形态抑制规则。例如，如果三个总体形态参数中的至少两个满足噪声检测标准，则满足总体形态抑制规则。在框430处，控制电路80可以设置对此进行指示的标记或逻辑信号。以下结合图14至图19描述了用于确定总体形态参数以及是否满足总体形态抑制规则的方法。

在框422处，根据所存储的第二心脏电信号片段确定形态匹配分数。形态匹配分数可以通过对所存储片段的一部分，例如至少48个信号采样点或大约190ms执行小波变换或其他形态匹配分析来确定，并且可以使用在框416处产生的经陷波滤波的信号来执行。形态匹配分析可以包括：将所存储片段的所选部分与先前确定的已知R波模板对齐；以及确定形态匹配分数。形态匹配分数可以具有从0至100的可能值范围，并且指示第二心脏信号片段的形态与已知R波模板有多匹配。如在美国专利号6,393,316(Gillberg等人)中总体上公开的小波变换方法是可以在框422处执行以确定匹配分数的形态匹配方法的一个示例。

可以由快速性心律失常检测器92实施的其他形态匹配方法可以将所存储的第二心脏电信号的波形、幅度、斜率、时间拐点、峰值数量或其他特征与已知R波模板进行比较。更具体地，波形持续时间或宽度、波形极性、波形正向斜率、波形负向斜率和/或其他波形特征可以单独使用或组合使用以对未知波形与已知R波模板之间的相似性进行表征。形态匹配方法可以使用所存储的第二心脏电信号的一个形态特征或者两个或更多个形态特征的组合来确定与已知R波模板的匹配。可以执行包括生成姿势无关R波模板以用于进行模板匹配的用于确定形态匹配分数的姿势无关方法，如在预授权的美国专利申请号2016/0022166(Stadler等人)中总体上公开的。在美国专利号8,825,145(Zhang等人)和美国专利号8,983,586(Zhang等人)中总体公开了可以在框422处使用的其他搏动形态匹配技术。

在框432处由快速性心律失常检测器92使用形态匹配分数来更新搏动形态抑制规则。在一个示例中，当预定数量个最近形态匹配分数中的最小数量个形态匹配分数超过匹配分数阈值时，可能满足搏动形态抑制规则。例如，如果最近形态匹配分数中的8个中的至少三个超过匹配分数阈值50、60、70或其他分数阈值，则满足搏动形态抑制规则。超过所选匹配分数阈值的相对高匹配分数指示未知搏动与已知R波模板相匹配，并且因此是正常R波而非VT或VF搏动。因此，当这些最近形态匹配分数中阈值数量个最近形态匹配分数被确定为正常R波时，满足搏动形态抑制规则，并且控制电路80可以设置对此进行指示的标记或逻辑信号。

搏动形态抑制规则与总体形态抑制规则的区别在于搏动形态抑制规则是基于对可疑R波信号的分析来确定它是正常R波的可能性。换言之，基于验证正常心室搏动(或至少标识不太可能是VT或VF搏动的搏动)来应用搏动形态抑制规则以停止VT或VF检测。总体形态抑制规则基于对信号片段中的比搏动形态抑制规则更长的时间间期的分析，使得可以检测到与非心脏噪声脉冲(例如，在第二心脏电信号的基线部分期间)相关的信号形态参数。基于检测可能干扰可靠的VT或VF检测或导致错误的VT或VF检测的有噪声信号片段来应用总体形态抑制规则以停止VT或VF检测。

在框424处，根据所存储的数字化心脏电信号确定TWOS参数。在一些情况下，根据从第一感测通道83接收到的一阶差分信号69来确定TWOS参数，如上文结合图5所描述的。一阶差分信号是通过从第n采样点中减去n-1采样点的幅度来确定的。可替代地，来自感测通道85的第二心脏电信号在陷波滤波之前或之后可以用于确定TWOS参数以便基于对所存储心脏信号的形态分析来检测TWOS，例如如上文引用的美国专利申请号62/367,221(代理人案卷号C00013321.USP1，Cao等人)中总体公开的。快速性心律失常检测器92可以被配置为通过确定差分滤波心脏电信号和TWOS参数来执行T波过感测抑制算法，如上文引用的美国专利号7,831,304(Cao等人)中总体公开的。在美国专利号8,886,296(Patel等人)和美国专利号8,914,106(Charlton等人)中总体上公开了可以用于根据第一和/或第二心脏电信号确定TWOS参数的检测TWOS的其他方面。

在框434处，快速性心律失常检测器92使用针对当前存储的心脏信号片段确定的(多个)TWOS参数来将TWOS抑制规则的状态更新为满足或未满足。例如，如果一个或多个TWOS参数指示第一感测通道83产生的R波感知事件信号有可能是过感测T波，则在框434处可以更新TWOS事件计数器。如果TWOS事件计数器达到阈值，则满足TWOS抑制规则。控制电路80可以设置指示何时满足TWOS抑制规则的标记或逻辑信号。

在框426处可以确定其他噪声参数以便标识由于噪声伪影造成的过感测。在框426处确定的噪声参数可以包括根据经陷波滤波的第二心脏电信号片段确定峰值幅度。所存储的信号片段的全部或一部分可以用于确定一个或多个幅度峰值。在其他示例中，第一心脏电信号片段可以经历陷波滤波并且可以用于在框426处确定噪声参数。在框426处确定的峰值幅度可以包括在框418处确定的用于确定幅度比值的最大峰值幅度。将一个或多个所存储的心脏信号片段的最大峰值幅度与噪声检测标准进行比较以在框436处判定是否满足噪声抑制规则。控制电路80在框436处设置标记或逻辑信号以指示噪声抑制规则的状态。在美国专利申请号62/367,170(Greenhut等人，代理人案卷编号C000013169.USP1)中总体公开了用于在框426处确定噪声参数并在框436处更新噪声抑制规则的方法。

在框112处调整VT间期计数器和VF间期计数器之后，快速性心律失常检测器92在框132处将间期计数器与VT和VF NID检测阈值进行比较。如果VT或VF间期计数器已经达到NID，则快速性心律失常检测器92在框440处检查抑制规则的状态。如果在框440处基于一个或多个抑制规则的状态满足抑制标准，框440的“是”分支，则在框140处停止基于框110、112和132处的RRI分析的VT或VF检测。不递送VT或VF治疗。过程返回至框110以在从感测通道83接收到下一个R波感知事件信号时确定下一个RRI。

如果抑制标准未被满足，框440的“否”分支，则在框136处根据哪个VT或VF间期计数器达到了其对应的NID阈值来检测VT或VF发作。控制电路80控制治疗递送电路84在框138处根据所检测到的发作的类型以及所编程的治疗递送控制参数来递送治疗。

在一些示例中，在框440处应用的抑制标准仅要求满足单条抑制规则以使快速性心律失常检测器92停止VT或VF检测。在其他示例中，在停止基于RRI的VT或VF检测之前，可以要求满足两条或更多条抑制规则。在仍其他示例中，一条抑制规则可以与另一条抑制规则关联以便使得在框440处满足抑制标准。例如，R波确认抑制规则可以仅在总体形态抑制规则也被满足时才用于满足抑制标准。在这种情况下，R波确认抑制规则单独无法用于在框440处满足抑制标准。总体形态抑制规则可以仅与R波确认抑制规则一起、单独地或与另一条规则组合使用以满足抑制标准。

在框428至436处更新的抑制规则可以由用户使用外部设备40通过编程方式启用或禁用。控制电路80可以确定在框418至426处根据需要确定哪些参数来更新仅被启用或被编程为“打开”的抑制规则的状态。

图11是根据另一个示例的用于由ICD 14检测快速性心律失常的方法的流程图500。在图7和图10的示例中，由对应VT和VF间期计数器跟踪根据第一感测电极向量102确定的落入对应VT或VF间期范围或区域中的RRI的数量。在框132处将VT和VF间期计数器的计数与对应VT和VF NID阈值进行比较。图11中具有相同编号的框与如上文描述的图7和图10中示出的具有类似编号的框相对应。

在其他示例中，第二感测通道85从框104处的第二电极向量接收到的第二心脏电信号还可以用于确定RRI并且在决策框438处判定是否达到NID阈值。快速性心律失常检测器92可以包括用于对根据由第二感测通道85接收到的第二心脏电信号确定的RRI进行计数的第二VT和VF间期计数器。可以基于根据经由第二感测电极向量104接收到的第二心脏电信号确定的RRI来在框415处更新第二VT和VF间期计数器。

在一个实例中，在框114处达到R感测确认阈值之后，快速性心律失常检测器92可以在框415处开始更新第二VT和VF间期计数器。从初始化零计数开始更新第二VT和VF间期计数器的过程可以包括：基于结合图7的框122、124、126和128所描述的那样将幅度比值与比值阈值进行比较来在框428处确认R波。如果在框126处确认R波感知，则在框428处基于所确认R波感知事件来更新R波确认抑制规则，并且快速性心律失常检测器92在框415处将在框418处确定的事件间期与VT和VF间期区域进行比较。在框418处确定的事件间期是从最近确认R波事件时间到针对最近R波感知事件信号而存储的时间片段的最大绝对幅度的事件时间的时间间期。

如果在框428处确认最近R波感知事件信号，则在框415处可以将事件间期与被定义为与在框112处对根据第一感测通道83产生的R波感知事件信号确定的RRI应用的间期区域相同的VT和VF间期区域进行比较。如果在框418处针对所确认R波确定的事件间期落入VT间期区域，则在框415处增大第二VT间期计数器。如果事件间期落入VF间期区域，则在框415处增大第二VF间期计数器。在一些示例中，如果事件间期落入VT或VF间期区域，则增大组合VT/VF间期计数器。

如果对根据第一感测通道83确定的RRI应用的第一VT或VF间期计数器(或组合VT/VF间期计数器)之一在框132处达到NID，则快速性心律失常检测器92可以在框438处将第二VT和VF间期计数器与第二NID要求进行比较。快速性心律失常检测器92使用的第二VT NID和第二VF NID可以小于在框132处应用于第一VT和VF间期计数器的VT NID和VF NID。在一些示例中，在框114处达到R感测确认阈值之后，开始更新第二VT和VF间期计数器。因此，第二VT和VF间期计数器的计数可以小于第一VT和VF间期计数器(在框112处调整的计数器)。第二VT和VF间期计数器的计数可以落在第一VT和VF间期计数器之后，相差达到R感测确认阈值所需间期数量。例如，如果为了在框114处达到R感测确认阈值而要求第一VT间期计数器具有至少为2的计数或者要求第一VF间期计数器具有至少为3的计数，则第二VT或VF间期计数器可以分别具有至少为2或3的小于对应的第一VT或VF间期计数器的计数。

如果第二VT或VF间期计数器之一达到第二NID，框438的“是”分支，则快速性心律失常检测器92基于如上文结合图10所描述的在框428至436处更新的抑制规则的状态来在框440判定是否满足抑制标准。如果在框438处第二VT或VF间期计数器均未达到第二NID，框438的“否”分支，则快速性心律失常检测器92并不前进至在框440处检查抑制标准。而是，快速性心律失常检测器92可以等待对应的第一VT或VF间期计数器在框132处达到第一VT或VFNID并且等待对应的第二VT或VF间期计数器在框438处达到对应的第二NID。例如，为了前进至框440以判定是否满足抑制标准并随后在框136处检测VT或者在框140处停止VT检测，要求第一VT间期计数器在框132处达到第一VT NID并且要求第二VT间期计数器在框438处达到第二VT NID。类似地，为了前进至框440以判定是否满足抑制标准并随后在框136处检测VF或者在框140处停止VF检测，要求第一VF间期计数器在框132处达到第一VF NID并且要求第二VF间期计数器在框438处达到第二VF NID。

图12是根据另一个示例的在图4的感测电路中所包括的电路系统的图示。在图12中，感测通道83和85的具有相同编号的部件与结合图5所描述的并在其中示出的具有类似编号的部件相对应。在图5的示例中，第一感测通道83被配置为通过R波检测器66实时感测R波并且产生R波感知事件信号68，所述R波感知事件信号在感知R波时传送至计时电路90。第二感测通道85被配置为将经滤波的数字化输出信号78传送至存储器82以便当被来自第一感测通道83的R波感知事件信号68触发时存储第二心脏电信号片段，而无需从第二心脏电信号中执行实时R波感测。

在图12的示例中，第二感测通道85被配置为将数字化的经滤波输出信号78传送至存储器82以便如上文所描述的那样存储第二心脏电信号片段。另外，感测通道85被配置为从第二心脏电信号中执行实时R波感测。在这种情况下，第二感测通道85包括用于对滤波器74的数字化且经带通滤波的信号输出进行整流的整流器75。经整流信号从整流器75传送至R波检测器77。R波检测器可以包括感测放大器、比较器或被配置为对经整流信号应用自动调整R波感测阈值以便响应于正向R波感测阈值越限而感测R波的其他R波检测电路系统。

第二感测通道85可以产生R波感知事件信号79，所述R波感知事件信号实时传送至计时电路90以用于基于第二心脏电信号确定RRI。RRI可以被确定为连续接收到的R波感知事件信号79之间的时间间期或采样点计数。计时电路90可以将根据来自第二感测通道85的R波感知事件信号79确定的RRI传送至快速性心律失常检测器92以用于基于根据第二感测通道85对R波的实时感测确定的RRI来更新第二VT和VF间期计数器。

在图11的流程图500中，由快速性心律失常检测器92在框415处基于在框428处由于对所存储的第二心脏电信号片段进行后处理而确认的R波来更新第二VT和VF间期计数器。在图11的示例中，第二感测通道85并不实时地感知R波(可以记录信号片段，但并不实时产生R波感知事件信号，因为R波是基于R波感测阈值来感知的)。在图12中，第二感测通道85被配置为从由第二感测向量104接收到的第二心脏电信号中实时感测R波，并且因此，快速性心律失常检测器92可以基于由第二感测通道85对R波的实时感测来更新第二VT和VF间期计数器。

图13是根据另一个示例的用于由ICD 14检测快速性心律失常的方法的流程图550，在所述示例中，第二感测通道85被配置为从第二心脏电信号中实时感测R波，除此之外，控制电路80被配置为通过对第二心脏电信号进行后处理来确认由第一感测通道83感知的R波。图13中具有相同编号的框与在图7和/或图11中示出并且结合其进行描述的具有类似编号的框相对应。

在图13的示例中，在框105处，感测通道85的R波检测器77例如响应于第二心脏电信号越过第二R波感测阈值而产生R波感知事件信号79(图12中所示)。第二R波感测阈值可以是自动调整阈值，并且可以不同于第一感测通道83的R波检测器66使用的R波感测阈值。计时电路90在框105处确定从第二感测通道85接收到的连续R波感知事件信号79之间的RRI，并且将所确定的RRI传送至快速性心律失常检测器92。在框419处，快速性心律失常检测器92响应于在框105处确定的每个RRI而调整第二VT间期计数器或第二VF间期计数器，这两个间期计数器都可以是Y中X类型计数器。在本示例中，可以实时更新快速性心律失常检测器92的第二VT和VF间期计数器，类似于用于对根据第一心脏电信号确定的RRI进行计数的第一VT和VF间期计数器。第二VT和VF间期计数器可以在逐搏动的基础上被更新，而无需要求首先达到R感测确认阈值(框114)。

如果快速性心律失常检测器92在框132处确定达到第一VT NID或第一VF NID，则快速性心律失常检测器92在框439处分别将第二VT和VF间期计数器与第二VT NID和第二VFNID进行比较。在这种情况下，第二VT NID和第二VF NID可以与第一VT NID和第一VF NID相同，因为第一和第二VT间期计数器以及第一和第二VF间期计数器全部都响应于实时感知的R波而被更新。如果尚未达到第二VT或VF NID(框430的“否”分支)，则快速性心律失常检测器92可以返回到框132以等待基于对应的第一和第二感测通道83和85两者实时感知的R波而达到VT或VF NID阈值。

如果当在框132处达到第一VT或VF NID时在框439处达到相应的第二VT或VF NID，则快速性心律失常检测器92在框440处判定是否满足抑制标准，如之前结合图10所描述的。响应于满足抑制标准而在框140处停止基于从第一和第二心脏电信号中实时检测到快速性心律失常间期的待定VT或VF检测，或者如果未满足抑制规则，则在框135处确认VT或VF检测。控制电路80控制治疗递送电路在框138处响应于VT或VF检测而递送抗快速性心律失常治疗。

图14是由ICD 14执行的方法的流程图600，所述方法用于响应于满足总体形态抑制规则(框430，图10、图11和图13)而停止VT或VF检测。图14的框102至114、132、136、138和140对应于如上文结合图10、图11和图13描述的具有相同编号的框。

如上所述，如果在框114处达到R感测确认阈值，则控制电路80在框416处对所存储的第二心脏电信号片段应用陷波滤波器。在框416处应用的陷波滤波器可以与结合图6所描述的滤波器相对应。经陷波滤波的第二心脏电信号片段在框602、604和606处用于确定与基线噪声(框602)、最大信号幅度(框604)和最大信号宽度(框606)相关的形态参数。下文分别结合图15、图16和图17描述了可以由控制电路80执行以便确定基线噪声参数、确定信号幅度参数并且确定信号宽度参数的方法的示例。在框602、604和608处执行的方法可以对应于在图10、图11和图13的框420处确定总体形态参数。

在框608处将这些参数与噪声检测标准进行比较。如果在框608处满足噪声检测标准，则在框610处将被分析的第二心脏信号片段确定为有噪声片段。信号片段的噪声污染可能由肌肉(肌电)噪声、EMI或其他非心脏电噪声源引起。

响应于在框610处检测到有噪声片段(“是”分支)，在框114处达到R波确认阈值之后，控制电路80在框614处增大有噪声片段计数以跟踪基于形态参数被标识为有噪声的数量个片段。在框430处基于有噪声片段计数的值来更新总体形态抑制规则的状态。当所述片段未被检测为有噪声时，框610的“否”分支，可以在框430处更新总体形态抑制规则以跟踪从预定数量个被分析片段中或者从最近R波感知事件信号中检测到的数量个有噪声片段。可以基于有噪声片段计数值满足总体形态抑制规则。如果检测到阈值数量个有噪声片段，则在框430处满足抑制规则。例如，如果最近八个(或其他预定数量)被分析心脏电信号片段中至少两个被分类为有噪声，则抑制规则在框430处被更新为被满足。如果最近八个被分析心脏电信号片段中少于两个被分类为有噪声，则抑制规则被更新为未被满足。

下一信号片段在框612处被取出并且在框602至610处经历相同的分析以基于在框608处应用的噪声检测标准来判定所述片段是否有噪声。如下文结合图19所述，将经历分析以检测有噪声信号片段的下一信号片段可以不对应于下一连续R波感知事件信号。在一些情况下，在框612处取出的下一信号片段对应于在触发对当前分析的信号片段的存储的R波感知事件信号之后的至少300ms或另一预定时限处出现的R波感知事件信号。以此方式，被分析以便被标识为有噪声信号片段的信号片段有时可以是连续的并且在其他时候可以是非连续的。出于确定总体形态参数的目的，可以跳过在小于预定时限的RRI处出现的R波感知事件信号。在其他示例中，对在感测后消隐间期之外出现的每个R波感知事件信号进行分析以确定总体形态参数。

响应于在框132处达到NID，基于根据由第一感测通道83经由第一感测向量102接收到的心脏电信号确定的RRI，控制电路80在框440处判定是否满足抑制标准。在图14的示例中，控制电路80检查在框430处更新的总体形态抑制规则的状态。如果在框132处达到NID时满足总体形态抑制规则，例如如果如以上示例中给出的被分析的最近八个信号片段中至少两个被检测为有噪声片段，则在框140处停止基于在框132处达到NID来进行的VT或VF检测；不递送治疗。

只要仍然满足R感测确认阈值或者在检测到VT或VF之前，可以重复分析信号片段以检测有噪声片段的此过程。当达到NID且未满足(框440的“否”分支)总体形态抑制规则(以及如本文之前描述的在框440处应用的任何其他抑制规则)时，在框136处检测VT或VF。控制电路80控制治疗递送电路84根据所编程的治疗来递送治疗，例如，ATP或电击治疗。应当理解的是，在一些示例中，在框136处进行的VT或VF检测可以要求基于根据第二心脏电信号确定的RRI达到第二NID，如结合图11和图13所描述的。

图15是根据一个示例的由ICD 14执行以便在图14的框602处确定与基线噪声关联的形态参数的方法的流程图700。与基线噪声关联的形态参数在本文中被称为基线噪声参数，并且在图15的示例中，与基线噪声关联的形态参数是信号片段期间的信号脉冲计数。

在框702处，可以根据经陷波滤波的第二心脏电信号片段确定一阶差分信号。在一个示例中，所存储片段的长度为至少360ms，使得一阶差分信号是使用例如在陷波滤波之后的第二心脏电信号的360ms片段内的采样点来确定的。360ms片段可以包括R波感知事件信号之前和之后的采样点。例如，当采样速率为256Hz时，360ms片段可以包括92个采样点，其中，所述采样点中的24个在触发对信号片段的存储的R波感知事件信号之后出现，并且68个采样点在时间上早于R波感知事件信号而从R波感知事件信号延长。通过处理在R波感知事件信号之后出现的相对较少的采样点，控制电路80在R波感知事件信号之后不需要等待很长的时间以获取确定基线噪声参数(以及其他总体形态参数)所需的所有采样点，由此使检测噪声和更新总体形态抑制规则的信号处理延迟最小化。一阶差分信号是通过计算采样点之间的连续差A(n)-A(n-1)来计算的，其中，n是采样点数量，在上文给出的示例中，所述采样点数量的范围为1至92；A(n)是第n采样点的幅度；并且A(n-1)是紧接着前一个n-1采样点的幅度。

在框704处，通过标识具有相反极性的差分信号的连续采样点来设置过零点。例如，负采样点之后的正采样点被标识为过零点，或者正采样点之后的负采样点被标识为过零点。控制电路80将被标识为过零点的这两个信号采样点的绝对值进行比较。差分信号的具有较小绝对值幅度的采样点被设置为零幅度以清楚地界定每个过零点，其中两个连续的过零点定义基线噪声脉冲。

在框706处对具有所设置过零点的差分信号进行整流。在框708处，确定噪声脉冲幅度阈值。可以基于经整流差分信号在被分析的整个片段内，在上文给出的示例中在360ms内的最大幅度来确定噪声脉冲幅度阈值。可以将噪声脉冲幅度阈值设置为经整流差分信号的最大幅度的一部分或某个百分比。例如，可以将噪声脉冲幅度阈值设置为经整流差分信号的最大幅度的八分之一。

在框710处，标识被分析片段内的信号脉冲并对其进行计数。信号脉冲是通过将经整流差分信号的在两个连续的过零点之间出现的采样点幅度与噪声脉冲幅度阈值进行比较来标识的。如果经整流差分信号幅度越过噪声脉冲幅度阈值，则在框710处标识信号脉冲并对其进行计数。控制电路80可以遍历整个所存储信号片段或者在时间上早于QRS波群延长以包括基线信号部分的其所选部分，以便标识被分析的片段中超过噪声脉冲幅度阈值的所有脉冲并对其进行计数。在图14的框602处确定的基线噪声参数是在框710处确定的所标识信号脉冲的计数。在美国专利号US8435185(Ghanem等人)中总体上公开了可以被实施以在框602处确定如肌肉噪声脉冲计数等基线噪声参数的其他技术。

图16是根据一个示例的用于在图14的框605处确定幅度参数的方法的流程图800。在框802处，对经陷波滤波的信号片段进行整流，例如，对如上文结合图15所述的360ms片段进行整流。控制电路80在框804处确定经整流的经陷波滤波的片段的最大绝对幅度。在框806处对被分析的经整流信号片段的所有采样点的幅度进行求和。在框808处，基于在框804处确定的最大绝对幅度和在框806处确定的经求和的采样点幅度来确定归一化整流幅度(NRA)。在一个示例中，NRA被确定为经陷波滤波且经整流的信号片段的所有采样点幅度的总和的预定倍数与最大绝对幅度之比。例如，NRA可以被确定为经求和的幅度除以最大绝对幅度的四倍，结果可以被截断为整数值。可以在图14的框604处将此NRA确定为幅度参数。此幅度参数值越高，信号片段含有VT或VF发作的有效R波的可能性就越大。当幅度参数大于可电击搏动幅度阈值时，信号片段可以被标识为“可电击搏动”，如下文结合图18所述。

图17是可以由控制电路80执行以便在图14的框606处确定信号宽度参数的方法的流程图810。框802和804对应于上文结合图16所述的具有相同编号的框。在框802处确定的经陷波滤波的经整流信号片段以及在框804处确定的经整流信号片段的最大绝对幅度用于在图14的框604处确定信号幅度参数并且在图14的框606处确定信号宽度参数。然而，在其他示例中，还可以使用用于如结合图15所述那样确定脉冲计数的具有所设置过零点的差分信号，而不是经陷波滤波的经整流信号片段来确定信号幅度参数和信号宽度参数。

控制电路80在框812处基于最大绝对幅度来确定脉冲幅度阈值。此脉冲幅度阈值用于标识第二心脏电信号片段中具有最大信号宽度的信号脉冲。在框812处确定的脉冲幅度阈值可以是与在图15的框708处确定的噪声脉冲幅度阈值不同的阈值。例如，用于确定信号宽度参数的脉冲幅度阈值可以设置为经整流的经陷波滤波的信号片段的最大绝对幅度的一半，而在图15中用于确定信号脉冲计数的噪声脉冲幅度阈值可以设置为经整流的差分信号片段的最大幅度的八分之一。

通过图16的方法确定的信号幅度参数以及通过图17的方法确定的信号宽度参数用于标识比基线噪声脉冲更有可能是潜在VT或VF节律的R波的信号脉冲。具有相对较大信号幅度参数和/或相对较大信号宽度参数的信号片段有可能是VT或VF节律的心跳而不是噪声并且在本文中被称为“潜在可电击搏动”。当基于较大信号幅度参数和/或信号宽度参数检测到潜在可电击搏动时，可以应用更严格的标准来将信号片段检测为有噪声片段从而避免基于潜在可电击搏动来停止VT或VF检测。要求包括潜在可电击搏动的信号片段满足较高噪声检测标准以便证明在框614(图14)处将信号片段计数为有噪声片段，这可能导致满足总体形态抑制规则和停止VT或VF检测。否则，基于较不严格的噪声检测标准被计数为有噪声片段的潜在可电击搏动可能导致在真实的快速性心律失常发作期间停止或延迟VT或VF检测。

在框814处，控制电路80将所述片段的所有脉冲的信号宽度确定为经整流信号的一对连续过零点之间的采样点的数量(或相应时间间期)。在框816处确定每个脉冲的最大峰值。标识具有大于或等于在框812处确定的脉冲幅度阈值，例如大于最大绝对幅度的一半的最大峰值的所有脉冲。在框820处，在具有至少为脉冲幅度阈值的最大峰值幅度的脉冲中标识具有最大脉冲宽度的脉冲。此最大脉冲宽度在图14的框606处被确定为信号宽度参数。

图18是用于将总体形态参数与噪声检测标准进行比较并且将片段检测为有噪声片段的方法的流程图900。流程图900的过程可以在图14的框608和610处执行。在框902处，控制电路80取出在框602、604和606处确定的总体形态参数以便与噪声检测标准进行比较。在框904处，将NRA与潜在可电击搏动幅度阈值进行比较。当如上文结合图16所述那样确定了NRA时，可以将潜在可电击搏动幅度阈值设置为处于100与150之间，并且在一些示例中，设置为140。如果NRA大于所述阈值，则信号片段有可能包括VT或VF发作的真实R波并且因此是潜在可电击搏动(如果其在VT或VF间期处出现)。

在框906处，将最大脉冲宽度与潜在可电击搏动宽度阈值进行比较。如果在框904和906处信号片段的NRA和最大脉冲宽度两者均大于对应幅度阈值和宽度阈值，则所述片段在框908处被标识为潜在可电击搏动。在一个示例中，当采样速率为256Hz时，潜在可电击搏动宽度阈值设置为20个采样点。在框910处，将被确定为基线噪声参数(如结合图15所述)的信号脉冲计数与第一有噪声片段阈值进行比较。如果信号脉冲计数大于有噪声片段阈值，例如大于12，则所述片段在框916处被检测为有噪声片段。响应于检测到有噪声片段，有噪声片段计数在图14的框614处增大一。

如果脉冲计数小于第一有噪声片段阈值，框910的“否”分支，则所述片段不被检测为有噪声片段，并且只要在框114处仍然达到R感测确认阈值并且还未检测到VT或VF，过程就返回到框902以取出下一信号片段的总体形态参数。

如果所述片段未被标识为潜在可电击搏动，框904的“否”分支或框906的“否”分支，则在框914处将所标识信号脉冲计数与第二有噪声片段阈值进行比较。第二有噪声片段阈值可以小于第一有噪声片段阈值。如果基于幅度参数和信号宽度参数所述片段未被标识为潜在可电击搏动，则可以应用较不严格的标准，例如较低的有噪声片段阈值以将所述片段分类为有噪声片段。在一个示例中，第二有噪声片段阈值为六。如果脉冲计数超过第二有噪声片段阈值，则所述片段在框916处被检测为有噪声片段并且将在图14的框614处被控制电路80进行计数。否则，所述片段不被检测为有噪声片段(框914的“否”分支)，并且在框902处取出下一片段的总体形态参数。

当有噪声片段计数达到或超过抑制阈值时，例如，这八个最近的被分析片段中有两个有噪声片段被计数，满足总体形态抑制规则，如上文结合图14所述。所述片段基于原始存储的片段中具有大于噪声脉冲幅度阈值的差分信号绝对幅度的正向或负向信号脉冲的计数而被分类为有噪声。在图18的示例中，在有噪声片段基于相对较大幅度参数和/或相对较大信号宽度参数被标识为潜在可电击搏动时检测所述片段所需的信号脉冲的数量小于在有噪声片段不被标识为潜在可电击搏动时检测所述片段所需的信号脉冲的数量。在图18的示例中，需要幅度参数和信号宽度参数两者均超过对应的幅度阈值和宽度阈值以便将所述片段标识为潜在可电击搏动。在其他示例中，可能需要幅度参数或信号宽度参数中仅一个超过其对应阈值以便将所述片段标识为潜在可电击搏动。

图19是时序图950，描绘了在其内可以确定与基线噪声、幅度参数和信号宽度参数关联的形态参数的时间片段。在时间962处出现的R波感知事件信号952可以引起达到R波确认阈值。时间963处的下一R波感知事件信号953触发对第二心脏电信号片段的时间片段970的存储。时间片段970的一部分972早于R波感知事件信号953延长并且部分974在R波感知事件信号953之后延长。可以针对时间片段970确定总体形态参数，并且可以对所述总体形态参数进行分析以判定是否满足噪声检测标准从而根据图15至图18的方法将片段970检测为有噪声片段。

下一R波感知事件信号954出现在从时间963起的预定时限980内。如此，在一些示例中，跳过对与R波感知事件信号954相对应的时间片段的分析。可以针对R波感知事件信号954而存储第二心脏电信号片段并且可以将其用于其他信号分析以用于确认感知R波和/或确定其他抑制规则的状态，但在一些示例中，不用于总体形态抑制规则分析。在一个示例中，时限980可以是300ms，但是可以比此值更长或更短。时限980可以被设置成实现将在开始对下一时间片段的分析之前执行的对时间片段970的分析的处理时间。下一R波感知事件信号955出现在时限980到期之后的时间965处。对响应于R波感知事件信号955而缓冲在存储器82中的时间片段975进行分析以判定其是否为有噪声片段。

时间966处的R波感知事件956在时限980到期之后出现，以便根据图15至图18的方法对第二心脏电信号的时间片段976进行分析。R波感知事件信号957出现在R波感知事件信号956之后的时限980内，以便根据图19的示例跳过对相应时间片段的分析。与时间968处的R波感知事件958相对应的下一时间片段978是在时限980到期之后最早出现的R波感知事件并且因此被分析以判定片段978是否是有噪声片段。如此，当跳过了与出现在预定时限980内的R波感知事件相对应的一个或多个事件片段时，第二心脏电信号的时间片段可能有时对应于连续的R波感知事件信号并且有时对应于非连续的R波感知事件信号。

图20是根据另一个示例的用于将总体形态参数与噪声检测标准进行比较并且将片段检测为有噪声片段的方法的流程图920。在一些示例中，对与在达到R感测确认阈值之后接收到的每个R波感知事件信号相对应的每个第二心脏电信号时间片段进行分析，而无需要求R波感知事件信号在如图19所示的预定时限之后出现。可以在每个R波感知事件信号之后应用感测后消隐间期，例如图8的消隐间期214，从而排除早于感测后消隐间期到期的R波感知事件信号。感测后消隐间期可以是例如150ms。可以对针对在感测后消隐间期外出现的每个连续R波感知事件信号而缓冲的第二心脏电信号片段进行分析。在包括如图19所示的预定时限980的示例中，时限980可以设置为零，使得在感测后消隐间期到期之后的每个R波感知事件信号导致对相应第二心脏电信号片段(在达到R感测确认阈值之后)的总体形态分析。

框902至908对应于图18的具有相同编号的框。在框902处取出片段参数，并且在框904和906处将NRA和最大脉冲宽度与对应的可电击搏动幅度和宽度阈值进行比较。如果NRA和最大脉冲宽度两者均大于其对应的幅度阈值和宽度阈值(框904和906两者的“是”分支)，则所述片段在框908处被分类为潜在可电击搏动。在此示例中，当所述片段被分类为潜在可电击搏动时，不对有噪声片段阈值进行比较。所述片段不引起满足总体形态抑制规则，使得如果达到NID(图14的框132)，则停止检测和治疗。如果仍然满足R感测确认阈值并且未检测到VT或VF发作，则过程返回到框902以取出下一所存储的第二心脏电信号片段的片段参数。

如果NRA和最大脉冲宽度中的一者或两者小于其对应阈值(框904和/或框906的“否”分支)，则在框922处将针对所述片段确定的信号脉冲计数与有噪声片段阈值进行比较。噪声片段阈值可以是脉冲计数8、10、12或其他预定阈值，这将部分地取决于被分析的信号片段的持续时间。如果脉冲计数不大于有噪声片段阈值，“否”分支，则所述片段不被分类为有噪声并且不会引起在图14的框614处增大有噪声片段计数。如果脉冲计数大于有噪声片段阈值，例如脉冲计数12或更多，则所述片段在框924处被分类为有噪声片段。有噪声片段计数在图14的框614处增大，并且总体形态抑制规则状态在框430处更新。如果例如基于有噪声片段计数达到阈值(如最近八个被分析的片段中至少两个片段被分类为有噪声)而满足总体形态抑制规则，如在框440处所确定的，则满足总体形态抑制规则。如果基于第一心脏电信号而达到NID，则在图14的框140处停止VT/VF检测并且停止治疗。

在图18的示例中，基于更高、更严格的脉冲计数阈值，被分类为潜在可电击搏动的片段仍然可以被分类为有噪声片段(图18的框910)。在图20的示例中，基于信号幅度参数和/或信号宽度参数被标识为潜在可电击搏动的所有第二心脏电信号片段不被分类为有噪声片段并且不导致停止VT/VF检测和治疗。要求幅度参数和宽度参数中的至少一个或两个小于其对应的潜在可电击搏动幅度阈值和宽度阈值以便在框922处对信号脉冲计数与有噪声片段阈值进行比较并且在框924处检测有噪声片段。

因此，在前面的描述中已经参考具体实施例呈现了一种用于响应于在心血管外ICD系统中检测到心脏电信号片段的噪声污染而停止室性快速性心律失常检测的方法和装置。在其他示例中，本文所描述的各种方法可以包括以与本文所示出和描述的说明性示例不同的顺序或组合执行的步骤。应当理解，在不脱离本公开和以下权利要求书的范围的情况下，可以对所参考实施例做出各种修改。

以下编号的示例展示了本公开的一个或多个方面。

示例1.一种方法，包括：由医疗设备系统的感测电路的第一感测通道响应于第一心脏电信号越过感测幅度阈值而感测多个R波，所述第一心脏电信号是由所述第一感测通道经由耦合至所述医疗设备系统的第一心血管外感测电极向量来接收到的；针对所述第一感测通道所感知的所述多个R波中的每一个而将第二心脏电信号的时间片段存储在存储器中，所述第二心脏电信号是经由耦合至所述医疗设备系统并且不同于所述第一感测电极向量的第二感测电极向量来接收到的；针对多个所存储时间片段中的每一个：根据所述所存储时间片段确定与信号噪声关联的形态参数；基于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数来将对应的所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段；以及响应于将所述所存储时间片段中至少阈值数量个所存储时间片段检测为有噪声信号片段而停止检测快速性心律失常发作。

示例2.如示例1所述的方法，进一步包括：在确定所述形态参数之前，由陷波滤波器对所述第二心脏电信号的所述时间片段进行滤波。

示例3.如示例1和2中任一项所述的系统，进一步包括：确定所述第一感测通道所感知的所述R波中的连续R波之间的多个间期；确定所述多个间期中的至少预定数量个间期小于快速性心律失常检测间期；以及响应于所述多个间期中的预定数量个间期小于所述快速性心律失常检测间期而确定所述形态参数。

示例4.如示例1至3中任一项所述的方法，其中，确定所述形态参数包括：标识在所述第二心脏电信号的所述时间片段期间出现的信号脉冲；以及确定所标识信号脉冲的计数。

示例5.如示例4所述的方法，其中，标识所述信号脉冲包括：标识所述时间片段期间所述第二心脏电信号的过零点；确定在两个连续过零点之间所述第二心脏电信号越过噪声脉冲幅度阈值；以及响应于在两个连续过零点之间所述第二心脏电信号越过所述噪声脉冲幅度阈值而标识信号脉冲。

示例6.如示例1至5中任一项所述的方法，进一步包括：确定所述所存储时间片段的信号宽度参数或信号幅度参数中的至少一个；基于所述信号宽度参数或所述信号幅度参数中的至少一个来检测潜在可电击搏动；响应于检测到所述潜在可电击搏动而将所述形态参数与第一有噪声片段阈值进行比较；确定针对对应的所述所存储信号片段而确定的所述形态参数大于或等于所述第一有噪声片段阈值；以及响应于针对所述所存储信号片段而确定的所述形态参数大于或等于所述第一有噪声片段阈值而将对应的所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段。

示例7.如示例6所述的方法，进一步包括：响应于基于所述信号宽度参数或所述信号幅度参数中的所述至少一个未检测到潜在可电击搏动而将所述形态参数与第二有噪声片段阈值进行比较；确定所述形态参数大于或等于所述第二有噪声片段阈值，所述第二有噪声片段阈值小于所述第一有噪声片段阈值；以及响应于所述形态参数大于或等于所述第二有噪声片段阈值而将所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段，所述第二有噪声片段阈值小于所述第一有噪声片段阈值。

示例8.如示例1至7中任一项所述的方法，进一步包括：根据所述所存储时间片段确定信号宽度参数和/或信号幅度参数中的至少一个；基于所述信号宽度参数和/或所述信号幅度参数中的至少一个来确定所述所存储时间片段不是潜在可电击搏动；响应于确定所述所存储时间片段不是潜在可电击搏动而将所述形态参数与有噪声片段阈值进行比较；以及响应于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数大于或等于所述有噪声片段阈值而确定对应的所述所存储时间片段是有噪声信号片段。

示例9.如示例8所述的方法，其中，确定所述信号宽度参数包括：标识所述所存储时间片段期间所述第二心脏电信号的过零点；确定在两个连续过零点之间所述第二心脏电信号越过脉冲幅度阈值；响应于在两个连续过零点之间所述第二心脏电信号越过所述脉冲幅度阈值而标识信号脉冲；将每个所标识信号脉冲的脉冲宽度确定为每个对应所标识信号脉冲的所述两个连续过零点之间的时间间期；以及将所述信号宽度参数确定为所确定脉冲宽度中的最大脉冲宽度。

示例10.如示例8和9中任一项所述的方法，进一步包括：通过以下操作来确定所述幅度参数：确定所述时间片段的所有采样点的绝对幅度的总和；以及通过所述时间片段的最大采样点幅度来归一化所述总和；将所述幅度参数与可电击搏动幅度阈值进行比较；确定所述幅度参数大于所述可电击搏动幅度阈值；将所述信号宽度参数与可电击搏动宽度阈值进行比较；确定所述信号宽度参数大于所述可电击搏动宽度阈值；以及在所述幅度参数大于所述可电击搏动幅度阈值且所述信号宽度参数大于所述可电击搏动宽度阈值时检测所述潜在可电击搏动。

示例11.如示例1至10中任一项所述的方法，进一步包括：响应于检测到所述有噪声信号片段而增大有噪声信号片段计数；确定所述第一感测通道所感知的所述R波中的连续R波之间的多个间期；确定所述多个间期中的预定数量个间期小于快速性心律失常检测间期；响应于检测到所述多个间期中的所述预定数量个间期小于所述快速性心律失常检测间期而将所述计数的值与抑制阈值进行比较，以及确定所述有噪声信号片段计数的所述值等于或大于所述抑制阈值；以及响应于所述有噪声信号片段计数的所述值等于或大于所述抑制阈值而停止检测所述快速性心律失常发作。

示例12.如示例1至11中任一项所述的方法，进一步包括：确定所述第二心脏电信号的与第一感知R波相对应的第一时间片段的所述形态参数；判定在从所述第一感知R波起的预定时限内是否出现下一感知R波；确定所述下一感知R波出现在所述预定时限内；以及响应于所述下一感知R波出现在所述预定时限内而跳过根据所述第二心脏电信号的与所述下一感知R波相对应的时间片段确定所述形态参数。

示例13.如示例1至12中任一项所述的方法，进一步包括：经由耦合至所述ICD的心血管外引线携载的至少一个电极来感测所述第一心脏电信号。

示例14.如示例1至13中任一项所述的方法，进一步包括：由具有第一电极间间距的所述第一感测电极向量来感测所述第一心脏电信号；以及由具有第二电极间间距的所述第二感测电极向量来感测所述第二心脏电信号，所述第二电极间间距大于所述第一电极间间距。

示例15.如示例1至14中任一项所述的方法，进一步包括：响应于检测到所述有噪声信号片段而增大有噪声片段计数；确定所述第一感测通道所感知的所述R波中的连续R波之间的多个间期；检测所述多个间期中的预定数量个间期小于快速性心律失常检测间期；响应于检测到所述多个间期中的所述预定数量个间期小于所述快速性心律失常检测间期而将所述有噪声片段计数的值与抑制阈值进行比较；确定所述计数的所述值小于所述抑制阈值；响应于所述计数的所述值小于所述抑制阈值而检测所述快速性心律失常发作；以及响应于检测到所述快速性心律失常发作而控制所述医疗设备系统的治疗递送电路递送所述抗快速性心律失常治疗。

示例16.一种非暂态计算机可读存储介质，包括一组指令，所述指令当由心血管外植入式复律除颤器(ICD)的控制电路执行时使所述心血管外ICD：由所述心血管外ICD的感测电路的第一感测通道响应于第一心脏电信号越过感测幅度阈值而感测多个R波，所述第一心脏电信号是由所述第一感测通道经由耦合至所述心血管外ICD的第一心血管外感测电极向量接收到的；响应于所述第一感测通道所感知的所述多个R波中的每一个而将第二心脏电信号的时间片段存储在ICD存储器中，所述第二心脏电信号是由所述心血管外ICD的第二感测通道经由第二心血管外感测电极向量接收到的；针对多个所存储时间片段中的每一个，根据所述所存储时间片段确定与信号噪声关联的形态参数，并且基于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数来将对应的所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段；并且响应于将所述所存储时间片段中至少阈值数量个所存储时间片段检测为有噪声信号片段而停止检测快速性心律失常发作。

Claims (15)

1.一种医疗设备系统，包括：

感测电路，所述感测电路包括：

第一感测通道，所述第一感测通道被配置为经由耦合至所述医疗设备系统的第一感测电极向量来接收第一心脏电信号并且响应于所述第一心脏电信号越过感测幅度阈值而感测R波，以及

第二感测通道，所述第二感测通道被配置为经由耦合至所述医疗设备系统并且不同于所述第一感测电极向量的第二感测电极向量来接收第二心脏电信号；

存储器；以及

控制电路，所述控制电路耦合至所述感测电路和所述存储器，所述控制电路被配置为：

针对所述第一感测通道所感知的所述多个R波中的每一个而将所述第二心脏电信号的时间片段存储在所述存储器中；

针对多个所存储时间片段中的每一个：

根据所述所存储时间片段确定与信号噪声关联的形态参数；并且

基于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数来将对应的所述所存储时间片段检测为有噪声信号片段；并且

响应于将所述所存储时间片段中至少阈值数量个所存储时间片段检测为有噪声信号片段而停止检测快速性心律失常发作。

2.如权利要求1所述的系统，进一步包括陷波滤波器，其中，在确定所述形态参数之前，由所述陷波滤波器对所述第二心脏电信号的所述时间片段进行滤波。

3.如权利要求1和2中任一项所述的系统，其中，所述控制电路被进一步配置为：

确定所述第一感测通道所感知的所述R波中的连续R波之间的多个间期；并且

响应于所述多个间期中至少预定数量个间期小于快速性心律失常检测间期而根据所述所存储时间片段确定所述形态参数。

4.如权利要求1至3中任一项所述的系统，其中，所述控制电路被配置为通过以下操作来确定所述形态参数：

标识在所述第二心脏电信号的所述时间片段期间出现的信号脉冲；以及

确定所标识信号脉冲的计数。

5.如权利要求4所述的系统，其中，所述控制电路被配置为通过以下操作来标识所述信号脉冲：

标识在所述时间片段期间所述第二心脏电信号的过零点；以及

响应于在两个连续过零点之间所述第二心脏电信号越过噪声脉冲幅度阈值而标识信号脉冲。

6.如权利要求1和5中任一项所述的系统，其中，所述控制电路被进一步配置为：

根据所述所存储时间片段确定信号宽度参数或信号幅度参数中的至少一个；

基于所述信号宽度参数或所述信号幅度参数中的至少一个来检测潜在可电击搏动；

响应于检测到所述潜在可电击搏动而将所述形态参数与第一有噪声片段阈值进行比较；

响应于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数大于或等于所述第一有噪声片段阈值而确定对应的所述所存储时间片段是有噪声信号片段。

7.如权利要求6所述的系统，其中，所述控制电路被进一步配置为：

响应于基于所述信号宽度参数或所述信号幅度参数中的所述至少一个未检测到潜在可电击搏动而将所述形态参数与第二有噪声片段阈值进行比较；并且

响应于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数大于或等于所述第二有噪声片段阈值而确定对应的所述所存储时间片段是有噪声信号片段，所述第二有噪声片段阈值小于所述第一有噪声片段阈值。

8.如权利要求1和7中任一项所述的系统，其中，所述控制电路被进一步配置为：

根据所述所存储时间片段确定信号宽度参数或信号幅度参数中的至少一个；

基于所述信号宽度参数或所述信号幅度参数中的至少一个来确定所述所存储时间片段不是潜在可电击搏动；

响应于确定所述所存储时间片段不是潜在可电击搏动而将所述形态参数与有噪声片段阈值进行比较；并且

响应于针对所述所存储时间片段而确定的所述形态参数大于或等于所述有噪声片段阈值而确定对应的所述所存储时间片段是有噪声信号片段。

9.如权利要求8所述的系统，其中，所述控制电路被配置为通过以下操作来确定所述信号宽度参数：

标识在所述所存储时间片段期间所述第二心脏电信号的过零点；

响应于在两个连续过零点之间所述第二心脏电信号越过脉冲幅度阈值而标识信号脉冲；

将每个所标识信号脉冲的脉冲宽度确定为每个对应所标识信号脉冲的所述两个连续过零点之间的时间间期；

将所述信号宽度参数确定为所确定脉冲宽度中的最大脉冲宽度。

10.如权利要求8和9中任一项所述的系统，其中，所述控制电路被进一步配置为：

通过以下操作来确定所述信号幅度参数：

确定所述所存储时间片段的所有采样点的绝对幅度的总和；以及

通过所述时间片段的最大采样点幅度来归一化所述总和；

将所述幅度参数与可电击搏动幅度阈值进行比较；

将所述信号宽度参数与可电击搏动宽度阈值进行比较；并且

在所述幅度参数大于所述可电击搏动幅度阈值且所述信号宽度参数大于所述可电击搏动宽度阈值时检测所述潜在可电击搏动。

11.如权利要求1和10中任一项所述的系统，其中，所述控制电路被进一步配置为：

响应于检测到所述有噪声信号片段而增大有噪声信号片段计数；

确定所述第一感测通道所感知的所述R波中的连续R波之间的多个间期；

响应于检测到所述多个间期中预定数量个间期小于快速性心律失常检测间期而将所述计数的值与抑制阈值进行比较；并且

响应于所述有噪声信号片段计数的所述值等于或大于所述抑制阈值而停止检测所述快速性心律失常发作。

12.如权利要求1至11中任一项所述的系统，其中，所述控制电路被配置为：

确定所述第二心脏电信号的与第一感知R波相对应的第一时间片段的所述形态参数；

判定在从所述第一感知R波起的预定时限内是否出现下一感知R波；并且

响应于在所述预定时限内出现所述下一感知R波而跳过根据所述第二心脏电信号的与所述下一感知R波相对应的时间片段确定所述形态参数。

13.如权利要求1至12中任一项所述的系统，进一步包括耦合至所述ICD的心血管外引线，其中，所述第一感测电极向量的至少一个电极由所述心血管外引线携载。

14.如示例1至13中任一项所述的系统，其中，所述第一感测电极向量具有第一电极间间距，并且所述第二电极向量具有第二电极间间距，所述第二电极间间距大于所述第一电极间间距。

15.如权利要求1至14中任一项所述的系统，进一步包括治疗递送电路，所述治疗递送电路被配置为经由耦合至所述医疗设备系统的电极向患者的心脏递送抗快速性心律失常治疗，其中，所述控制电路被进一步配置为：

响应于检测到所述有噪声信号片段而增大有噪声片段计数；

确定所述第一感测通道所感知的所述R波中的连续R波之间的多个间期；

响应于检测到所述多个间期中预定数量个间期小于快速性心律失常检测间期而将所述有噪声片段计数的值与抑制阈值进行比较；

响应于所述计数的所述值小于所述抑制阈值而检测所述快速性心律失常发作；并且

响应于检测到所述快速性心律失常发作而控制所述治疗递送电路递送所述抗快速性心律失常治疗。