CN110225780A - 通过植入式医疗设备检测心脏电信号中的电磁干扰 - Google Patents

Abstract

一种医疗设备，诸如植入式心脏复律除颤器(ICD)，其响应于心脏电信号越过噪声阈值幅度而启动被设置成一时间间期的定时器，并且响应于在时间间期到期之前发生的心脏电信号对噪声阈值幅度的每个越过而将定时器重置为该时间间期。医疗设备的控制电路确定定时器的行为的参数，并基于该参数将所感知的心脏事件标识为电磁干扰(EMI)事件。医疗设备可以响应于EMI事件而检测EMI并且响应于EMI检测而抑制快速性心律失常检测或治疗。

Description

通过植入式医疗设备检测心脏电信号中的电磁干扰

技术领域

本公开总体上涉及用于检测心脏电信号中的电磁干扰(EMI)并且响应于检测到EMI抑制快速性心律失常治疗的植入式医疗设备系统和方法。

背景技术

诸如心脏起搏器和植入式复律除颤器(ICD)之类的医疗设备经由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诸如起搏脉冲、或心脏复律电击或除颤电击之类的信号。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，并且基于所感知的心脏电信号来控制刺激信号到心脏的递送。在检测到诸如心动过缓、心动过速或纤颤之类的异常节律时，可以递送一个或多个适当的电刺激信号以便恢复或维持更正常的心脏节律。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心脏复律电击或除颤电击。ICD可以使用由经静脉医疗电引线携载的电极来在心脏腔室中感测心脏电信号，并且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，以用于可靠地感测心脏电事件，诸如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，心脏信号感测在准确地感测心脏电事件方面提出了新的挑战。

发明内容

一般而言，本公开涉及用于检测由植入式医疗设备接收的心脏电信号中的EMI的技术，该植入式医疗设备可以是心血管外ICD系统。在一些示例中，根据本文所公开的技术进行操作的ICD系统可操作静默(quiet)定时器并且确定表示自用于基于定时器行为参数将下一个所感知的心脏事件标识为EMI事件的所感知的心脏事件以来的定时器行为的一个或多个参数。当检测到EMI时，ICD可以抑制快速性心律失常检测和治疗。ICD可确定EMI指标并在检测到EMI时生成警报。

在一个示例中，本公开提供了一种ICD，其包括治疗递送电路、感测电路和耦合到感测电路和治疗递送电路的控制电路。治疗递送电路被配置成经由可耦合到治疗递送电路的起搏电极向量向患者的心脏递送快速性心律失常治疗。感测电路被配置成经由可耦合到感测电路的感测电极向量接收心脏电信号，并且响应于心脏电信号对感测阈值幅度的第一越过而感测到心脏事件并响应于心脏电信号对感测阈值幅度的第二越过而感测到第二心脏事件。控制电路被配置成：响应于心脏电信号越过噪声阈值幅度而启动被设置成一时间间期的定时器；响应于在该时间间期到期之前发生的心脏电信号对噪声阈值幅度的每个越过而将定时器重置为该时间间期；并确定定时器的行为的参数。响应于感测电路感测到第二心脏事件，控制电路被配置成：将参数与EMI事件标准进行比较；响应于满足EMI事件标准，将第二心脏事件标识为EMI事件；响应于将第二心脏事件标识为EMI事件，更新EMI事件计数；并将经更新的EMI事件计数的值与EMI检测标准进行比较。控制电路还被配置成响应于经更新的EMI事件计数的值满足EMI检测标准而抑制快速性心律失常治疗。

在另一示例中，本公开提供了一种方法，其包括：响应于心脏电信号对感测阈值幅度的第一越过而由感测电路感测到第一心脏事件，并且响应于心脏电信号对感测阈值幅度的第二越过而感测到第二心脏事件；响应于心脏电信号越过噪声阈值幅度，启动被设置为一时间间期的定时器；响应于在该时间间期到期之前发生的心脏电信号对噪声阈值幅度的每个越过，将定时器重置为该时间间期；由ICD的控制电路确定定时器的行为的参数；响应于感测到第二心脏事件，将参数与EMI事件标准进行比较；响应于满足EMI事件标准，将第二心脏事件标识为EMI事件。该方法还可包括：响应于将第二心脏事件标识为EMI事件而更新EMI事件计数；将经更新的EMI事件计数的值与EMI检测标准进行比较；并且响应于经更新的EMI事件计数的值满足EMI检测标准，抑制快速性心律失常治疗。

在另一示例中，本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质，其包括一组指令，当被ICD的控制电路执行时，所述一组指令使ICD。一种非瞬态计算机可读存储介质，其包括一组指令，当被植入式心脏复律除颤器(ICD)的控制电路执行时，该组指令使ICD：响应于心脏电信号对感测阈值幅度的第一越过，由感测电路感测到第一心脏事件，并且响应于心脏电信号对感测阈值幅度的第二越过，感测到第二心脏事件；响应于心脏电信号越过噪声阈值幅度，启动被设置为一时间间期的定时器；响应于在该时间间期到期之前发生的心脏电信号对噪声阈值幅度的每个越过，将定时器重置为该时间间期；确定定时器的行为的参数；响应于感测到第二心脏事件，将该参数与电磁干扰(EMI)事件标准进行比较；响应于满足EMI事件标准，将第二心脏事件标识为EMI事件；响应于将第二心脏事件标识为EMI事件而更新EMI事件计数；将经更新的EMI事件计数的值与EMI检测标准进行比较；并且响应于经更新的EMI事件计数的值满足EMI检测标准，抑制快速性心律失常治疗。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中阐述。

附图说明

图1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统的概念示意图。

图2A至2C是以不同植入配置植入有图1A的心血管外ICD系统的患者的示意图。

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侧部分的概念图。

图4是根据一个示例的图1A至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是根据一个示例的由心血管外ICD执行的用于检测EMI的方法的流程图。

图7是根据另一示例的由心血管外ICD执行的用于检测EMI以用于抑制快速性心律失常检测的方法的流程图。

图8A是描绘了根据一个示例的可被包括在用于确定静默定时器参数的ICD中的静默定时器和静默定时器参数寄存器的操作的时序图。

图8B是静默定时器的行为和由ICD确定的相关联的静默定时器参数的另一示例的时序图。

图9是根据另一示例的静默定时器和对应的静默定时器行为参数的操作的示意图。

图10是根据另一示例的用于检测EMI以用于抑制快速性心律心律失常检测的方法的流程图。

图11是用于使用本文所公开的EMI检测技术来控制室性快速性心律失常检测和治疗的一种方法的流程图。

图12是根据另一示例的用于检测EMI并且抑制快速性心律心律失常检测的方法的流程图。

图13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14是根据另一示例的用于检测EMI以用于抑制快速性心律心律失常检测的流程图。

图15是可由心血管外ICD执行的以用于确定EMI指标并生成EMI警报的方法的流程图。

图16是描绘了正弦噪声波形和静默定时器在两个不同噪声阈值条件下的行为的图示。

图17是对于给定静默时间间期的估计的较低EMI截止频率的曲线图。

具体实施方式

一般而言，本公开描述了用于在心脏医疗设备或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抑制对快速性心律失常的检测的技术。在一个示例中，这种心脏医疗系统可以是心血管外ICD系统。如本文中所使用的，术语“心血管外”指在血管、心脏和包围患者的心脏的心包膜外部的位置。由心血管外引线携载的植入式电极可以被定位成在胸廓外(在胸腔和胸骨的外部)或在胸廓内(在胸腔或胸骨的下方(beneath))，但是通常不与心肌组织紧密接触。本文公开的技术提供了用于检测使用心血管外电极获取的心脏电信号中的EMI，并且当检测到EMI时，抑制对快速性心律失常(例如室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF))的检测。

结合携载心血管外电极的植入式医疗引线描述了所述技术，但是本文所公开的方面可与其他心脏医疗设备或系统结合使用。例如，结合附图描述的用于检测EMI的技术可以在被启用用于感测心脏电信号的任何植入式或外部医疗设备中实现，所述任何植入式或外部医疗设备包括耦合到携载感测电极的经静脉引线、心包膜引线或心外膜引线的植入式心脏起搏器、ICD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；以及耦合到外部电极、体表电极或皮肤电极的外部或可穿戴式起搏器、除颤器或心脏监测器。

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。在能够提供除颤和/或心脏复律电击和起搏脉冲的ICD系统10的背景中描述图1A和图1B。

ICD 14包括壳体15，壳体15形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可由导电材料(诸如，钛或钛合金)形成。壳体15可用作电极(有时被称为“罐”电极)。壳体15可以用作在递送使用高压治疗电路所递送的心脏复律/除颤(CV/DF)电击或其他高压脉冲时所使用的有源(active)罐电极。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电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可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的充当电极(多个)的外部部分(多个)可以涂覆有材料，诸如，氮化钛。

ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，连接器组件17包括穿过壳体15的电馈通件，以提供在引线16的引线体18内延伸的导体与被包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如在本文中将进一步详细描述的，壳体15可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、电源和用于感测心脏电信号、检测心律和控制并递送电刺激脉冲以医治异常的心律的其他部件。

细长引线体18具有近端27和远侧部分25，近端27包括构造成连接到ICD连接器组件17的引线连接器(未示出)，远侧部分25包括一个或多个电极。在图1A和图1B所示的示例中，引线体18的远侧部分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成同时激活。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中的每个电极可以被独立激活。

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，心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长的线圈电极，并且与起搏和感测电极28、30和31相比，通常具有相对高的表面积以用于递送高压电刺激脉冲。然而，除了高压刺激治疗之外或代替高压刺激治疗，电极24和26以及壳体15还可以用于提供起搏功能、感测功能或者起搏和感测功能两者。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限制成仅用于高压心脏复律/除颤电击治疗应用。例如，可在用于感测心脏电信号并检测VT和VF的感测向量中使用电极24和26。

电极28、30和31是相对较小的表面区域电极，其可用于感测电极向量中以用于感测心脏电信号，并且在一些配置中可用于递送低电压起搏脉冲。电极28、30和31被称为起搏/感测电极，因为它们通常被配置用于低电压应用，例如，用作用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号的阴极或者阳极。在一些实例中，电极28、30和31可以提供仅起搏功能、仅感测功能或两者。

ICD 14可以经由包括电极28、30和/或31的组合的感测向量的组合来获得与心脏8的电活动相对应的心脏电信号。在一些示例中，ICD 14的壳体15与感测电极向量中的电极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的感测向量(例如，在电极24与26之间)或电极24或26中的一个电极与电极28、30、31中的一个或多个电极和/或壳体15组合，来获得心脏电信号。下面描述利用电极24、26、28、30和31以及壳体15的组合的各种感测电极向量，以用于使用包括在ICD 14中的感测电路系统所选择的第一和第二感测电极向量来分别地获取第一和第二心脏电信号。

在图1A和图1B所示的示例中，电极28位于除颤电极24的近侧，以及电极30位于除颤电极24和26之间。第三起搏/感测电极31可以位于除颤电极26的远侧。电极28和30被示出为环形电极，以及电极31被示出为图1A和图1B的示例中的半球形尖端电极。然而，电极28、30和31可以包括多种不同类型的电极中的任意类型的电极，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等等，并且可以被定位在沿引线16的远侧部分25的任意位置处并且不限于所显示的位置。进一步地，电极28、30和31可以具有相似的类型、形状、大小和材料或者可以彼此不同。

引线16皮下地或肌肉下地在胸腔32上方从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弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸腔和/或胸骨上方向上延伸、基本上平行于胸骨22。尽管在图1A和图1B中示出为从胸骨22侧向偏移并且基本上平行于胸骨22延伸，但是引线16可被植入在其他位置，诸如在胸骨22上方，偏移到胸骨22的右侧或左侧，从胸骨朝向左或右侧向成角度等。替代地，引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径被放置。心血管外引线16的路径可以取决于ICD 14的位置、由引线远侧部分25携载的电极的布置和位置、和/或其他因素。

导电体(未展示)从近侧引线端27处的引线连接器延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分24定位的电极25、26、28、30和31。引线体18可以具有管状或圆柱形的形状。在其他示例中，细长引线体18的远侧部分25(或所有部分)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线16的引线体18可由非导电材料(包括，硅树脂、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。

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相应绝缘导体的相应除颤电极24和26以及起搏/感测电极28、30和31电耦合。该相应的导体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24、26、28、30和31电耦合至ICD14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/或起搏/感测电极28、30和31中的一者或多者，并且将感知到的电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28、30和31中的一者或多者传输至ICD14内的感测电路。

ICD 14分析从感测电极向量中的一个或多个接收的心脏电信号以检测异常节律，诸如心动过缓、VT或VF.ICD 14可以对心率和/或心脏电信号的形态学进行分析，以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种技术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项示例技术。

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，以试图避免递送CV/DF电击的需要。可以使用从电极24、26、28、30、31和/或壳体15中的任何一个选择的心血管外起搏电极向量来递送ATP。起搏电极向量可以与感测电极向量不同。如果ATP未成功终止VT或者在检测到VF时，则ICD 14可以经由除颤电极24和26和/或壳体15中的一者或两者递送一个或多个心脏复律或除颤(CV/DF)电击。ICD 14可以单独地使用电极24和26、或将电极24和26一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送CV/DF电击。ICD 14可以使用包括电极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生成并递送其他类型的电刺激脉冲，诸如，电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。

图1A和图1B是本质上是示例性的，并不应当被认为限制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的或电耦合的除颤电极或电极段。起搏/感测电极28、30和/或31可位于沿着引线体18的长度的任何地方。例如，引线16可以包括在除颤电极24与26之间的单个起搏/感测电极30并且不包括在除颤电极26的远侧或除颤电极24的近侧的起搏/感测电极。在未决的美国公开No.2015/0306375(Marshall等人)和未决的美国公开No.2015/0306410(Marshall等人)中描述了可结合本文所公开的EMI检测技术实现的心血管外引线和电极和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的左侧。在一些实例中，ICD 14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，ICD 14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 14可以被植入在胸肌区域中的皮下袋中。在这种情况下，引线16可以从ICD 14朝向胸骨22的胸骨柄皮下地或肌肉下地延伸，并且从胸骨柄弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地向下地延伸到期望位置。在又另一示例中，ICD 14可以放置于腹部。引线16同样可以被植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2A至2C所描述的，引线16的远侧部分25可被植入在胸骨下空间中的胸骨/胸腔下方。

外部设备40被示为通过通信链路42与ICD 14遥测通信。外部设备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进行通信以用于经由通信链路42传输和接收数据的其他部件。可以使用射频(RF)链路(诸如，Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频带)在ICD 14与外部设备40之间建立通信链路42。

外部设备40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从ICD14检取数据并对ICD 14中的操作参数与算法进行编程以用于控制ICD功能。外部设备40可被用于编程ICD 14所使用的心脏事件感测参数(例如，R波感测参数)、心律检测参数(例如，VT和VF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、设备诊断的结果以及检测到的节律发作和递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部设备40从ICD 14中检取。外部设备40可以替代地被体现为家庭监测器或手持式设备。

图2A至2C是以与图1A至1B中所示的布置不同的植入配置植入有心血管外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。在这种布置中，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下方。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的位置处弯曲或转向并且在前纵隔36内在胸骨下位置中向上延伸。

前纵隔36可被视为由胸膜39横向界定、由心包膜38从后面界定、并且由胸骨22从前面界定(参见图2C)。引线16的远侧部分25沿着胸骨22的后侧基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉内延伸。被植入成使得远侧部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。

在图2A至2C所示的示例中，引线16基本居中地位于胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可被植入成使得它从胸骨22的中心横向地偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，使得引线16的远侧部分25处于除了胸骨22之外或代替胸骨22的胸腔32下面/下方。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入到其他心血管外胸腔内位置(包括胸膜腔)中、或者在心脏8的心包膜38的周界周围并在心脏8的心包膜38附近但通常不在其内。在以上所引用的参考文献总体上公开了可与本文所描述的EMI检测技术结合使用的其他植入位置和引线和电极布置

图3是示出了具有引线体18’的曲线形远侧部分25’的图1A至2C的心血管外引线16的另一示例的远侧部分25’的概念图。引线体18’可形成具有沿着远侧部分25’的曲线、弯曲、蜿蜒、波状或锯齿形的形状。在所示的示例中，沿着引线体18’的曲线形部分携载除颤电极24’和26’。起搏/感测电极30’被携载在除颤电极24’与26’之间。起搏/感测电极28'被携载在近侧除颤电极24'的近侧。在该示例中，在除颤电极26'的远侧没有提供电极。

如图3中所示的，引线体18’可以被形成为具有包括两条“C”型曲线的曲线形远侧部分25’，这两条曲线一起可以与希腊字母伊普西龙(epsilon)“ε”相似。除颤电极24'和26'各自由引线体远侧部分25'的两个相应C形部分中的一个所携载，这两个C形部分在相同方向上远离引线体18'的中心轴线33延伸或弯曲。在所示的示例中，起搏/感测电极28'在携载电极24'的C型部分的近侧，并且起搏/感测电极30'在携载电极26'的C型部分的近侧。在一些实例中，起搏/感测电极28’和30’可以大致与引线体18’的笔直近侧部分的中心轴线33对齐，使得除颤电极24’和26’的中点与电极28’和30’侧向地偏移。在未决美国专利公开号2016/0158567(Marshall等人)中总体上公开了心血管外引线的其他示例，该心血管外引线包括由引线体的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分携载的一个或多个除颤电极以及一个或多个起搏和感测电极，这些电极可以利用本文中描述的起搏技术来实施。

图4是根据一个示例的ICD 14的示意图。封围在壳体15(在图4中示意性地显示为电极)内的电子电路系统包括协作地监测心脏电信号、确定何时需要电刺激治疗以及根据所编程的治疗递送算法和控制参数按照需要递送治疗的软件、固件和硬件。软件、固件和硬件被配置成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，并且在一些情况下将VT与VF区分开以确定何时需要ATP或CV/DF电击。ICD 14被耦合到心血管外引线(例如，携载心血管外电极24、26、28、30和31(如果存在的话)的引线16)，以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏以及用于感测心脏电信号。

在一些示例中，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并且可包括患者报警电路94。电源98根据需要向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存储设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。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从图4的总体框图来理解，但是为了清楚起见未被示出。例如，电源98可被耦合到被包括在治疗递送电路84中的一个或多个充电电路，所述充电电路用于对被包括在递送电路84中的保持电容器充电，所述保持电容器在控制电路80的控制下在适当的时刻放电，以用于根据治疗方案产生电脉冲，诸如，用于心动过缓起搏、电击后起搏、ATP和/或CV/DF电击脉冲。根据需要，电源98还耦合到感测电路86的部件，诸如，感测放大器、模数转换器、开关电路系统等。

图4中所显示的功能框表示被包括在ICD 14中的功能，并且可以包括实现能够产生归属于本文的ICD 14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何分立和/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(共享的、专用的、或组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的部件或部件的组合。被采用来实现本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由ICD中所采用的特定系统架构以及由ICD所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，在任何现代ICD系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以实现所描述的功能在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、或电的非瞬态计算机可读存储介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器、或任何其他存储设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当由一个或多个处理电路执行时，这些指令使得控制电路80和/或其他ICD部件执行归因于ICD 14或那些ICD部件的各种功能。存储指令的非瞬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。

本文中归属于ICD 14的功能可以被体现为一个或多个集成电路。将不同特征描绘为部件旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示这种部件必须由分开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分开的硬件、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的诸如消隐间期和计时间期以及感测阈值幅度信号之类的控制信号的处理器或其他信号处理电路系统中所实现的操作。

控制电路80例如经由数据总线与治疗递送电路84以及感测电路86通信，以用于感测心脏电活动、检测心律并且响应于感知到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送电路84和感测电路86电耦合到由引线16(例如，如图1A至3所示)携载的电极24、26、28、30和31(如果存在的话，如图1A和2A所示)和壳体15，电极24、26、28、30和31和壳体15可充当共用或接地电极或充当用于递送CV/DF电击脉冲或心脏起搏脉冲的有源罐电极。

感测电路86可以被选择性地耦合到电极28、30、31和/或壳体15，以便监测患者的心脏的电活动。感测电路86可附加地被选择性地耦合到用于在感测电极向量中的除颤电极24和/或26。感测电路86可被启用以从来自可用电极24、26、28、30、31和壳体15的至少两个感测电极向量选择性地接收心脏电信号。来自两个不同感测电极向量的至少两个心脏电信号可以被感测电路86同时接收，并且感测电路86可一次监测心脏电信号中的一个或两个以用于感测心脏电事件。例如，感测电路86可包括开关电路系统，该开关电路系统用于选择电极24、26、28、30、31和壳体15中的哪些被耦合到感测电路86的其他部件或电路。开关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的部件耦合到所选择的电极的任何其他类型的开关设备。

在一些示例中，感测电路86包括多个感测通道83和85，以用于从经由开关电路系统从电极24、26、28、30、31和壳体15中选择的多个感测向量获取心脏电信号。每个感测通道83和85可被配置成对从耦合到相应感测通道的所选择的电极所接收的心脏电信号进行放大、滤波和数字化，以改善用于检测心脏事件(诸如R波)或执行其他信号分析的信号质量。感测电路86内的心脏事件检测电路系统可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)、定时器或如结合图5和图11进一步所描述的其他模拟或数字部件。可在控制电路80的控制下基于由控制电路80确定的、存储在存储器82中的、和/或由控制电路80和/或感测电路86的硬件、固件、和/或软件控制的计时间期和感测阈值，由感测电路86自动地调整心脏事件感测阈值。

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前置滤波器和放大器。可以将所产生的原始心脏电信号从前置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，第一感测通道83可被配置成基于心脏事件感测阈值来感测诸如R波之类的心脏事件，以及第二感测通道85可被配置成将从不同感测电极向量获得的数字化心脏电信号传送给控制电路80，以用于确认由第一感测通道83感知到的心脏事件。

在基于感测阈值越过检测到心脏事件时，第一感测通道83可以产生诸如R波感知事件信号之类的被传送至控制电路80的感知事件信号。在一些示例中，例如结合图12所描述的，感知事件信号可被控制电路80用来触发对第二心脏电信号的时间片段的存储以用于后处理和分析，以便确认R波感知事件信号。

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，以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进行的治疗递送的计时的各个定时器和/或计数器进行控制。计时电路90可以附加地设置诸如形态模板窗口、形态分析窗口之类的时间窗口，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递送的心脏复律电击或其他治疗与所感知的心脏事件同步。

存储器82可包括只读存储器(ROM)，所存储的对控制电路80的操作进行控制的程序驻留在该ROM中。存储器82还可包括随机存取存储器(RAM)或配置成多个再循环缓冲器的其他存储器设备，所述再循环缓冲器能够保持一系列测得的RRI、计数或用于由快速心律失常检测器92分析的其他数据。存储器82可以被配置成在控制电路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被写入到存储器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，其中所述检测可以先于快速性心律失常检测。

当由感测电路86接收的心脏电信号(多个)中存在诸如EMI之类的噪声时，那么在EMI噪声尖峰越过R波感测阈值时，可产生错误的R波感知事件信号并且该错误的R波感知事件信号被传送到控制电路80。如下面结合图5所描述的，至少一个感测通道(例如，感测通道83)可包括静默定时器，其响应于心脏电信号越过噪声阈值而被启动。在一些示例中，例如，如下面结合图8A和图8B所描述的，静默定时器响应于在感测后消隐期之外发生的每个R波感测阈值越过而被启动。静默定时器被设置成静默时间间期，该静默时间间期开始倒计时到零，但是如果在静默时间间期到期之前心脏电信号再次越过R波感测阈值，则该静默时间间期被重置为静默时间间期。在未决的美国公开No.2015/0305642(Reinke等人)中公开的静默定时器的各方面可在被包括在感测电路86中的静默定时器中实现。

在其他示例中，例如，如结合图9和图10所描述的，静默定时器被启用以在EMI监测间期期间进行操作。在监测间期期间，响应于心脏电信号越过噪声阈值，启动静默定时器。噪声阈值可被设置为等于R波感测阈值，并且EMI监测间期可以是在感知到R波之后由感测电路86设置的感测后消隐期。通过将定时器设置为静默时间间期来启动静默定时器，该静默定时器在每个采样间隔上倒计时并且如果心脏电信号在静默时间间期期间未再次越过噪声阈值则将超时。然而，如果在静默时间间期到期之前发生了另一噪声阈值越过，则静默定时器被重置为静默时间间期，使得静默定时器再次从静默时间间期开始倒计时。

取决于可能存在的EMI的频率，静默定时器可在被启动后多次被重置为静默时间间期。在感测后消隐期期间，感测电路86不会响应于R波感测阈值越过而产生R波感知事件信号。当感测后消隐期结束时，下一个R波感测阈值越过可导致产生R波感知事件信号并且该R波感知事件信号被传送到控制电路80。根据本文所公开的技术，控制电路80可确定一个或多个静默定时器参数，所述静默定时器参数指示自最后的感知R波以来或在当前的感知R波之前的EMI监测间期(其可以是最近的感测后消隐期)期间静默定时器的行为。在当前的感知R波之前的静默定时器的行为可指示EMI。

例如，可由控制电路80确定的静默定时器参数可包括静默定时器状态，该静默定时器状态指示在下一个感知R波时或刚好在下一个感知R波之前或者在EMI监测间期到期时的静默定时器的状态。静默定时器状态可被设置为指示静默定时器仍在运行且尚未到期的第一值，以及可被设置为指示静默时间间期到期并且静默定时器已超时的第二值。

可由控制电路80确定的静默定时器参数的另一示例是静默定时器超时状态。超时状态指示静默定时器是否超时。当静默定时器超时时，可由感测电路86产生超时中断信号。超时状态可响应于中断信号被设置为高，并且如果自静默定时器启动以来没有接收到超时中断信号则可被设置为低。

在存在EMI的情况下，静默定时器可以被多次重置，使得静默时间间期在下一个感知R波之前不会到期。可由控制电路80确定的静默定时器参数的另一示例是静默定时器计数或静默定时器开启(ON)时间值，其指示静默定时器运行直到超时(或如果静默定时器还没有超时则直到下一个感知R波的时间)的总时间。下面结合图8A、图8B和图9的时序图以及图6、图7和图10的流程图描述静默定时器参数以及它们如何被确定的各种示例。

静默定时器参数可由控制电路80确定并用于检测EMI以用于抑制由快速性心律失常检测器92做出的快速性心律失常检测。快速性心律失常检测器92被配置成分析从感测电路86接收的信号以用于检测快速性心律失常发作。快速性心律失常检测器92可在控制电路80中实现为软件、硬件和/或固件，其处理和分析从感测电路86接收的信号以用于检测VT和/或VF。在一些示例中，快速性心律失常检测器92可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确定的落入各种频率检测区域中的RRI进行计数，以便确定心室率或执行用于检测和区分VT和VF的其他基于频率或基于间期的评估。

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与诸如心动过速检测间期区域和纤颤检测间期区域之类的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由相应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被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可以被配置成执行其他信号分析以便在检测到VT或VF之前判断是否满足了其他检测标准，诸如R波形态标准、发病标准以及噪声和过感测抑制标准。如本文所公开的，快速性心律失常检测器92可当响应于基于静默定时器参数被标识为EMI事件的R波感知事件信号而达到间期计数器时抑制VT或VF检测。

均于2016年7月27日提交的临时美国专利申请62/367,166(代理人案卷号C00013307.USP1)、临时美国专利申请62/367,170(代理人案卷号C00013169.USP1)、临时美国专利申请62/367,221(代理人案卷号C00013321.USP1)，以及在未决的美国专利申请15/140,802(Zhang等人，2016年4月28日提交的)中描述了可根据由感测电路86接收的心脏电信号确定的用于确定可能导致抑制VT或VF检测的快速性心律失常检测抑制规则的状态的其他参数的示例。为了支持由快速性心律失常检测器92执行的附加的心脏信号分析，感测电路86可将数字化心脏电信号传送到控制电路80，以用于由快速性心律失常检测器92执行的用于检测和区分心律的形态分析。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的心脏电信号可以被传送通过滤波器和放大器、被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被包括在感测电路86中。存储器82可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，以用于由控制电路80执行的用于确认由感测通道83感知到的R波的分析。在一些示例中，例如，如下面结合图12所述的，执行形态分析以确定与用于检测EMI的静默定时器参数结合使用的信号形态参数。

控制电路80可包括基于微处理器的控制器，其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一种来对患者的心律进行识别和分类。通常在美国专利号5,354,316(Keimel)、美国专利号5,545,186(Olson等人)、美国专利号6,393,316(Gillberg等人)、美国专利号7,031,771(Brown等人)、美国专利号8,160,684(Ghanem等人)和美国专利号8,437,842(Zhang等人)中公开了可适用于利用本文所描述的EMI检测的技术的设备和算法的示例。

治疗递送电路84包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，一个或多个高压电容器和/或低电压电容器)、以及控制电容器(多个)何时在选定的起搏电极向量或CV/DF电击向量两端放电的开关电路系统。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，执行将电容器充电至所编程的脉冲幅度以及对电容器进行放电达所编程的脉冲宽度。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的微处理器设置以用于控制与由ICD14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，这些参数可以基于存储在存储器82中的编程值。

响应于检测到VT或VF，可以递送ATP和/或CV/DF治疗。可通过根据检测到的心动过速的类型和频率将方案从被包括在控制电路80中的微处理器加载到计时电路90中来递送ATP治疗。响应于检测到VT或VF，可经由充电电路通过发起对高压电容器的充电来递送CV/DF治疗，该充电电路和高压电容器两者都被包括在治疗递送电路84中。充电由控制电路80控制，控制电路80监测高压电容器上的电压，该电压经由充电控制线被传送给控制电路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被传送至治疗递送电路84的逻辑信号从而终止充电。在计时电路90的控制下通过治疗递送电路84的输出电路经由控制总线将CV/DF脉冲递送到心脏。输出电路可以包括输出电容器，充电的高压电容器通过该输出电容器经由开关电路系统(例如H桥)放电，该开关电路系统确定用于递送心脏复律或除颤脉冲的电极和脉冲波形。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中实现。

此外，应认识到，本文所公开的方法可在用于通过感测电路86和控制电路80监测心脏电信号而不具有治疗递送能力的植入式医疗设备中实现，或者在通过治疗递送电路84监测心脏电信号并递送心脏起搏治疗而不具有高电压治疗能力(诸如，心脏复律/除颤电击能力)的植入式医疗设备中实现。

由控制电路80用于检测心律和控制治疗递送的控制参数可以经由遥测电路88被编程到存储器82中。遥测电路88包括用于使用如以上描述的RF通信与外部设备40(图1A中所示)进行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40发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测电路88可以用于向植入在患者12体内的另一医疗设备传输通信信号以及从该另一医疗设备接收通信信号。

控制电路可响应于检测到EMI事件并更新满足EMI警报标准的EMI指标而控制遥测电路88传输EMI警报信号。在其他示例中，ICD 14可以包括患者警报电路94，该患者警报电路94可由控制电路80控制以生成患者可感知的警报信号，诸如，振动或可听音。例如，患者警报94可以包括振动电路，该振动电路由控制电路80响应于确定EMI事件的指标满足患者警报标准而激活。在感知到患者警报时，预期地指令患者远离EMI环境。下面结合图15进一步描述通过ICD 14确定EMI指标并生成EMI警报。

图5是根据一个示例的被包括在感测电路86的第一感测通道83和第二感测通道85中的电路系统的示意图。第一感测通道83可经由开关电路系统(未示出)被选择性地耦合到第一感测电极向量，该第一感测电极向量包括由如图1A至2C所示的心血管外引线16所携载的用于接收第一心脏电信号的电极。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的双极(bipole)。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的远侧部分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以及在一些情况下包括起搏/感测电极28和31。在一些情况下，第一感测通道83可被选择性地耦合到包括除颤电极24和/或26的感测电极向量，例如，在起搏/感测电极28与除颤电极24之间、在起搏/感测电极30与除颤电极24或26中的任一个之间、或在起搏/感测电极26与31之间的感应电极向量。在又其他示例中，第一感测电极向量可在除颤电极24与26之间。

在一些患者中，由引线16携载的电极之间的双极可导致心脏电信号的依赖于患者身体姿势的变化，因为相对于心脏轴线的双极的感测向量随着患者身体姿势或身体运动的变化而变化。相应地，耦合到第一感测通道83的感测电极向量可包括壳体15和由引线16携载的电极24、26、28、30和31中的任何电极。包括壳体15和基于引线的电极的相对较长的双极可对位置变化不太敏感，但可能更容易受到EMI的影响。本文所公开的技术可用于检测EMI以避免对EMI的过度感测，从而导致对VT和VF的误检测以及不必要的电刺激治疗。

感测电路86包括第二感测通道85，所述第二感测通道85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。在一些示例中，第二感测通道85可被选择性地耦合到其他感测电极向量，所述其他感测向量可形成具有比耦合到第一感测通道83的感测电极向量大的电极间距离或间距的相对长的双极。如下所述，由第二感测通道85经由长双极接收的第二心脏电信号可被控制电路80用于形态分析(包括例如，如结合图12所描述的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的任何向量都可以被包括在耦合至第二感测通道85的感测电极向量中。耦合到第一感测通道83和第二感测通道85的感测电极向量通常是不同的感测电极向量，这些感测电极向量可不具有共用电极或仅具有一个公共电极而非两个。

在图5所示的说明性示例中，在输入电极28和30两端产生的电信号由感测通道83接收，以及在电极30和15两端产生的电信号由感测通道85接收。为了说明起见，示出了电极向量，并且不同的感测向量可被选择性地耦合到感测通道83和85。心脏电信号被作为差分输入信号被分别提供给第一感测通道83和第二感测通道85的前置滤波器和前置放大器62和72。可以由前置滤波器和前置放大器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，并且可以由前置滤波器和前置放大器62和72中所包括的保护二极管来去除高电压信号。前置滤波器和前置放大器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的增益来放大经前置滤波的信号，并且可以将差分信号转换为单端输出信号，所述单端输出信号被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。前置滤波器和放大器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ADC 73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相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的数字输出被传送至滤波器64，所述滤波器64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可包括自动调节的感测放大器、比较器和/或其他检测电路系统，其实时地将经滤波和经整流的第一心脏电信号与R波感测阈值相比较并且当心脏电信号在感测后消隐期之外越过R波感测阈值时产生R波感知事件信号68。

由感测电路86和/或控制电路80控制的R波感测阈值可以是如在未决的美国专利号15/142,171(Cao等人，于2016年4月29日提交的)中公开的多级感测阈值。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。相反，可以使用其他衰减的、逐步调整的或其他自动调整的感测阈值。

配置用于在所示示例中实时地感测R波的第一感测通道83的R波检测器66可包括静默定时器81，静默定时器81由控制电路80监测以用于检测EMI。静默定时器81可响应于感知R波被设置为10ms、20ms、25ms、30ms、40ms或其他预定时间间期的静默时间间期。可根据将要被检测为EMI的噪声信号的最低频率来设置静默时间间期。R波检测器66可设置在感知R波之后的感测后消隐期。在一些示例中，感测后消隐期可以是100ms到180ms长。

在感测后消隐期期间可能发生的R波感测阈值越过不被感知为R波，并且不生成R波感知事件信号。然而，在消隐期期间的R波感测阈值越过可使静默定时器81被重置为预定的静默时间间期。在一些实例中，如果在静默定时器到期之前发生R波感测阈值越过，则静默定时器81被重置为预定的静默时间间期。在其他示例中，静默定时器可响应于心脏电信号越过由控制电路80设置的噪声阈值幅度而被启动和重置，该噪声阈值幅度与用于感测R波的R波感测阈值不同。

例如，在感测后消隐期之后的起始R波感测阈值可被设置为在感测后消隐期期间在R波感测阈值越过之后的峰值跟踪时间间期期间确定的最大峰值幅度的一百分比。用于在感测后消隐期期间重置静默定时器的噪声阈值可被保持在发生感测阈值越过的幅度处或者被设置为最近感知到的信号的最大峰值幅度的一百分比。例如，起始R波感测阈值可以是在与感测后消隐期的至少一部分重叠的峰值跟踪时间间期期间的最大峰值幅度的53％，并且用于在感测后消隐期期间重置静默定时器的噪声阈值可被设置为感知事件的最大幅度的35％或者发生R波感测阈值越过从而导致R波感知事件信号的幅度的一百分比(例如，50％，100％等)。静默定时器81可响应于基于R波感测阈值感测到R波而被启动，并且可响应于在感测后消隐期期间心脏电信号越过噪声阈值而被重置。

在存在EMI的情况下，静默定时器81可被启动一次或多次，并且一旦被启动，可由于多个EMI噪声尖峰而导致被重置一次或多次。R波可在感测后消隐期之后的早期被感知到，从而开始下一个感测后消隐期，在该下一个感测后消隐期期间静默定时器81可再次被重置一次或多次。如下所述，控制电路80可确定一个或多个静默定时器参数，所述一个或多个静默定时器参数表示自最近的感知R波以来的静默定时器的行为。例如，控制电路80可以确定静默定时器81自响应于感知R波而被启动以来是否超时或者静默定时器81在EMI监测间期期间是否曾被启动和/或超时。当定时器从静默时间间期倒计时到0而没有由于R波感测阈值(或其他噪声阈值)越过而导致被重置为静默时间间期时，静默定时器81超时。

在一些示例中，来自感测通道83的经滤波的、经数字化的心脏电信号(例如，滤波器64的输出)可被存储在存储器82中以用于由控制电路80进行的用于检测快速性心律失常发作的信号处理。在一个示例中，整流器65的输出被传送至微分器67，所述微分器67确定被传送至存储器82的N阶差分信号69。差分信号69有时也被称为“差信号”，因为差分信号69的每个采样点可以被确定为第i个输入采样点与对应的i-N输入采样点之间的差。控制电路80可以从存储器82中检取所存储信号以便由快速性心律失常检测器92根据所实现的快速性心律失常检测算法来执行信号分析。

由感测通道85的ADC 73数字化的第二心脏电信号可被传送到滤波器74以进行带通滤波。在一些示例中，滤波器74是宽带滤波器，用于使从1Hz到30Hz或从1到100Hz的频率通过。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可以固件或硬件方式实现，并且被提供用于衰减第二心脏电信号中的50-60Hz电噪声、肌肉噪声、EMI或电噪声/伪影。使用例如如图1A至3中所示的心血管外电极获得的心脏电信号可能比使用心脏内电极获得的心脏电信号更容易被50-60Hz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。

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，在所述时间间期或多个采样点内的第二心脏电信号78被存储在存储器82中。如结合图12所描述的，可按需触发控制电路80对经缓冲的第二心脏电信号片段进行分析，以确认由第一感测通道83感知到的R波或以用于检测误感知为R波的EMI事件。

陷波滤波器76可以被实现为数字滤波器，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的所缓冲的数字输出进行滤波。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定义的时间片段而被存储在存储器82中。当控制电路80被触发以分析所存储的第二心脏电信号以用于确认R波感知事件信号时，例如，如结合图12所描述的，陷波滤波器76可在对所存储片段进一步处理和分析之前被应用于第二心脏电信号的所存储片段以此方式，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，则不需要执行被实现用于执行陷波滤波器76的操作的固件。

图5中所示的感测通道83和85的配置本质上是示例性的并且不应当被认为是对本文所描述的技术的限制。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。第一感测通道83可被配置成根据第一心脏电信号基于第一心脏电信号对R波感测阈值的越过例如在硬件实现的部件中实时检测R波，以及第二感测通道85可被配置成提供用于存储在存储器82中的第二心脏电信号以供控制电路80进行后处理和分析，以便按需确认由第一感测通道83产生的R波感知事件信号。在其他示例中，诸如图13中的示例，两个感测通道83和85都能够实时感测R波并且对静默定时器进行操作以用于检测EMI事件。

本文提供的示例一般涉及由心血管外ICD(例如，ICD14)进行的R波感测，用于确定心室快速性心律失常检测算法中的RRI。然而，应该理解，可在P波感测期间在心脏电信号中检测EMI，以避免在心房节律检测算法期间对EMI的过度感测。例如，ICD或其他植入式设备可以被配置成用于感测P波并检测心房快速性心律失常。在那种情况下，代替或除R波检测器66之外，感测电路86可配置有P波检测器。

图6是根据一个示例的由ICD 14执行的用于检测EMI的方法的流程图100。在本文中一般基于感测R波并且基于静默定时器81的行为将感知R波标识为EMI事件来描述静默定时器操作。然而，可以构想，可在P波感测期间执行本文所呈现的用于检测EMI的流程图100和其他流程图的过程，在这种情况下，静默定时器81可响应于所感知的P波而被启动并且响应于在静默时间间期到期之前心脏电信号越过P波感测阈值而被重置。

在框102处，控制电路80控制感测电路86接收心脏电信号以用于感测心脏事件和操作静默定时器81。在一个示例中，静默定时器81的操作包括响应于在消隐期之外所感知的心脏事件而启动静默定时器81。通过将静默定时器81设置为静默时间间期来启动静默定时器81。在框102处的静默定时器81的操作可以进一步包括响应于在静默定时器超时之前发生的对噪声阈值的每个越过，将静默定时器重置为静默时间间期。噪声阈值可等于心脏事件感测阈值，例如，R波感测阈值。如果静默定时器81在下一个噪声阈值越过之前超时，则感测电路86可生成静默定时器超时中断信号，该静默定时器超时中断信号被传送到控制电路80。

在一些示例中，静默定时器81被连续操作，因为它被启用以响应于每个所感知的心脏事件而被启动。在其他示例中，控制电路80使得感测电路86能够响应于检测到阈值数量的小于诸如快速性心律失常检测间期之类的间期阈值的心脏事件间期来操作静默定时器81。只要没有检测到快速性心律失常间期，就可以不需要标识EMI事件和检测EMI。然而，一旦检测到阈值数量的快速性心律失常间期，就可以启用基于静默定时器行为的EMI检测，以便降低基于EMI事件的错误的快速性心律失常检测的可能性。

在一个示例中，基于从其感知到心脏事件的同一心脏电信号来控制静默定时器操作。例如，第一感测通道83可通过R波检测器66从由第一感测通道83接收的第一心脏电信号感测R波。静默定时器81可以响应于感知到的R波而被启动并且可响应于在静默定时器超时之前第一心脏电信号越过R波感测阈值而被重置为静默时间间期。在其他示例中，静默定时器81可被包括在第二感测通道85中并且可在由第二感测通道接收的第二心脏电信号越过噪声阈值幅度时被启动(和重置)。

在框104处，感测心脏事件。在本文所呈现的说明性示例中，心脏事件是由感测通道83的R波检测器66所感知的R波。然而，如上所述，用于检测EMI的流程图100的过程可在P波感测期间被执行，在这种情况下，框104处的所感知的心脏事件是P波。

在框106处，控制电路80确定一个或多个静默定时器参数。可基于刚好在导致框104处的所感知的心脏事件的心脏电信号越过感测阈值之前或者之时的静默定时器的状态确定静默定时器参数。静默定时器参数指示刚好在所感知的心脏事件之前的静默定时器的行为。例如，静默定时器参数可包括位(bit)寄存器，该位寄存器可被设置为高以指示静默定时器81是活跃的(尚未超时)或者被设置为低以指示静默定时器是不活跃的(已经超时)。在其他示例中，静默定时器参数可包括位寄存器值，该位寄存器值指示是否超时中断响应于静默定时器81超时而被生成。静默定时器参数的另一示例是静默定时器开启(ON)时间参数，该静默定时器开启时间参数指示静默定时器81在超时之前或在框104处感知到心脏事件之前运行了多长时间。其他静默定时器参数可指示静默定时器81是否在超时之前被重置和/或静默定时器81被重置了多少次。

在框108处，响应于在框104处感测到心脏事件将静默定时器参数(多个)与EMI事件标准进行比较，以用于确定所感知的事件是否可能是EMI事件。示例EMI事件标准可包括在所感知到的心脏事件之时静默定时器状态是活跃的(未超时)。附加地或替代地，EMI事件标准可能要求自感知到最后的心脏事件以来没有静默定时器中断信号被生成。在其他示例中，静默定时器81可能需要在超时之前被开启达阈值开启(ON)时间间期。EMI事件标准的另一示例可能要求在框104处感知到心脏事件之前静默定时器81被重置至少一次或更高的阈值次数。下面结合图7至10更详细地描述了用于确定静默定时器参数和应用EMI事件标准的示例技术。

如果在框108处静默定时器参数(多个)不满足EMI事件标准，则该事件不被标识为EMI。所感知的心脏事件和相关联的事件间期(例如，RRI)可被用于正在进行的快速性心律失常检测算法中。控制电路80前进到框112以确定是否满足EMI检测标准。

如果在框108处满足EMI事件标准，则在框110处可将一个或多个所感知的心脏事件标识为EMI事件。在一个示例中，在满足EMI事件标准之后，将在框104处感知到的心脏事件标识为EMI事件。在其他示例中，将在框104处感知到的心脏事件和最近的前一所感知的心脏事件两者标识为EMI。

响应于在框110处是否将所感知的心脏事件标识为EMI事件，在框112处控制电路80确定是否满足EMI检测标准。控制电路80可包括计数器，该计数器用于以Y中有X个(X outof Y)的方式对预定数量的最近所感知的事件中的被标识为EMI事件的所感知的事件的数量进行计数。如果从最近Y个所感知的事件中标识出阈值数量的EMI事件，则在框112处可检测到EMI。例如，如果八个最近所感知的事件中有两个被标识为EMI事件，则在框112处检测到EMI。EMI检测标准的其他示例可能需要至少两个、至少三个或另一阈值数量的连续EMI事件。如果在框112处未满足EMI检测标准，则在框114处未检测到EMI，并且通过返回框102继续EMI监测。

如果在框112处检测到EMI，则在框116处控制电路80抑制快速性心律失常检测。快速性心律失常检测可被抑制直到达到阈值数量的快速性心律失常检测间期并且未检测到EMI。在其他示例中，可以通过不在快速性心律失常检测间期计数中对快速性心律失常检测间期处所感知的EMI事件进行计数来抑制快速性心律失常检测。在框116处，可通过重置快速性心律失常检测间期计数器或设置检测到快速性心律失常所需的更高数量的快速性心律失常检测间期来抑制快速性心律失常检测(以及随后的快速性心律失常治疗)。例如，检测到VF所需的间期数量可被设置为24个连续RRI中有18个VF间期。例如，当在框112处检测到EMI时，检测到VF所需的间期数量可从所编程的24间期中有18个增加到经调整的间期数量，诸如40个中有30个、48个中有36个或60个中有45个。通过响应于检测到EMI增加检测到VT或VF所需的间期数量，当达到用于检测的所编程的间期数量，在框116处抑制快速性心律失常检测以最小化不适当的检测直到在更长的时间段内获得附加的证据(在这种情况下，附加的VT或VF间期)。

在其他示例中，可执行对心脏电信号的附加分析以便检测快速性心律失常。例如，尽管检测到EMI，可分析由第二感测通道85接收的所感知的事件和/或第二心脏电信号的形态分析，以确定是否满足快速心律失常检测标准。

在框116处，通过抑制或延迟快速性心律失常检测来抑制快速性心律失常治疗。在其他示例中，可进行快速性心律失常检测，但是如果在治疗被递送之前在框112处检测到EMI，则在框116处可抑制快速性心律失常治疗(例如，ATP或CV/DF电击)直到满足附加的治疗递送标准。在一些示例中，如果在满足其他VT或VF检测标准时检测到EMI，则可抑制对用于递送心脏复律或除颤电击脉冲的高压电容器充电。

图7是根据另一示例的用于检测EMI以用于抑制快速性心律失常检测的方法的流程图120。在框122处，通过感测电路86感测心脏事件。可在每个所感知的心脏事件之后执行流程图120的方法，使得如果在逐个事件(event-by-event)的基础上满足EMI事件标准，则可将每个事件标识为EMI事件。在其他示例中，仅当在自最近的前一所感知的心脏事件以来的预定时间间期内或在前一感测后消隐期到期的预定时间间期内发生在框122处所感知的心脏事件时，才执行流程图120的过程。在又其他示例中，仅当快速性心律失常检测间期计数器达到阈值时，才执行流程图120的方法。例如，当VT检测间期计数器、VF检测间期计数器或组合的VT和VF检测间期计数器已达到二、三或其他预定阈值的值时，才可执行流程图120的过程。

框122处的所感知的心脏事件可以是由第一感测通道83的R波检测器66感知到的R波。当通过心血管外ICD 14执行流程图120的过程时，感测电路86可响应于在感测后消隐期之外由第一感测通道83接收的第一心脏电信号越过R波感测阈值而将R波感知事件信号传送到控制电路80。响应于R波感知事件信号，在框124处，控制电路80控制感测电路86以开始感测后消隐期。

在一些示例中，感测后消隐期可被设置为100ms到150ms。在消隐期期间，感测电路86不产生被传送到控制电路80的R波感知事件信号。在其他示例中，至少为了检测快速性心律失常的目的，可产生R波感知事件信号但是在感测后消隐期期间该R波感知事件信号被控制电路80忽略。可设置感测后消隐期以防止在心肌的生理不应期期间感测心脏事件。例如，可设置感测后消隐期以避免在心室心肌的生理不应期期间感测R波，因为在该时期期间的信号极不可能是真正的R波并且可能是可能被误感知为R波的T波或噪声。在一些示例中，可基于预期的R-T间期来设置感测后消隐期，但是感测后消隐期可以小于R-T间期并且可以是固定的或可调整的消隐期。感测后消隐期可被设置为小于预期的最快快速性心律失常间期，例如，200ms或更短。

在框126处，响应于在框122处所感知的R波，启动感测电路86的静默定时器81。如上所述，静默定时器81通过被设置为静默时间间期来启动。在该示例中，静默定时器81通过在控制电路80的控制下响应于由第一感测通道83接收的心脏电信号越过由R波检测器86设置的R波感测阈值而被设置为静默时间间期来进行操作。

响应于在静默定时器81已经超时之前发生的每个R波感测阈值越过，静默定时器81可以在感测后消隐期期间(和之后)被重置为静默时间间期。如果静默定时器81在感测后消隐期期间超时，则在一些示例中由于在消隐期期间感测心脏事件是被禁止的，因而在感测后消隐期期间不重新启动静默定时器81。在消隐期之外发生的下一个感知的心脏事件时，静默定时器81被启动。在其他示例中，静默定时器81的操作可包括：如果静默定时器81在感测后消隐期期间已超时并且即使心脏事件不被感测电路86所感知但在感测后消隐期期间仍发生R波感测阈值越过，则重新启动静默定时器81。

如下所述，R波感测阈值可被保持在心脏电信号越过R波感测阈值的幅度处达在框124处开始的感测后消隐期的持续时间。R波感测阈值用作用于在感测后消隐期期间重置静默定时器81的噪声阈值。在感测后消隐期到期时，R波感测阈值可被调整为在感测后消隐期期间确定的最大峰值幅度的一百分比但不小于最小灵敏度设置(例如，0.15mV)。

在一些示例中，R波感测阈值是用于在框126处启动和重置静默定时器81的噪声阈值。例如，R波检测器66可感测R波并且确定在随后的峰值跟踪时间间期期间的最大峰值幅度。在感测后消隐期期间，R波感测阈值可被保持在发生感测阈值越过从而导致感知到的R波的幅度处。在感测后消隐期结束处，R波检测器66可将R波感测阈值从在消隐期期间保持的幅度调整到在峰值跟踪时间间期期间确定的最大峰值幅度的一百分比。例如，R波感测阈值可被调整为最大峰值幅度的25％至90％。在一个示例中，R波感测阈值被调整为最大峰值幅度的53％，并且噪声阈值被设置为等于在感测后消隐期期间和之后的R波感测阈值。替代地，用于启动和重置静默定时器81的噪声阈值幅度可与R波感测阈值不同地被设置。

控制电路80可被配置成通过将框126处的静默时间间期设置为等于或有时大于EMI截止频率周期长度的一半来检测在EMI截止频率处或之上发生的EMI。如果静默定时器81被配置成在被启动时立即从静默时间间期开始倒计时(在下一个采样间隔上减小)，则在具有等于或小于静默时间间期的半周期长度的频率处发生EMI可被控制电路80检测到。

然而，如果静默定时器81被设置为静默时间间期并且直到心脏电信号下降到低于噪声阈值才开始倒计时，则静默时间间期被有效延长。作为结果，控制电路80可检测的最低EMI截止频率低于具有等于静默时间间期的半周期长度的频率。如结合图16进一步描述的，EMI截止频率将取决于静默时间间期和噪声阈值。噪声阈值越低，心脏信号在越过它之后可能保持在噪声阈值之上的时间越长。因此，噪声阈值越低，有效静默时间间期变得越长，导致较低的EMI截止频率。如果噪声阈值被设置为与R波感测阈值相同，如在感测后消隐期期间的最大幅度的一百分比，则随着该百分比接近100％，EMI截止频率接近具有等于静默时间间期的半周期长度的频率。随着该百分比降低，EMI截止频率也降低。在一些示例中，控制电路80可被配置成通过设置或调整噪声阈值来设置或调整EMI截止频率。

在一个示例中，静默定时器81被设置(和重置)为的静默时间间期是25ms。如果在被设置为静默时间间期之后静默定时器立即开始倒计时，则当静默时间间期是25ms时，控制电路80可检测的截止频率是20Hz。然而，当静默定时器保持在静默时间间期处直到心脏信号下降到低于R波感测阈值时，控制电路80可检测的截止EMI频率将取决于静默时间间期和用于设置R波感测阈值(当用作噪声阈值时)的最大峰值幅度的该百分比。例如，当R波感测阈值被调整为在感测后消隐期期间确定的最大峰值幅度的53％并且静默时间间期是25ms时，在10Hz或更高的频率处发生的EMI将可能导致静默定时器81被重置。

假设一正弦噪声信号作为不同噪声阈值，可计算控制电路80可检测的EMI的理论截止频率。对于25ms的静默时间间期，如果R波感测阈值被用作噪声阈值并且被设置为在感应后消隐期期间的最大幅度的100％，则截止频率为20Hz(静默时间间期等于20Hz周期长度的一半)。如果用于设置R波感测阈值的最大幅度的该百分比是95％，则理论截止频率被减小到大约16Hz。对于最大幅度的85％，理论截止频率约为13Hz，对于最大幅度的70％，理论截止频率约为10Hz，以及对于最大幅度的53％，理论截止频率约为7Hz。实际上，被设置为在感测后消隐期期间的最大幅度的53％的R波感测阈值导致7Hz到9Hz之间的截止频率。当只要心脏信号保持在噪声阈值之上静默定时器就保持在静默时间间期时，可能导致截止频率的一些变化。该变化至少部分是由于信号是数字采样信号。

EMI可能发生于16.7Hz(欧洲铁路频率)，肌肉噪音甚至可能在更低频率发生。但是，VF信号通常小于8Hz。随着时间间期214增加以用于检测较低频率的EMI，真正的心室纤颤波可使得静默定时器81被重置，从而导致当下一个感知R波实际上是可电击的VF节律时将其标识为EMI。因此，静默时间间期214和噪声阈值被最佳地选择成检测低至EMI截止频率的EMI，同时避免由于纤颤波导致静默定时器重置而将真正的快速性心律失常心脏事件标识为EMI。例如，如果静默定时器81被控制成立即开始对静默时间间期倒计时(例如，静默定时器在被设置之后在下一个采样点上递减)，则对于高于VF的预期频率的大约10Hz到12Hz的EMI截止频率，静默时间间期可被设置为大约40ms到50ms。当在开始倒计时之前静默定时器81被保持在静默时间间期处直到心脏电信号下降到低于噪声阈值时，静默时间间期可被设置为大约15ms并且起始R波感测阈值(用作噪声阈值)被设置为在先的感测后消隐期期间检测到的最大峰值幅度的53％，以实现大约12Hz的EMI截止频率，从而将最低可检测EMI频率与预期的VF频率分隔开。

在框126处的静默定时器操作包括响应于在静默时间间期到期之前发生的每个R波感测阈值越过而被重置为静默时间间期。如果在静默时间间期内发生EMI，则静默定时器81将被重置。如下面结合图8A和图8B所描述的，如果静默定时器81超时，则可由感测电路86生成超时中断信号，并且该超时中断信号被控制电路80用于确定静默定时器参数。

当感测后消隐期到期时，在框128处，控制电路80可确定静默定时器参数或者等待直到从感测电路86接收到下一个R波感知事件信号。在感测后消隐期到期之后，在框130处感测电路86感测下一个R波。响应于在感测后消隐期到期之后最早发生的R波感测阈值越过，而感知下一个R波。

响应于接收到下一个R波感知事件信号，在框132处控制电路80将静默定时器参数与EMI事件标准进行比较。在框128处确定的静默定时器参数指示自最后所感知的事件(框122)以来静默定时器81的行为。在框128确定的一个静默定时器参数可以是在接收到下一个R波感知事件信号时静默定时器81的状态。可以通过在静默定时器未主动运行的情况下将静默定时器状态寄存器设置为零以及响应于在下一个R波感知事件信号时主动运行的静默定时器81而将静默定时器状态寄存器设置为高值，来指示静默定时器状态。在确定静默定时器状态寄存器值之后，控制电路80可以响应于下一个R波感知事件信号，在框130处将静默定时器81启动或重置为静默时间间期。

在框128处，控制电路80可附加地或替代地确定静默定时器超时状态。如果在静默时间间期到期之前心脏电信号没有越过R波感测阈值，则静默定时器81超时并且感测电路86可生成中断信号，该中断信号使控制电路80将静默定时器超时寄存器设置为高值。静默定时器超时寄存器值为1指示自最后所感知的事件以来静默定时器超时。噪声信号可能已发生，但是在静默时间间期内没有发生反复出现的噪声信号并且未导致静默定时器重置，这指示下一个R波感知事件信号是EMI事件的概率相对较低。这样，在框130处接收到下一个R波感知事件信号时静默定时器超时寄存器值为1是EMI事件的反向指示(contraindication)。静默定时器超时寄存器可在下一个感测后消隐期开始时被重置为零。

静默定时器81可在响应于R波感测阈值越过的下一个R波感知事件信号之前被重置一次或多次，并且在一些情况下可能在下一个R波感知事件信号之前不会超时。如果静默定时器在下一个R波感知事件信号之前没有超时，则在小于静默时间间期处发生的噪声信号可导致静默定时器81被反复重置。如果感测电路86没有生成超时中断，则控制电路80将静默定时器超时寄存器保持为零值。在框130处接收到下一个R波感知事件信号时，静默定时器超时寄存器的零值是EMI的正指示。

可在框128处确定的静默定时器参数的另一示例是静默定时器开启(ON)时间。静默定时器开启时间可被确定为从静默定时器被启动直到静默定时器超时的时间，例如采样间隔的数量。如果静默时间间期一旦被启动并且在超时之前没有被重置，则开启时间是静默时间间期。如果在超时之前静默定时器被重置一次或多次，则开启时间可被确定为采样间隔的总数量或静默定时器81运行的总时间间期。

在一些示例中，静默定时器81可超时并且被启用以在感测后消隐期期间响应于R波感测阈值越过(即使没有产生R波感知事件信号)而被重新启动。当静默定时器81被允许在感测后消隐期期间被重新启动时，可在框128处确定静默定时器81运行的两个或更多个时间段的组合时间。静默定时器计数器可被包括在感测电路86或控制电路80中，该静默定时器计数器对静默定时器81运行的采样间隔的数量进行计数。在框128处，控制电路80可读取静默定时器计数器的值，然后将计数器重置为零，以便开始下一个感测后消隐期。响应于静默定时器超时中断信号，静默定时器计数器的值可被保持在静默定时器开启时间寄存器中，并且在下一个R波感知事件信号时由控制电路80读取。如下所述，可将静默定时器计数器和/或静默定时器开启时间寄存器与EMI阈值进行比较，以用于将下一个R波感知事件信号标识为EMI事件。

静默定时器参数的其他示例可由控制电路80确定，静默定时器参数是自最后R波感知事件信号以来静默定时器81的指示EMI的行为的指示。例如，可对静默定时器81被重置的次数进行计数。控制电路80可确定用于在框132处与EMI事件标准进行比较的一个或多个静默定时器参数。

在框132处，控制电路80将静默定时器参数(多个)与EMI事件标准进行比较，以将在框130处感知到的下一个R波标识为EMI事件。在一个示例中，如果静默定时器状态寄存器是“1”，指示静默定时器是活跃的并且在下一个R波感知事件信号(在框130处所感知的)时正在运行，则在框134处，将下一个R波感知事件信号标识为EMI事件。在其他示例中，在框132处应用的EMI事件标准可能要求静默定时器超时寄存器为“0”，指示静默定时器81被启动并且由于按照比静默时间间期短的间期重复的R波感测阈值越过使得静默定时器81被反复重置而导致静默定时器81自最近的前一R波感知事件信号以来没有超时。如果静默定时器81被启动并且没有超时，则在框134处可将在框130处所感知的R波标识为EMI事件。

在其他示例中，在框132处可将静默定时器开启时间与开启时间阈值进行比较。如果静默定时器开启时间超过开启时间阈值，则在框134处可将在框130处所感知的下一个R波标识为EMI事件。应用于静默定时器开启时间寄存器值的开启(ON)时间阈值可与消隐期的一百分比相对应。例如，如果静默定时器开启时间是感测后消隐期的至少50％或者整个感测后消隐期，则在框134处可将在消隐期到期之后在框130处所感知的下一个R波标识为EMI事件。在框132处静默定时器参数中的一个或组合可能需要满足EMI事件标准，以便将下一个感知R波标识为EMI事件。

在确定下一个心脏事件是否是EMI事件之后(框132)，在框136处控制电路80确定是否满足EMI检测标准。在一些示例中，在框134处标识的单个EMI事件可使得EMI被检测到。在其他示例中，在框136处可能需要阈值数量的EMI事件(连续的或非连续的)用于检测到EMI。例如，响应于标识出EMI事件，控制电路80可在框134处使EMI事件计数器增大并且在框136处将EMI事件计数器的值与EMI检测阈值进行比较。如果最近的Y个感知R波中有至少X个被标识为EMI事件，则在框136处检测到EMI。在一些情况下，X和Y可以是相等的，以要求X个EMI事件是连续的。在其他情况下，X可能小于Y，以要求X个EMI事件的阈值数量在最近的Y个所感知的事件内，但X个EMI事件不需要是连续的。

在框168处，控制电路80被配置成响应于检测到EMI而抑制对VT或VF的检测或至少抑制快速性心律失常治疗。在检测到VT或VF并递送治疗之前，可能需要满足附加的快速性心律失常检测标准。当未检测到EMI时，可能需要快速性心律失常检测间期计数器达到用于检测快速性心律失常的一数量的间期以便检测到VT或VF。如果检测到EMI，则快速性心律失常检测器92可以继续监测RRI并在不再满足EMI检测标准而是满足其他快速性心律失常检测标准情况下，检测到VT或VF。

图8A是描绘了根据一个示例的可被包括在控制电路80中的用于确定静默定时器参数的静默定时器81和静默定时器参数寄存器的操作的时序图150。从上到下，示意图150描绘了心脏电信号152、被示为静默定时器81随时间推移的间期的值的静默定时器活动160、静默定时器状态寄存器166、静默定时器中断信号172、静默定时器超时寄存器174、静默定时器计数器180、和静默定时器开启时间寄存器186。经滤波且经整流的心脏信号152是可由第一感测通道83产生并传送给R波检测器66的心脏信号的一个示例。在该示例中，在VF期间获取心脏信号152。心脏信号152在151处越过R波感测阈值154，导致R波感知事件信号153被生成并且从感测电路86被传送到控制电路80。响应于R波感知事件信号153，通过被设置为静默时间间期162来启动静默定时器81，并且开始感测后消隐期158。

R波感测阈值154是自动调整的感测阈值。它被保持在心脏信号152在151处越过的幅度处，直到感测后消隐期158到期。在消隐期158期间，R波感测阈值154是用于重置静默定时器81的噪声阈值。在感测后消隐期158到期时，R波感测阈值154被调整为在感测后消隐期158期间的心脏信号152的最大峰值幅度的一百分比。最大峰值可以是所感知的信号，例如紧接在151处的阈值越过之后的最大峰值。在其他时候，最大峰值幅度可在感测后消隐期158中的后期发生，诸如峰值156。在所示的示例中，在消隐期158到期时，R波感测阈值154被调整为在峰值幅度跟踪间期期间确定的最大峰值幅度的大约50％，该峰值幅度跟踪间期可以是感测后消隐期158的全部或一部分。在一个示例中，在感测后消隐期的前120ms期间的最大峰值幅度被确定并且被用于设置在感测后消隐期到期时的起始R波感测阈值。

如果在R波感测阈值154从其起始值下降之前发生下一个R波感知事件，则在下一个感测后消隐期期间的阈值被保持在该起始值处。如果在R波感测阈值从其起始值下降或衰减之后发生下一个R波感知事件，则在下一个感测后消隐期期间的阈值被保持在R波感测阈值已被调整到的任何值，下至可低至0.075mV至0.3mV的所编程的灵敏度。然而，当存在EMI时，预期在感测后消隐期之后早期发生R波感知事件，同时R波感测阈值仍然处于其起始值。因此，在存在EMI的情况下在感测后消隐期期间所使用的噪声阈值可能处于或接近起始R波感测阈值，例如，在紧接在前的感测后消隐期期间检测到的最大幅度的53％。

静默定时器81在每个R波感知事件信号153时被设置为静默时间间期162并且按照采样间隔(在所示示例中为256Hz)或者按照由控制电路80产生的时钟信号的某个倍数的频率来开始倒计时。如果心脏信号152在静默定时器81超时之前越过R波感测阈值154，例如在阈值越过157处，则静默定时器81被重置为静默时间间期162，例如，在164处。如果静默定时器81超时，则即使发生R波感测阈值越过(例如，在159处)，它也不会在感测后消隐期158期间被重置。静默定时器活动160为0，同时静默定时器81保持“关闭”直到它响应于在感测后消隐期158到期之后发生的下一个R波感测阈值越过才被重新启动。

在一些示例中，静默定时器81不开始对静默时间间期倒计时直到心脏信号152下降到低于R波感测阈值154。例如在163处，观察到静默定时器活动160被设置为静默时间间期162并被保持在静默时间间期162处，直到心电信号152下降到低于R波感测阈值154，此时静默定时器81开始倒计时，如通过减少的静默定时器活动160所观察到的。当静默定时器81被保持在静默时间间期162处直到心脏信号152下降到低于R波感测阈值(或噪声阈值)时，控制电路80可检测到按照具有比静默时间间期162长的半周期长度的频率发生的EMI，因为将静默定时器81保持在静默时间间期162处直到心脏信号下降到低于R波感测阈值有效地延长了静默时间间期162。在其他示例中，静默定时器81一响应于R波感知事件而被设置为静默时间间期162，就可开始倒计时。在这种情况下，控制电路被配置成检测具有等于或小于静默时间间期162的半周期长度的EMI。在又一示例中，静默定时器81可响应于在R波感知事件之后的第一个负向阈值越过而被设置为静默时间间期，并且可立即开始对静默时间间期倒计时。

当静默定时器81运行时，控制电路80可将静默定时器状态寄存器166设置为高值167。如果静默定时器81超时(例如在165处)，则静默定时器状态寄存器166被设置为低值169。在R波感知事件信号153时静默定时器状态寄存器的值可被确定为静默定时器参数，以用于将所感知的事件标识为EMI事件。如果在感知到R波时静默定时器状态寄存器值为高，指示静默定时器81正在运行并且还没有超时，则感知到的R波可被标识为EMI事件。如果在感知到R波时静默定时器状态寄存器值为低，指示静默定时器81是不活跃的并且已超时，则感知到的R波不被标识为EMI事件。

当静默定时器81超时(例如，在165处)时，感测电路86可生成静默定时器中断信号172。在接收到中断信号172时，控制电路80可将静默定时器超时寄存器174设置为高值176。在下一个R波感知事件信号时，静默定时器81被重新启动并且静默定时器超时寄存器值被清空并被重置为低值178直到下一个静默定时器中断信号172。在一些示例中，在感测后消隐期158到期时或者在接收到R波感知事件信号153时，控制电路80可确定静默定时器超时寄存器174的值。如果该值为高，则静默定时器81自前一R波感知时间信号以来已经超时。当前所感知的事件不被标识为EMI事件。如果静默定时器超时寄存器的值为低，则自最后所感知的事件以来尚未生成静默定时器中断信号172，指示静默定时器81已经在运行并且自最新感知到的事件以来被反复重置。在一些示例中，如果在接收到R波感知事件信号153时静默定时器超时寄存器174为低，则将所感知的事件信号标识为EMI事件。

控制电路80可包括静默定时器计数器180，静默定时器计数器180对静默定时器81是活跃的或者运行的采样周期进行计数。当静默定时器81被启动时，静默定时器计数器180开始如上升斜率182所指示的向上计数，并在静默定时器81超时时达到最大计数值184。控制电路80可响应于静默定时器中断信号172将静默定时器开启时间寄存器设置为最大计数值184。由静默定时器开启时间寄存器186所保持的最大计数值184指示在超时之前静默定时器81活跃多长时间。

当接收到下一个R波感知事件信号153时，控制电路80可确定静默定时器计数器180和/或静默定时器开启时间寄存器186的值是否大于阈值。如果静默定时器计数器180的值和/或静默定时器开启时间寄存器186的值大于阈值，例如，当采样间隔为256Hz时等于或大于40(相当于等于或大于156ms)，则下一个R波感知事件信号可以被标识为EMI事件。如果由于存在持续噪声而导致静默定时器81没有超时，则由于没有生成静默定时器超时中断信号，静默定时器开启时间寄存器186可不被设置为静默定时器计数器180达到的最大计数。这样，逻辑或(OR)可以用于将静默定时器计数器180的值以及静默定时器开启时间寄存器186的值与EMI事件阈值进行比较。

在各种示例中，控制电路80可将静默定时器状态寄存器166、静默定时器超时寄存器174、静默定时器计数器180和/或静默定时器开启时间寄存器186的值确定为静默定时器参数以用于在图6的框108处或图7的框132处与EMI事件标准进行比较。在该示例中，在心脏信号152是VF信号的情况下，静默定时器状态寄存器166指示静默定时器81在每个所感知的事件时是不活跃的(并且类似地，静默定时器超时寄存器174指示静默定时器81在每个所感知的事件之前已经超时了)。因此，在该示例中未检测到EMI，并且不抑制VF检测。

图8B是静默定时器81的行为和由控制电路80确定的相关联的静默定时器参数的另一示例的时序图190。在该示例中，心脏电信号152包括在正常的窦性心律(处于大约60跳每分钟)期间以50Hz持续的EMI。如上所述，响应于在感测后消隐期158之外的心脏信号152越过R波感测阈值154，由感测电路86产生R波感知事件信号183、187、188和189。响应于R波感知事件信号183，静默定时器81被设置为静默时间间期162。

在时刻191，静默定时器81超时并且静默定时器状态寄存器166被清空或设置为低值。生成静默定时器中断信号172，并且响应于中断信号172将静默定时器超时寄存器174设置为高。响应于中断信号172，静默定时器计数器180已达到由静默定时器静默定时器开启时间寄存器186所保持的最大计数值194。

在下一个R波感知事件信号183时，控制电路80将静默定时器参数与EMI事件标准进行比较。静默定时器状态166在接收到R波感知事件信号183时为低，并且静默定时器超时寄存器174为高。基于这些参数，R波感知事件信号183可不被标识为EMI事件。然而，静默定时器计数器180和静默定时器开启时间寄存器186的值两者都处于可超过EMI事件阈值的最大值194。在一些示例中，基于静默定时器计数器180和/或静默时间开启时间寄存器186的值，EMI事件标准可被满足。在其他示例中，EMI事件标准可要求在接收到R波感知事件信号时，至少静默定时器状态寄存器166为高或者静默定时器超时寄存器174为低。

在随后的R波感知事件信号187、188和189中的每一个时，由于响应于在静默时间间期162到期之前心脏信号152的R波感测阈值越过的对静默定时器的反复重置，因此静默定时器状态寄存器166被设置为高值。由于静默定时器81被反复重置，因此没有超时中断信号被生成，并且静默定时器超时寄存器174保持设置为低值。基于在接收到随后的R波感知事件信号187、188和189的每一个时静默定时器状态寄存器166的高值或者静默定时器超时寄存器174的低值，R波感知事件信号187、188和189的每一个可被标识为EMI事件。在存在EMI情况下的正常窦性心律的该场景下，对EMI事件的标识可适当地导致EMI检测和抑制不适当的VT或VF检测。

附加地或替代地，EMI事件标准可要求静默定时器计数器180或静默定时器开启时间寄存器186满足或超过阈值。在所示的示例中，静默定时器计数器180开始从R波感知事件信号183的时间开始向上计数(如斜率195所指示的)并且达到最大计数值196。由于没有静默定时器中断信号被生成，因此在R波感知事件信号183之后静默定时器开启时间寄存器186不被重置为静默定时器计数器180的值。然而，基于在R波感知事件信号187、188和189中的每一个时的静默定时器计数器值，R波感知事件信号可被标识为EMI事件。

图9是根据另一示例的静默定时器81和可由控制电路80确定的静默定时器行为参数的操作的示意图200。从上到下，示意图200描绘了心脏电信号202、被示为静默定时器随时间推移的间期的值的静默定时器活动212、静默定时器状态寄存器222、静默定时器超时寄存器232、以及静默定时器计数器242。心脏电信号202是包括EMI噪声的经滤波且经整流的信号。在心脏电信号202对自动调整的R波感测阈值206的越过204时，生成R波感知事件信号205。响应于R波感知事件信号205，控制电路80开始感测后消隐期208。R波感测阈值206可被保持在发生感测阈值越过204的幅度处(例如，以上结合图8A所述)或者被调整到所感知的事件的最大峰值幅度203的预定百分比，例如53％。在消隐期208期间，噪声信号多次越过R波感测阈值206，但是感测电路86不产生下一个R波感知事件信号209直到在感测后消隐期208之外发生下一个R波感测阈值越过207。

在该示例中，控制电路80控制感测电路86仅在感测后消隐期208期间操作静默定时器81。静默定时器活动212为零(即，不活跃)，直到在感测后消隐期208期间的第一R波感测阈值越过。在感测后消隐期208期间的第一R波感测阈值越过使得静默定时器81在215处被启动，如由静默定时器活动212被设置为静默时间间期214所指示的。静默定时器81在215处通过被设置为起始时间间期214而被启动并且从起始时间间期214开始倒计时(如由静默时间活动212的负斜率所指示的)。响应于在感测后消隐期208期间心脏电信号202对R波感测阈值206的每个越过，静默定时器81被重置为静默时间间期214并然后再次开始倒计时。

在其他示例中，可在感测后消隐期208期间设置噪声阈值，噪声阈值不同于R波感测阈值206。噪声阈值可被设置为在R波感测阈值越过204处的幅度的一百分比、所感知的事件的最大峰值幅度203的一百分比、或其他预定的噪声阈值。

由于心脏电信号202按照比静默时间间期214短的时间间期反复的越过R波感测阈值206，因此静默定时器81被反复地重置为静默时间间期214并且在消隐期208期间不会超时为零。在消隐期208到期时，静默定时器81可在216处被终止，使得静默定时器活动212返回到零。

响应于静默定时器81在215处被启动，静默定时器状态寄存器222在224处被设置为高。静默定时器状态寄存器222可被保持在高值，直到控制电路80在感测后消隐期208到期之后读取状态寄存器222的值。在所示的示例中，状态寄存器222保持高值直到下一个R波感知事件信号209。在下一个R波感知事件信号209时，控制电路80取出状态寄存器222的值并在响应于下一个R波感知事件信号209而开始的下一个感测后消隐期210开始时将寄存器222重置为零。这样，如果静默定时器在感测后消隐期208期间是活跃的(被启动)，那么即使静默定时器81在消隐期208到期之前超时，静默定时器状态寄存器值仍被设置并保持在“1”直到被控制电路80读取。

如果静默定时器81在感测后消隐期208期间超时，则静默定时器超时寄存器232被设置为高。在所示的示例中，如通过静默定时器活动212不返回到零直到在216处消隐期208到期所观察到的，静默定时器81在消隐期208期间没有超时。因此，静默定时器81不产生超时中断信号。在整个消隐期208期间，超时寄存器232保持为低，在值为“0”处。响应于下一个R波感知事件信号209，在234处控制电路80取出超时寄存器222的值，该值保持为零。如果超时寄存器232已被设置为高，则在取出寄存器222的值以用于开始下一个感测后消隐期210之后该寄存器将被重置为零。

静默定时器计数器242在244处开始对静默定时器81活跃地运行的采样间隔的数量进行计数(如正斜率所指示的)，并且如果静默定时器81超时，或者如所示示例中静默定时器81被终止并响应于感测后消隐期208在246处到期而被重置为零，则静默定时器计数器242停止计数。静默定时器计数器242在时刻246所达到的值248被保持，直到在时刻250控制电路80响应于下一个R波感知事件209而取出静默定时器计数器242的值248。在一些示例中，响应于超时中断信号，静默定时器计数器242所达到的值可被锁存到静默定时器开启时间寄存器(图9中未示出)。

响应于接收到下一个R波感知事件信号209，控制电路80通过取出静默定时器状态寄存器222、静默定时器超时寄存器232、和静默定时器计数器242的值来确定静默定时器参数。控制电路80重置寄存器222和232和242中的每一个并开始下一个感测后消隐期210。控制电路80将静默定时器参数与EMI事件标准进行比较，以用于确定R波感知事件信号209是否是EMI事件。响应于静默定时器状态寄存器值为“1”，R波感知事件信号209可被标识为EMI事件。在其他示例中，响应于静默定时器状态寄存器为“1”和/或超时寄存器为“0”，R波感知事件信号209可被标识为EMI事件。在又其他示例中，如果开启时间计数器值248大于感测后消隐期208的预定百分比(或全部)，则R波感知事件信号209可被标识为EMI事件。

控制电路80使静默定时器81能够在下一个感测后消隐期210期间操作，该下一个感测后消隐期210是在感测后消隐期208之后响应于下一个R波感测阈值越过207而产生的下一个R波感知事件信号之后。R波感测阈值206被调整到在R波感测阈值越过207之后确定的所感知的事件的最大峰值幅度的预定百分比，例如50％。静默定时器81被启用以在感测后消隐期210期间操作并且通过响应于心脏电信号202越过R波感测阈值206而被设置为静默时间间期214在218处启动静默定时器81。

在该示例中，静默定时器81在被设置为静默时间间期214时立即开始对静默时间间期214倒计时，如静默定时器活动212的向下斜率所指示的。心脏电信号202没有再次越过R波感测阈值206，并且静默定时器81在220处超时。响应于静默定时器81被启动，静默定时器状态寄存器222在228处被设置为高。如图所示，静默定时器状态寄存器222保持高值，直到控制电路80在下一个所感知的事件时取出状态值。高值指示静默定时器81在感测后消隐期期间被启动。在其他示例中，如果静默定时器81超时，则静默定时器状态寄存器222可被重置为低。在这种情况下，静默定时器超时状态寄存器232可用于确定静默定时器81在感测后消隐期期间是否是活跃的。

响应于在静默定时器81在220处超时时由感测电路86生成的超时中断信号(图9中未示出)，静默定时器超时状态寄存器232在236处被设置为高。超时状态寄存器232的高值可以被保持为高，直到控制电路80在下一个R波感知事件信号(未示出)时取出其值。高值指示静默定时器在感测后消隐期期间被启动但超时。

静默定时器计数器242开始对静默定时器81是活跃的(从静默定时器被启动时的252开始直到静默定时器81超时时的时间254)时钟周期的数量进行计数。由静默定时器计数器242所达到的值256被保持直到被控制电路80取出并且重置为零以开始随后的感测后消隐期。如上所述，响应于静默定时器超时时的超时中断信号，静默定时器计数器242所达到的值可被锁存到静默定时器开启时间寄存器(图9中未示出)。

图10是根据另一示例的用于检测EMI以用于抑制快速性心律失常检测的方法的流程图260。在该示例中，静默定时器81被启用以仅在EMI监测间期期间操作。EMI监测间期可以是预定的时间间期，例如100ms，200ms，500ms，1秒或其他预定时间间期。如图9的示例中所示的，EMI监测间期可被设置为等于感测后消隐期。EMI监测间期可以是固定或可变的间期，其被设置为等于或作为固定或可调整的消隐期或不应期的一部分或一百分比，或被设置为最近确定的心率间期(诸如RRI)的一部分。在其他示例中，EMI监测间期是固定间期，其可独立于心脏事件的时间而被开始和设置。

通过响应于由感测电路86接收的心脏电信号越过噪声阈值幅度而启动静默定时器来在监测间期期间操作静默定时器。在一个示例中，基于在框102处从其中感知到心脏事件的同一心脏电信号来操作静默定时器。例如，在框102处，第一感测通道83可从由第一感测通道83接收到的第一心电信号感测R波，并且静默定时器81可响应于在EMI监测间期期间第一心脏电信号越过噪声阈值幅度而被启动。在其他示例中，静默定时器81可被包括在第二感测通道85中并且当在EMI监测间期期间由第二感测通道接收的第二心脏电信号越过噪声阈值幅度时被启动。

在图10的示例中，在框262处由感测电路86感测心脏事件。可在逐个事件的基础上执行流程图260的方法，或者仅在自最近的前一所感知的心脏事件以来的预定时间间期内或在前一感测后消隐期到期的预定时间间期内发生框262处所感知的心脏事件时才执行流程图260的方法。在又其他示例中，仅当快速性心律失常检测间期计数器达到阈值时，才执行流程图260的方法。

在框262处的所感知的心脏事件可以是由第一感测通道83的R波检测器66所感知的R波。当由心血管外ICD 14执行流程图260的过程时，感测电路86可响应于在感测后消隐期之外由第一感测通道83接收的心脏电信号越过R波感测阈值而将R波感知事件信号传送到控制电路80。响应于R波感知事件信号，控制电路80控制感测电路86在框264处开始感测后消隐期并且在框266处启用静默定时器操作。

感测后消隐期可被设置为小于预期的最快快速性心律失常间期，例如200ms或更短。在消隐期期间，感测电路86不产生被传送到控制电路80的R波感知事件信号(或者R波感知事件信号被忽略)。然而，如结合图9所描述的，静默定时器81通过响应于心脏电信号越过噪声阈值幅度而被设置为静默时间间期来在感测后消隐期期间操作。噪声阈值可在控制电路80的控制下被设置为由R波检测器86设置的R波感测阈值的值。例如，如结合图8A大致所描述的，噪声阈值可被设置为在框262处心脏电信号越过R波感测阈值的幅度。替代地，如图9所示，噪声阈值可被设置为所感知的事件的最大峰值幅度的一百分比。

如上所述，当静默定时器81被配置成在被设置时开始对静默时间间期倒计时时，控制电路80可被配置成通过将静默时间间期设置为等于或小于期望的EMI截止频率周期长度的一半来检测在期望频率处或之上发生的EMI。当静默定时器81被保持在静默时间间期直到心脏信号幅度下降到低于噪声阈值时，可检测到较低的EMI截止频率。在感测后消隐期期间的静默定时器操作包括响应于在静默时间间期到期之前发生的每个噪声阈值越过而被重置为静默时间间期。如果按照具有小于或等于EMI截止频率的半周期长度的频率发生EMI，则静默定时器81将被启动并且可在感测后消隐期期间被反复地重置。如以上结合图9所描述的，如果静默定时器81在感测后消隐期期间超时，则可由感测电路86生成超时中断信号并且该超时中断信号可被控制电路80用来确定静默定时器参数。

当感测后消隐期到期时，静默定时器81可被“关闭”(禁用)，以及任何剩余的时间间期可被终止(或者被允许在消隐期结束之后超时)，而不生成超时中断信号。在感测后消隐期到期之后，在框268处感测电路86感测下一个R波。响应于在消隐期到期之后最早发生的R波感测阈值越过，感知到下一个R波。

在框270处，控制电路80确定静默定时器参数。静默定时器参数可在感测后消隐期到期时被确定。静默定时器参数可在消隐期到期时被确定，使得在感测到下一个R波时，可将下一个R波标识为EMI事件(或不是EMI事件)。替代地，静默定时器参数可不被确定直到在框158处感知到下一个R波并然后该静默定时器参数被用于将事件标识为EMI事件或者不是EMI事件。

在框270处确定的静默定时器参数指示在感测后消隐期期间静默定时器81的行为。在框270处确定的一个静默定时器参数可以是在消隐期期间静默定时器81的状态。如果在感测后消隐期期间静默定时器根本没有被启动，则静默定时器状态可通过保持为零的状态寄存器来指示，指示静默定时器是不活跃的。响应于静默定时器81在感测后消隐期期间被启动，状态寄存器可被设置并保持在高值。一旦被设置为高，静默定时器状态寄存器可被保持在该高值，直到控制电路80在框270处取回该值以用于确定静默定时器参数。然后，控制电路80然后可清空静默定时器状态寄存器，使得它在下一个感测后消隐期开始时具有零值。

在框270处，控制电路80可附加地或替代地确定静默定时器在感测后消隐期期间是否超时。如果在静默定时器81运行时(即，在静默时间间期到期之前)心脏电信号没有越过R波感测阈值，则静默定时器81在静默时间间期到期时超时。静默定时器81可生成中断信号，该中断信号使控制电路80将静默定时器超时寄存器设置并保持在值1。静默定时器超时寄存器值为1指示静默定时器81在消隐期期间超时。噪声信号可能已发生，但是在消隐期间没有发生在静默时间间期内的反复出现的噪声信号，这指示下一个R波感知事件信号是EMI事件的概率相对较低。因此，静默定时器超时寄存器值为1是EMI事件的反向指示。超时寄存器可保持值“1”，直到在框272被控制电路80读取。静默定时器超时寄存器可在下一个感测后消隐期开始时被重置为零。

响应于噪声阈值越过，静默定时器可在消隐期到期之前被重置一次或多次，并且在一些情况下可在感测后消隐期到期之前不超时。如果静默定时器在消隐期到期之前未超时，则可能已导致静默定时器81被启动的噪声信号在静默时间间期期间导致噪声阈值越过。如果感测电路86没有生成超时中断，则控制电路80将静默定时器超时寄存器保持为零值。当静默定时器状态寄存器为1时，零值是EMI的正指示，指示静默定时器在感测后消隐期期间被启动但没有超时。

可在框270处确定的静默定时器参数的另一示例是静默定时器开启(ON)时间。静默定时器开启时间可被确定为从静默定时器81被启动直到静默定时器超时(或在感测后消隐期到期时被终止)的时间，例如采样间隔的数量。如果静默时间间期一旦被启动并且在超时之前没有被重置，则开启时间是静默时间间期。如果在超时之前静默定时器被重置一次或多次，则开启时间可被确定为间静默定时器81运行的采样间隔的总数量。在一些示例中，静默定时器81可超时并且在感测后消隐期期间被第二次启动。在框270处可确定静默定时器81运行的两个或或多个时间间期的组合时间。在感测后消隐期到期时静默定时器计数器242(图9中所示)的值可被控制电路80确定为开启时间。在框270处，控制电路80可读取静默定时器计数器的值，然后将计数器重置为零，以便开始下一个感测后消隐期。

可由控制电路80确定的作为在消隐期期间静默定时器81的指示EMI的行为的指示的静默定时器参数的其他示例可包括静默定时器81被启动的次数(如果在感测后消隐期期间被允许被启动不止一次)和/或静默定时器81被重置的次数。控制电路80可确定用于在框272处与EMI事件标准进行比较的一个或多个静默定时器参数。

在框272处，控制电路80将静默定时器参数(多个)与EMI事件标准进行比较，以确定在感测后消隐期之后在框268处感知到的下一个R波是否有可能是EMI事件。在一个示例中，如果静默定时器状态为“1”，指示在感测后消隐期期间静默定时器81被启动，则在框274处将下一个R波(在框268处感知到的)标识为EMI事件。在其他示例中，在框272处应用的EMI事件标准可能要求静默定时器状态寄存器为“1”并且静默定时器超时寄存器为“0”，指示静默定时器81在消隐期期间由于按照比静默时间间期短的间期的重复噪声阈值越过导致静默定时器81被反复重置而被启动且未超时。如果静默定时器81被启动并且没有超时，则在框274处可将在框268处所感知的R波标识为EMI事件。如果静默定时器状态为“1”但是超时寄存器为“1”，则指示在感测后消隐期期间静默定时器被启动但超时，则在框268处所感知的下一个R波可能不被标识为EMI事件。

在又其他示例中，在框272处可将静默定时器开启时间与开启时间阈值进行比较。如果静默定时器开启时间超过开启时间阈值，则在框274处可将在框268处所感知的下一个R波标识为EMI事件。应用于静默定时器开启时间的开启时间阈值可与消隐期的一百分比相对应。例如，如果静默定时器开启时间是感测后消隐期的至少20％、感测后消隐期的30％、或感测后消隐期的其他预定的百分比，则在框274处可将在消隐期到期之后在框268处所感知的下一个R波标识为EMI事件。在框272处可能需要静默定时器参数中的一个或组合满足EMI事件标准，以便将下一个所感知的心脏事件标识为EMI事件。

在确定出下一个感知R波是否被标识为EMI事件之后，在框276处控制电路80确定是否满足EMI检测标准。在一些示例中，在框264处标识的单个EMI事件可使得EMI被检测到。在其他示例中，在框276处可能需要阈值数量的EMI事件(连续的或非连续的)用于检测到EMI。如上所述，响应于检测到EMI，在框278处控制电路80被配置成抑制对VT或VF的检测和/或抑制快速心律失常治疗。该过程可返回到框264以开始下一个感测后消隐期并继续监测EMI事件。控制电路80可通过在逐个事件的基础上确定静默定时器参数(多个)来监测EMI事件。在其他示例中，如上所讨论的，控制电路80仅在满足某些监测条件时才监测EMI事件。

在其他示例中，EMI监测间期可比感测后消隐期长，并且基于根据在EMI监测间期期间的静默定时器的行为所确定的静默定时器参数，在EMI监测间期期间和/或之后所感知的一个或多个R波可被标识为EMI事件。

图11是用于使用本文所公开的EMI检测技术来控制室性快速性心律失常检测和治疗的一种方法的流程图300。在框302处，通过感测电路86来选择感测电极向量以用于通过第一感测通道83接收第一心脏电信号在框302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的双极，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。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)或者与心脏轴线大致对齐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。在其他示例中，第一感测向量可以是由引线16的远侧部分25携载的一个电极24、26、28、30或31与ICD壳体15之间的向量(参见图1A)。

在框306处感测电路86可响应于第一感测通道83在消隐期之外检测到第一心脏电信号越过R波感测阈值，产生R波感知事件信号。R波感知事件信号可以被传送至控制电路80。响应于R波感知事件信号，在框310处控制电路80的计时电路90确定RRI，该RRI以当前R波感知事件信号结束并且以最近前一R波感知事件信号开始。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92在框312处调整快速性心律失常间期计数器。

如果RRI比心动过速检测间期(TDI)短但比纤颤检测间期(FDI)长，即，如果RRI处于心动过速检测间期区域中，则在框312处使VT间期计数器增加。如果VT间期计数器被配置成对连续VT间期进行计数以用于检测VT，那么如果RRI比TDI长，则VT间期计数器可被重置为零。如果RRI比FDI短，则使VF计数器增加。VF计数器可以是概率VF计数器，其以Y个间期中有X个间期来对VF间期进行计数，使得当检测到阈值数量的VF间期(不需要是连续的)时可检测到VF。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312处更新快速性心律失常间期计数器之后，在框314处快速性心律失常检测器92将VT和VF间期计数器值与R波感测(R-sense)确认阈值进行比较。如果VT或VF检测间期计数器已达到R感测确认阈值，即框314的“是”分支，则在框316处控制电路80启用EMI检测。在该示例中，仅在VT或VF间期计数器中的至少一个已达到R感测确认阈值之后在逐个事件的基础上执行静默定时器参数的确定。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。R感测确认阈值可以是一个或多个的值。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。

如果在框314处快速心律失常间期计数器中的任一个未达到R感测确认阈值，则控制电路80返回框306并等待下一个R波感知事件信号。如果在框314处达到R感测确认阈值，则在框316处控制电路80启用EMI检测。通过响应于每个R波感知事件信号确定静默定时器参数来启用EMI检测，以用于使用以上结合图6至图10中的任一个所述的方法来确定相应的R波感知事件信号是否是EMI事件。静默定时器81可在逐个事件的基础上操作，但是控制电路80可能不会在逐个事件的基础上取出静默定时器参数来用于与结合图6、图7和图10的流程图所描述的EMI事件标准进行比较。在其他示例中，静默定时器81不进行操作直到达到R感测确认阈值并且在框316处启用EMI检测。

在快速性心律失常间期计数器达到用于检测快速性心律失常的一数量的间期(NID)之前(框332的“否”分支)，控制电路80通过在框310处确定RRI和通过在启用EMI检测之后(框320的“是”分支)更新EMI事件计数来对在框306处的每个R波感知事件信号进行响应。在框322处，通过确定自前一R波感知事件信号以来获得的静默定时器参数是否满足EMI事件标准来在框322处更新EMI事件计数，例如，如以上结合图7、图8A和图8B所描述的或如以上结合图9和图10所描述的。如果满足EMI事件标准，例如，如果静默定时器状态寄存器为“1”、超时寄存器为“0”、和/或静默定时器计数器值或静默定时器开启时间寄存器等于或大于EMI阈值，则当前感知到的R波可被标识为EMI事件。在框322处更新EMI事件计数器。如果不满足EMI事件标准，则在框306处所感知的R波不被标识为EMI事件，并且相应更新EMI事件计数器(其可以是Y个中有X个的计数器(X out of Y counter))。

在框322处更新EMI事件计数之后，在框332处控制电路确定是否到达NID。在一个示例中，检测到VT所需的NID可以是16个连续VT间期的计数，该16个连续VT间期是落入预定VT间期范围或区域的RRI。用于检测到VF的NID可以是最后40个RRI中有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，则控制电路80通过将经更新的EMI事件计数与EMI检测标准进行比较来在框334处检查是否检测到EMI。例如，如果最近的8个R波感知事件中有两个被标识为EMI事件，则在框334处检测到EMI。在框340处抑制对VT或VF的检测。治疗不被递送。该过程返回到框306以等待下一个感知R波，并继续确定RRI以用于更新检测间期计数器(框312)并确定用于标识EMI事件的静默定时器参数(框322)。

如果在框332处达到NID并且在框334处不满足EMI检测标准，则在框336处检测到VT或VF发作。在框338处可递送ATP和/或电击治疗以根据编程的治疗方案终止检测到的快速性心律失常。

图12是根据另一示例的用于检测EMI并且抑制快速性心律心律失常检测的方法的流程图400。在图12的流程图400中以相同编号的框执行的操作可大体上与图11中所示的和以上所描述的相同编号的框相对应。在流程图400的过程中，第二感测通道85用于经由框304处的第二感测向量获取第二心脏电信号。在框302和304处，通过感测电路86选择两个不同的感测电极向量以用于通过第一感测通道83接收第一心脏电信号和通过第二感测通道85接收第二心脏电信号。

如上所述，感测电路86可在框306处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，产生R波感知事件信号。R波感知事件信号可被传送到控制电路80以用于确定RRI(310)，调整VT和VF检测间期计数器(框312)，以及当已达到R感测确认阈值(框314)并且EMI检测已被启用(框316)时确定感知到的R波是否是EMI事件(框322)。

除了响应于由第一感测通道83产生的R波感知事件信号而确定RRI之外，如果在框314处已经达到R感测确认阈值，则在框402处触发控制电路80以将从第二感测通道85接收的第二心脏电信号的片段存储到存储器82的循环缓冲器中。可在相对于R波感测阈值越过的样本点时间和从感测电路86接收的对应的R波感知事件信号定义的时间段上对第二心脏电信号的数字化片段进行采样。例如，数字化片段可以是100到500ms长。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个样本点，或者大约360ms，所述样本点中的68个样本点可先于并包括接收到R波感知事件信号处的样本点并且所述采样点中的24个采样点可以在接收到R波感知事件信号处的样本点之后延长。在其他示例中，在框402处可响应于来自第一感测通道83的每个R波感知事件信号，缓冲第二心脏电信号片段，但是如果在框314处的间期计数器中的任一个没有达到R感测确认阈值，则该片段可被丢弃并且不被分析。

如果在框314处达到R感测确认阈值，则在框404处控制电路80可将陷波滤波器应用于所缓冲的第二心脏电信号片段。在框404处应用的陷波滤波器可与以上所引用的临时美国专利申请No.62/367,166中描述的滤波器相对应。在框404处执行的陷波滤波显著衰减所存储的第二心脏电信号片段中的50-60Hz电噪声、肌肉噪声、其他EMI和其他噪声/伪影。控制电路80可被配置成在经陷波滤波的片段上执行多个分析，以基于形态分析确认感知R波或拒绝感知R波。

在一个示例中，在框404处执行的陷波滤波在固件中被实现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中实现的固件根据以下等式来确定：

Y(n)＝(x(n)+2x(n-2)+x(n-4))/4

其中x(n)是由陷波滤波器76(图5)接收的数字信号的第n个样本点的幅度，x(n-2)是n-2个样本点的幅度，以及x(n-4)是采样率为256Hz的n-4个样本点的幅度Y(n)是经陷波滤波的、数字的第二心脏电信号的第n样本点的幅度。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，在框404处的陷波滤波可提供高度衰减50和60Hz的噪声、肌肉噪声、其他EMI和其他电噪声/伪影，同时传送感测通道85的第二心脏电信号输出中的较低频率的心脏信号。

当使用不同于256Hz的不同采样率时，可根据需要修改上面用于确定经陷波滤波的信号的等式中指示的样本点编号，并且得到的频率响应可与上面给出的示例稍微不同。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的采样率，经滤波的信号Y(n)可被确定为Y(n)＝(x(n)+x(n-1)+x(n-2)+x(n-3))/4，其在50和60Hz处可具有相对较小的衰减，但在较高频率(大于60Hz)处充当具有相对较大的衰减的低通陷波滤波器。

在达到R感测确认阈值时可开始对所缓冲的信号片段的分析，并且该分析可包括在以上所引用的美国专利申请No.62/367,166(代理人案卷号C00013307.USP1)、美国专利申请No.62/367,170(代理人案卷号C00013169.USP1)、美国专利申请No.62/367,221(代理人案卷号C00013321.USP1)和美国专利申请No.15/140,802(Zhang等人)中所公开的分析中的任一种分析。形态参数可被确定用于检测噪声、T波过度感测和/或验证R波形态。

在一个示例中，在框406处快速性心律失常检测器92可从经陷波滤波的波形片段确定一个或多个总体形态参数。总体形态参数可包括但不限于低斜率内容、噪声脉冲计数、归一化的经整流的幅度、最大信号宽度或其他噪声度量。在美国专利号7,761,150(Ghanem等人)和美国专利号8,437,842(Zhang等人)中大体上公开了可确定的总体形态参数的其他示例。可以使用在框402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个样本点、大约360ms进行分析以便确定总体形态参数。被分析用于确定总体形态度量的信号片段的该部分超出预期的QRS信号宽度，使得被分析的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(例如，噪声脉冲)与可在基线部分期间发生的非心脏信号噪声(例如，非心肌肌电噪声或EMI)相关。因此，总体形态参数可指的是表示整个心脏信号片段的被分析部分的形态并且不限于被感测为R波的事件的形态的参数。

在一个示例中，在框406处快速性心律失常检测器92确定三个形态参数，以用于将第二心脏电信号片段分类为噪声片段或潜在可电击片段。三个形态参数可包括基线噪声参数、幅度参数和信号宽度参数。基线噪声参数可被确定为在经陷波滤波的第二心脏电信号片段期间的信号脉冲的计数。在一个示例中，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，使用在第二心脏电信号的至少360ms片段内的样本点来确定一阶差分信号。360ms片段可包括在R波感知事件信号之前和之后的样本点。可以通过计算样本点之间的连续差值A(n)-A(n-1)来计算一阶差分信号，其中n是样本点编号，在以上给出的示例中是从1到92的范围，A(n)是第n个样本点的幅度，A(n-1)是紧接在前的n-1个样本点的幅度。

通过标识具有相反极性的差分信号的连续样本点来设置一阶差分信号的过零点。例如，在负样本点之后的正样本点被标识为过零点，并且在正样本点之后的负样本点被标识为过零点。控制电路80将被标识为过零点的这两个信号样本点的绝对值进行比较。差分信号的具有较小绝对值幅度的样本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。

可对具有过零点设置的差分信号进行整流，并且可根据经整流的差分信号确定噪声脉冲幅度阈值。例如，可基于被分析的整个片段内(例如，在以上给出的示例中在360ms内)的经整流的差分信号的最大幅度来确定噪声脉冲幅度阈值。噪声脉冲幅度阈值可被设置为最大幅度的一部分或一百分比。例如，在一个示例中，噪声脉冲幅度阈值可被设置为经整流的差分信号的最大幅度的八分之一。

标识经整流的差分信号片段内的信号脉冲并对其进行计数。如果在两个连续过零点之间的样本点幅度越过噪声脉冲幅度阈值，则对信号脉冲进行计数。在一些示例中，仅在信号脉冲的脉冲宽度小于阈值宽度(例如，小于六个样本点)时才对信号脉冲进行计数。控制电路80对片段中的超过噪声脉冲幅度阈值的所有脉冲进行计数。在框406处，信号脉冲计数值可被确定为基线噪声参数。在美国专利号5,199,071(Ghanem等人)中大体上公开了可被实现用于在框406处确定基线噪声参数的其他技术。

在框406处可根据经陷波滤波的第二心脏电信号片段确定幅度参数。控制电路80确定经整流的经陷波滤波的信号片段的最大绝对幅度。经陷波滤波的经整流的信号片段的所有样本点的幅度被求和并通过最大绝对幅度归一化。经归一化的经整流的幅度(NRA)可以被确定为经求加的幅度除以最大绝对幅度的四倍。该NRA越高，第二心脏信号片段包含VT或VF发作的有效R波的可能性越大。当幅度参数大于可电击幅度阈值时，第二心脏信号片段可被分类为潜在可电击事件，该潜在可电击事件应当被用于对快速性心律失常检测间期进行计数。在一些示例中如果第二心脏信号片段基于幅度参数被分类为潜在可电击事件，则该分类可否决EMI事件分类。

在框406处可使用经陷波滤波的经整流的信号片段来确定信号宽度参数，该经陷波滤波的经整流的信号片段也用于确定信号幅度参数。然而，在其他示例中，如以上所描述的用于确定基线噪声参数的具有设置过零点的差分信号可代替经陷波滤波的经整流的信号片段用于确定信号幅度和信号宽度参数。为了确定信号宽度参数，控制电路80可以首先标识信号片段中的具有大于或等于脉冲幅度阈值的峰值幅度的信号脉冲。然后可从这些所标识的信号脉冲中确定最大信号宽度。

用于标识这些信号脉冲的脉冲幅度阈值可以基于经陷波滤波的经整流的信号片段的最大绝对幅度。该脉冲幅度阈值可以是与用于对信号脉冲进行计数以获得基线噪声参数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被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，而用于确定信号脉冲的计数的噪声脉冲幅度阈值可被设置为经整流的差分信号片段的最大幅度的八分之一。

可仅根据达到峰值幅度标准的信号确定最大信号宽度。例如，确定每个脉冲的最大峰值，并且标识具有大于或等于脉冲幅度阈值(例如，大于最大绝对幅度的一半)的最大峰值的所有脉冲。在这些所标识的信号脉冲中，具有最大脉冲宽度的信号脉冲被标识。快速性心律失常检测器92可将所标识的脉冲的信号宽度确定为在经整流的经陷波滤波的信号的一对连续过零点之间的样本点的数量(或对应的时间间期)。该最大脉冲宽度被确定为第二心脏电信号片段的最大脉冲宽度，并且被用作用于在框408处于对信号片段进行分类的信号宽度参数。

在框408处，快速性心律失常检测器92取出总体形态参数以用于与潜在可电击搏动标准和噪声检测标准进行比较。例如，可将以上给出的示例中的信号幅度参数、NRA与潜在可电击搏动幅度阈值进行比较。当如以上所描述的确定NRA时，潜在可电击搏动幅度阈值可被设置为在100和150之间，以及在一些示例中被设置为140。如果NRA大于阈值，则信号片段可能包括VT或VF发作的真实R波，并因此是潜在可电击搏动(如果它在VT或VF间期处发生的话)。

将脉冲宽度参数与潜在可电击搏动宽度阈值进行比较。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被设置为20个样本点。如果信号片段的NRA和最大脉冲宽度两者都大于相应的幅度和宽度阈值，则该片段被标识为潜在可电击搏动。幅度参数和信号宽度参数两者都可能需要超过相应的幅度阈值和宽度阈值，以便将该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。

如果该片段被标识为潜在可电击搏动，则将基线噪声参数与第一噪声阈值进行比较。例如，如果被确定为基线噪声参数的信号脉冲计数大于第一噪声阈值(例如大于12)，则在框408处将第二心脏电信号片段分类为噪声片段。如果信号脉冲计数小于第一噪声片段阈值，则在框408处该片段仍被分类为潜在可电击搏动。

如果基于信号幅度和/或信号宽度参数该片段未被标识为潜在可电击搏动，则在框408处可将基线噪声参数与第二噪声阈值进行比较。第二噪声阈值可低于第一噪声阈值。如果该片段未被标识为潜在可电击搏动，则不太严格的标准(例如，较低的噪声阈值)可被应用于将该片段分类为噪声片段。在一个示例中，当基线噪声参数被确定为如上所描述的信号脉冲计数时，第二噪声阈值是六。如果基线噪声参数满足或超过第二噪声阈值，则在框408处将第二心脏电信号片段分类为噪声片段。在某些情况下，如果该片段不满足潜在可电击搏动标准或噪声片段标准，则在框408处该片段可保持未分类。

在框409处，控制电路80更新噪声片段计数，以跟踪从预定数量的最近缓冲的心脏信号片段中(例如，从在最近八个心脏信号片段中)标识出的噪声片段的数量。在框335处，可将被标识为有噪声的片段的数量与VT/VF检测否决(rejection)规则进行比较。

在框410处，控制电路80可使用在框406处确定的第二心脏电信号的形态学参数和在框322处进行的所感知的事件的基于静默定时器参数的分类两者来更新EMI事件计数。在一些示例中，如果第二心脏电信号片段满足在框408处应用的潜在可电击搏动标准，则即使在框322处基于静默定时器参数R波感知事件被标识为EMI事件，R波感知事件也不会作为EMI事件被计数。例如，如果第二心脏信号片段的信号幅度参数超过幅度阈值并且信号宽度参数超过宽度阈值，则在框408处将第二心脏信号片段分类为潜在可电击片段。在框410处R波感知事件不会作为EMI事件被计数。如果信号幅度参数和信号宽度参数不满足或超过它们各自的阈值，则如果在框322处静默定时器参数满足EMI事件标准，则在框410处将R波感知事件作为EMI事件进行计数。

如果在框332处达到NID，则在框334处将EMI计数器的值与EMI检测阈值进行比较。例如，如果最近八个所感知的事件中有两个作为EMI事件被计数，则在框334处检测到EMI。在框340处抑制VT或VF检测。为了检测到VT或VF，在不满足EMI检测标准时，需要达到NID。如果检测到VT或VF，则在框338处递送治疗。

在其他示例中，在框410处可更新两个不同的EMI事件计数。可考虑到在框408处对第二心脏电信号片段的潜在可电击搏动的分类以及在框322处的EMI事件标识来更新一个EMI事件计数。可仅基于在框322处基于静默定时器参数对所感知的事件的分类来更新第二EMI计数。可能需要两个EMI事件计数值都等于或超过EMI检测阈值，以便抑制VT或VF检测。

如果在框334处未检测到EMI，则在框335处快速性心律失常检测器92可基于第二心脏电信号片段的形态分析确定是否满足其他VT/VF检测否决规则。例如，在框335处可将在框409处更新的噪声片段计数与计数阈值进行比较。如果噪声片段的数量超过阈值，则在框335处满足总体形态否决规则。在框340处否决VT或VF检测并且抑制治疗。如本文所公开的用于检测EMI和抑制VT/VF检测和治疗的方法可结合在框335处应用的其他VT/VF检测否决规则来实现。在以上引用的美国专利申请No.62/367,166(代理人案卷号C00013307.USP1)、美国专利申请No.62/367,170(代理人案卷号C00013169.USP1)、美国专利申请No.62/367,221(代理人案卷号C00013321.USP1)和美国专利申请No.15/140,802(Zhang等人)中大体上公开了其他VT/VF检测否决规则。附加的分析可被执行以用于确定形态参数，将参数与否决规则进行比较，该否决规则当被满足时使得基于达到NID而抑制VT或VF检测。

例如，附加分析可包括在后处理期间从第二心脏电信号片段检测R波，以用于确认从第一心脏电信号实时感知到的R波并更新如在美国专利申请62/367,166(代理人案卷号C00013307.USP1)中大体上公开的R波确认否决规则。简而言之，可确定信号片段的最大峰值幅度与最近确认的R波感知事件的最大峰值幅度的幅度比。将幅度比与用于确认触发对当前第二心脏信号片段的存储的R波感知事件的比率阈值进行比较。基于从最近前一确认的R波感知事件到当前信号片段的最大峰值幅度的时间间期，例如根据幅度比值的查找表确定幅度比。如果幅度比超过比率阈值，则确认当前感知到的R波。如果不是，则当前感知到的R波未被确认，并且更新未经确认的R波的计数以用于在框335处确定是否满足R波确认否决规则。如果满足，则从导致达到NID的第一心脏电信号所感知的R波的至少一部分未被确认，并且可抑制VT/VF检测。

在框335处执行的其他分析可包括确定用于更新搏动形态否决规则的形态匹配分数，确定用于更新T波过度感测否决规则的T波过度感测参数，以及确定用于更新噪声否决规则的其他噪声参数，所有的在以上所引用的未决申请中被描述。简而言之，可通过对所存储的片段的一部分执行小波变换或其他形态匹配分析来确定形态匹配分数，以确定所存储的第二心脏电信号片段是否包括与窦性R波匹配并且因此不太可能是VT或VF搏动的波形。当在预定数量的最近形态匹配分数中的最小数量的形态匹配分数超过匹配分数阈值时，在框335处可满足搏动形态否决规则。超过所选的匹配分数阈值的相对高的匹配分数指示未知的搏动与已知的R波模板匹配，并且因此是正常的R波。

在一些示例中，可以根据从第一感测通道83接收的一阶差分信号69确定TWOS参数。可选地或替代地，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，可用于确定TWOS参数以用于基于对所存储的第二心脏电信号片段的形态分析来检测TWOS。在美国专利申请号No.62/367,221(代理人案卷号C00013321.USP1)中大体上公开的技术可用于确定T波过度感测参数并且当阈值数量的R波感知事件被确定为TWOS时更新框335处的TWOS否决规则。

如美国专利申请No.62/367,170(代理人案卷号C00013169.USP1)中大体上公开的，可使用第二心脏电信号片段通过分析一组信号片段的峰值幅度来确定其他噪声参数。在框335处可更新噪声否决规则，并且如果通过基于信号片段幅度分析进行的阈值数量的噪声检测满足噪声否决规则，则在框340处可抑制VT/VF检测。因此，在框334处所应用的用于否决基于NID的VT或VF检测的EMI检测标准可以是由快速性心律失常检测器92应用的用于否决基于NID的VT或VF检测的多个VT/VF检测否决标准之一。

图13是根据另一示例的被包括在图4的感测电路86中的电路系统的示意图在图13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被配置成通过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68在感知到R波时被传送至计时电路90。第二感测通道85被配置成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13的示例中，第二感测通道85被配置成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被配置成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。经整流的信号从整流器75传送至R波检测器77。R波检测器77可以包括感测放大器、比较器或被配置成对经整流的信号应用自动调整的R波感测阈值以便响应于正向R波感测阈值越过而感测到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79被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之间的时间间期或样本点计数。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。

第二感测通道R波检测器77可包括静默定时器71，静默定时器71在预定的EMI监测间期(例如，感测后消隐期)期间操作。静默定时器71可以按照与感测通道83的静默定时器81相同的方式操作，并且可被配置成根据以上结合图6至图10所描述的技术中的任一种技术进行操作。静默定时器参数可由控制电路80确定，该静默定时器参数表示自前一感知R波以来静默定时器81的行为，用于将当前感知到的R波标识为EMI事件。控制电路80可被配置成基于根据静默定时器71和81中的一个或两个的活动确定的静默定时器参数来检测EMI。

图14是根据另一示例的用于检测EMI以用于抑制快速性心律失常检测的流程图500，其包括检测由ICD 14接收的第一和第二心脏电信号两者中的EMI。图14中的相同编号的框大体上可与图12中的相同编号的框相对应。当由第一感测通道83从第一感测向量302感知到R波(框306)时，确定RRI(框310)以用于更新VT和VF检测间期计数器(框312)。如果基于VT和VF检测间期计数器达到R感测确认阈值(框314)而启用EMI检测(框320)，则使用以上所描述的技术基于静默定时器参数将感知到的R波分类为EMI事件(或不是EMI事件)。

在图12的示例中，第二感测通道85不实时感测R波。在图14的流程图500中，当如图13所示R波检测器77被包括在第二传感通道85中时，可通过第二感测通道85从第二感测向量304实时感测R波。第二感测通道85被配置成从经由第二感测向量304接收的第二心脏电信号感测R波，并且因此在框512处快速性心律失常检测器92可基于在框502处对R波的实时感测来更新第二VT和VF检测间期计数器。

在框314处，控制电路80确定是否达到R感测确认阈值。可将R感测确认阈值与在相应的框312和512处更新的第一和/或第二VT和VF检测间期计数器进行比较。如果VT或VF检测间期计数器中的任一个未达到R波感测确认阈值，则如框530所指示的，ICD 14返回到框306和框502以继续R波感测。ICD 14可以分别继续在每个感测通道83和85上感测R波，而不将静默定时器参数与用于检测EMI事件的EMI事件标准进行比较。

在一些示例中，如果在框314处至少一个VT或VF检测间期计数器达到R感测确认阈值，则启用用于相应的通道或用于通道83和85两者的EMI检测。例如，如果第一或第二VT检测间期计数器中的一个达到值2或者第一或第二VF检测间期计数器中的一个达到值3，则在框316处启用针对两个感测通道83和85的EMI检测。在其他示例中，可启用仅针对具有达到R感测确认阈值的检测间期计数器的相应第一感测通道83或第二感测通道85的EMI检测。在框316处启用EMI检测之后，ICD 14返回到框306和502(如框530所指示的)以通过每个相应的感测通道83和85感测下一个R波。

当启用针对第二感测通道85的EMI检测时(如在框514处所确定的)，控制电路80被配置成响应于R波感知事件信号获得静默定时器参数。如以上结合图6至图10关于静默定时器81所述的，静默定时器参数可表示静默定时器71自前一R波感知事件以来或在当前R波感知事件信号之前到期的最近的感测后消隐期期间的行为。可根据如以上所描述的静默定时器状态寄存器、指示静默定时器71是否超时的静默定时器超时寄存器、静默定时器计数器和/或静默定时器开启时间寄存器确定静默定时器参数。例如，根据以上所描述的示例中的任一个，如果静默定时器参数满足EMI事件标准，则将在框502处所感知的R波标识为EMI事件。否则，R波感知事件仍被归类为非EMI感知事件。

在启用EMI事件检测之后，在框518处更新EMI事件计数。可在控制电路80中提供单独的EMI事件计数器，以用于分别对第一和第二感测通道83和85的被标识为EMI的感知事件中的每一个进行计数。在其他示例中，可以提供单个EMI事件计数器，并且如果在至少一个感测通道83或85中R波感知事件被标识为EMI事件，则使该单个EMI事件计数器增加。在另一个示例中，可提供单个EMI事件计数器，但是仅在由第一感测通道83所感知的R波被标识为EMI事件并且通过第二感测通道85的R波感知事件也被标识为EMI事件的情况下，才使EMI事件计数器增加。应当认识到，在一些实例中，当一个感测通道83或85感测到R波时，另一感测通道可不会感测到R波。在这种情况下，如果满足EMI事件标准，则感知到的事件可仍被标识为EMI事件并且相应地被用于更新EMI事件计数。

在框520处，快速性心律失常检测器92将VT和VF检测间期计数器的值与相应的NID进行比较。在一些示例中，当一个感测通道83或85的一个VT或VF检测间期计数器达到其相应的NID时，则达到NID。在其他示例中，在框520处仅当通道83和85两者的VT或VF检测间期计数器达到相应的VT或VF NID时，才达到VT或VF NID。

如果按照NID标准所要求的至少一个或两个感测通道达到NID，则在框522处控制电路80确定是否满足EMI检测标准。如果提供单个EMI事件计数器来对被标识为EMI事件的事件计数，则将EMI事件计数器值与EMI检测阈值进行比较。如果在框518处针对相应的两个感测通道83和85更新两个单独的EMI事件计数器，则可将每个EMI事件计数器值与EMI检测阈值进行比较。在一些情况下，EMI事件计数器值都需要达到EMI检测阈值，例如8个最近所感知的事件中有2个EMI事件。在其他示例中，如果两个单独的EMI事件计数器值中的至少一个达到EMI检测阈值，则在框522处检测到EMI。

如果在框522处检测到EMI，则在框340处抑制VT或VF检测。ICD 14通过返回框306和502(如通过框530所指示的)继续感测R波并更新VT和VF检测间期计数器和EMI事件计数。如果未检测到EMI，则快速性心律失常检测器92在框336处检测VT或VF，并在框338处递送适当的治疗。

图15是可由ICD 14执行的用于确定EMI指标并生成EMI警报的方法的流程图600。ICD 14在框602处使用本文所描述的方法将心脏感知事件标识为EMI事件。响应于标识出EMI事件，在框604处更新EMI指数。EMI指标可以是在EMI观察期期间确定的EMI事件计数。

在一个示例中，在框602处基于静默定时器状态参数标识EMI事件，以便在框604处更新EMI指标。例如，如果在感知到事件时静默定时器状态寄存器为1，则该事件被标识为EMI事件以用于在框604处更新EMI指标。在其他示例中，附加的静默定时器参数可被用于框602处标识EMI事件，诸如静默定时器超时寄存器、静默定时器计数器、和/或静默定时器开启时间寄存器值。用于在框602处标识EMI事件以用于于更新EMI指标的静默定时器参数标准可以是与用于标识EMI事件以用于如结合图6至图10所描述的检测EMI并且抑制快速性心律失常检测的EMI事件标准相同或不同的标准。

EMI观察期可以是几秒、一分钟、一小时、一天、一周或其他预定的时间段。可以通过针对在EMI观察期内标识的每个EMI事件增加EMI事件计数来更新EMI指标。可存储每个观察期的EMI指标，并且可将EMI指标随时间的趋势存储在存储器82中以供临床医生查看。

在框606处，可将EMI指标与警报标准进行比较。可在每次更新时或在观察期结束时将EMI指标与警报标准进行比较。如果满足警报标准，则在框608处控制电路80可生成EMI警报。在一个示例中，例如，通过控制患者警报电路94生成嗡嗡声、可听音或患者可感知的其他警报信号，在框608处生成患者警报。附加地或替代地，控制电路80生成临床医生警报，以通过遥测电路88例如，经由明尼苏达州明尼阿波利斯市的美敦力(Medtronic)公司的系统传输到外部设备。

在一些示例中，在框604处更新EMI指标包括更新患者警报EMI指标并更新临床医生警报EMI指标。可在不同观察时段上更新这些指标中的每一个，并且可将不同的EMI警报标准应用于每个指标以用于分别生成患者警报和生成临床医生警报。例如，患者警报EMI指标可以是在预定数量的所感知的心脏事件(例如，在10个所感知的心脏事件内)或预定的秒数(例如，5秒、10秒或更多)内获得的EMI事件计数。用于生成患者警报的警报标准可以是被标识为EMI事件的阈值数量的心脏感知事件，例如，如果在观察期期间(例如，在10个所感知的心脏事件内的)六个心脏感知事件被标识为EMI事件，则在框608处可生成患者警报。患者可响应于该警报，而被指令通过远离EMI环境来对警报作出反应。

在一些示例中，观察期可以是可调整的时段。例如，在生成患者警报之后，可增加用于更新EMI指标的观察期，以避免在短的时间间期内重复的患者警报，从而允许患者对警报作出反应，例如通过远离EMI环境。在框608处生成第一患者EMI警报之后，ICD 14继续在框602处标识EMI事件并在框604处更新患者警报EMI指标，然而观察期可例如从10个心脏感知事件或10秒被延长至30个心脏感知事件或30秒或更长的时间，以延长患者警报之间的时间。

临床医生警报观察期可比患者警报观察期长。例如，临床医生警报观察期可以超过一天、一周或更长时间。在框606处，可将EMI指标与临床医生警报标准进行比较，以用于警告临床医生患者已具有显著EMI暴露。临床医生可通过指令患者采取预防措施以避免或减少EMI暴露来对该警报作出反应。临床医生EMI警报标准可要求在观察期内一百分比的所感知的心脏事件被标识为EMI事件。例如，如果在24小时时段内20％的所感知的心脏事件被标识为EMI事件，则可生成临床医生EMI警报。在其他示例中，临床医生EMI警报标准可能需要EMI指标的增加趋势。例如，可需要EMI指标从一个观察到下一个观察增加预定的百分比，例如20％，50％或其他百分比。

在一些示例中，控制电路80可被配置成在框604处更新患者EMI指标和临床医生EMI指标两者，但是仅生成患者EMI警报或临床医生EMI警报中的一个。例如，可响应于患者EMI指标满足患者EMI警报标准而生成患者EMI警报，但临床医生EMI指标和相关联的趋势可被存储在存储器82中以便下次ICD 14被询问时经由遥测电路88传输到外部设备。替代地，患者EMI指标和相关联的趋势可被更新并存储在存储器82中而不生成患者警报，并且临床医生EMI指标可被用于在框608处确定是否应该生成EMI警报。在又其他示例中，在框604处可更新一个或更多EMI指标，并且EMI指标数据可被存储在存储器82中而不生成EMI警报。EMI指标数据可用于在经由遥测电路88从ICD 14检取时供临床医生查看。

图16是描绘经整流的10Hz正弦噪声波形702和静默定时器81在两个不同噪声阈值条件下的行为的示意图700。经整流的10Hz波形是可以存在于由感测模块86所接收的心脏电信号中的EMI信号的示例。静默定时器活动740示出了当噪声阈值704被设置为在前一感测后消隐期期间确定的最大峰值幅度(未示出)的大约75％时,静默定时器81的行为。当如由静默定时器活动740所观察到的在点708处噪声波形702越过阈值704时，静默定时器81被启动。假设在点708处的噪声阈值越过发生在感测后消隐期之外并且因此是启动静默定时器81的所感知的事件。在响应于感测到包括噪声波形702的心脏电信号的较早阈值越过而开始的前一消隐期(未示出)期间，用于设置噪声阈值704的心脏电信号的最大峰值幅度可以是被误感测为R波的10Hz噪声信号702的最大值。

响应于点708处的噪声阈值越过，静默定时器81被设置为并保持在静默时间间期730(如静默定时器活动740的平坦部分742所指示的)，直到噪声波形702在点710处下降到低于噪声阈值704。静默定时器81开始对静默时间间期730倒计时(如静默定时器活动740的减小的斜率744所指示的)，并且在经整流的噪声波形702的下一个半周期期间噪声波形702在点712处达到噪声阈值704之前超时。在该示例中，静默定时器81可被设置为25ms的静默时间间期730。该静默时间间期730比10Hz波形702的部分714短，在该部分714内噪声波形702从负向阈值越过710变为正向阈值越过712。在该示例中，当噪声阈值704被设置为最大峰值幅度的大约75％时，10Hz噪声波形702可能不被检测到。

当噪声阈值706被调整到在前一感测后消隐期期间确定的最大峰值幅度的大约50％时，由静默定时器活动750表示静默定时器81的行为。当噪声波形702在点718处越过噪声阈值706时，静默定时器81被启动。静默定时器81被设置为并保持在静默时间间期730(如平坦部分752所指示的)，直到噪声波形702在点720处下降到低于噪声阈值706。静默定时器81开始对静默时间间期730倒计时，如静默定时器活动750的减小的斜率754所指示的。刚好在超时之前，噪声波形702在点722处越过噪声阈值706，使得静默定时器81被重置为静默时间间期。在负向阈值越过720和下一个正向阈值越过722之间的噪声波形702的部分724等于或小于25ms的静默时间间期，从而导致静默定时器重置。在该示例中，当噪声阈值706被设置为最大峰值幅度的大约50％时，基于如上所述的静默定时器行为参数(多个)，10Hz噪声波形702有可能被控制模块80检测到。波形702的部分730约为10Hz周期长度的四分之一或25ms。这样，如果静默时间间期730是25ms，则当噪声阈值被设置为心脏电信号的最大峰值幅度的大约50％时，10Hz噪声信号被检测为噪声，但是当噪声阈值被设置为最大峰值幅度的大约75％时，10Hz噪声信号不被检测为噪声。

图17是可被控制模块80检测作为用于设置用作噪声阈值的R波感测阈值的最大峰值幅度的一百分比(x轴)的函数的估计的较低EMI截止频率(y轴)的曲线图800。估计的EMI截止频率的曲线图800是针对25ms的静默时间间期。如果静默定时器81立即开始倒计时，则EMI截止频率为20Hz(802)。如果静默定时器81不开始倒计时直到心脏电信号下降到低于噪声阈值，如图16所示，则估计的EMI截止频率由曲线804示出作为用于设置起始值R波感测阈值的一百分比的函数。

控制模块80可被配置成通过调整静默时间间期和/或调整噪声阈值来调整可检测的EMI的低截止频率。当对于给定的噪声阈值，静默时间间期增加时，截止频率降低。当对于给定的噪声阈值，静默时间间期降低，则截止频率增加。如果对于给定的静默时间间期，噪声阈值增加，则截止频率增加，并且如果对于相同的静默时间间期，噪声阈值减小，则截止频率减小。当噪声阈值接近在感测后消隐期期间的心脏信号的最大峰值幅度的100％时，在负向阈值越过和下一个正向阈值越过之间的噪声波形的部分接近噪声波形频率的半周期长度。在这种情况下，截止频率接近具有等于静默时间间期的半周期长度的EMI频率。通过减小噪声阈值，可检测的EMI截止频率具有大于静默时间间期的半周期长度。

因此，在以上参考具体示例的描述中已经呈现了用于检测心脏电信号中的EMI并且响应于ICD系统检测到EMI而抑制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和所描述的说明性示例不同的顺序或不同的组合执行的步骤。可理解到，可对参考示例做出各种修改而不背离本公开以及所附各权利要求的范围。

示例1.一种方法，包括：响应于第一心脏电信号对感测阈值幅度的第一越过，由感测电路感测到第一心脏事件，并且响应于第一心脏电信号对感测阈值幅度的第二越过，感测到第二心脏事件；响应于第一心脏电信号越过噪声阈值幅度，启动被设置为第一时间间期的第一定时器；响应于在第一时间间期到期之前发生的第一心脏电信号对噪声阈值幅度的每个越过，将第一定时器重置为第一时间间期；通过ICD的控制电路确定第一定时器的行为的至少第一参数；响应于感测到第二心脏事件，将至少第一参数与电磁干扰(EMI)事件标准进行比较；响应于满足EMI事件标准将第二心脏事件标识为EMI事件；响应于将第二心脏事件标识为EMI事件更新EMI事件计数；将更新的EMI事件计数的值与EMI检测标准进行比较；以及响应于更新的EMI事件计数的值满足EMI检测标准，抑制快速性心律失常治疗。

示例2.示例1的方法，进一步包括：基于第一心脏电信号在感测阈值幅度的第一越过处的幅度来设置噪声阈值幅度。

示例3.示例1或2中的任一个的方法，进一步包括：将噪声阈值幅度设置为等于感测阈值幅度；以及响应于第一心脏电信号对感测阈值幅度的第一越过，启动第一定时器。

示例4.示例1至3中的任一个的方法，进一步包括：响应于第一感知心脏事件，通过感测电路开始消隐期；响应于在消隐期期间第一心脏电信号越过噪声阈值幅度，操作第一定时器以在消隐期期间启动；以及基于在消隐期期间发生的第一定时器行为来确定第一参数。

示例5.示例1至4中的任一个的方法，进一步包括：通过将第一时间间期设置为等于或小于EMI截止频率的周期长度的一半来检测下至(down to)EMI截止频率发生的EMI。

示例6.示例1至5中任一个的方法，还包括通过将第一定时器保持在第一时间间期处直到第一心脏信号下降到低于噪声阈值幅度来检测具有大于第一时间间期的半周期长度的EMI，并且在第一心脏信号下降到低于噪声阈值幅度之后对第一时间间期倒计时。

示例7.示例1至6中任一个的方法，还包括通过调整噪声阈值幅度来调整EMI截止频率。

示例8.如示例1至7中任一项所述的方法，还包括：设置监测间期；响应于在监测间期期间第一心脏电信号越过噪声阈值幅度，操作第一定时器以进行启动；以及基于第一定时器在监测间期期间的行为来确定第一参数。

示例9.示例1至8中任一个的方法，还包括：响应于第一定时器被启动，将定时器状态参数设置为第一值；响应于第一定时器超时，将定时器状态参数设置为第二值；通过确定定时器状态参数的值来确定第一参数；以及响应于第一心脏电信号对感测阈值幅度的第二越过时至少定时器状态参数是第一值，将第二心脏事件标识为EMI事件。

示例10.示例1至9中任一个的方法，还包括：通过响应于第一定时器超时将定时器超时参数设置为第一值以及响应于定时器未超时将定时器超时参数置为第二值来确定第一参数；以及响应于至少定时器超时参数是第二值，将第二心脏事件标识为EMI事件。

示例11.示例1至10中任一个的方法，还包括：通过确定开启时间间期确定第一参数，该开启时间间期从第一定时器被启动时的起始时间延伸直到第一定时器超时或感知到第二心脏事件中的一者时的结束时间；以及响应于开启时间间期大于或等于EMI事件开启时间阈值，将下一个心脏事件标识为EMI事件。

示例12.示例1至11中任一个的方法，还包括：确定由感测电路所感知的连续心脏事件之间的事件间期；将事件间期与快速性心律失常检测间期进行比较；响应于小于快速性心律失常检测间期的所确定的事件间期中的每一个，增加快速性心律失常检测间期的计数；以及响应于快速性心律失常检测间期的计数的值大于感知事件确认阈值，确定第一参数。

示例13.示例1至12中任一个的方法，还包括：通过被配置成感测第一心脏事件和第二心脏事件的第一感测通道接收第一心脏电信号；通过第二感测通道经由第二感测电极向量接收第二心脏电信号；响应于感知到第二心脏事件，通过控制电路根据第二心脏电信号确定形态参数；将形态参数与潜在可电击搏动标准进行比较；以及响应于形态参数不满足潜在可电击搏动标准以及第一参数满足EMI事件标准，将第二心脏事件标识为EMI事件。

示例14.示例1至13中任一个的方法，还包括：通过配置成感测第一心脏事件和第二心脏事件的第一感测通道接收第一心脏电信号；以及通过第二感测通道经由第二感应电极向量接收第二心脏电信号；响应于第二心脏电信号越过第二感测阈值幅度，感测到第三心脏事件；启动被设置为第二时间间期的第二定时器；响应于在第二定时器超时之前第二心脏电信号对第二感测阈值幅度的每个越过，将第二定时器重置为第二时间间期；通过控制电路确定第二定时器的行为的至少第二参数；响应于感测电路感测到第二心脏事件，将第二参数与EMI事件标准进行比较；以及响应于第一参数或第二参数中的至少一个满足EMI事件标准，将第二心脏事件标识为EMI事件。

示例15.示例1至14中的任一个的方法，进一步包括：响应于将第二心脏事件标识为EMI事件，确定EMI指标；将EMI指标与警报标准进行比较；以及响应于EMI指标满足警报标准而生成警报。

示例16.示例1至15中任一项的方法，还包括：确定由感测电路所感知的连续心脏事件之间的事件间期；将事件间期与快速性心律失常检测间期进行比较；响应于小于快速性心律失常检测间期的所确定的事件间期中的每一个，增加快速性心律失常检测间期计数；将快速性心律失常检测间期计数与快速性心律失常检测阈值进行比较；以及响应于快速性心律失常检测间期计数等于或大于快速性心律失常检测阈值，将EMI事件计数与EMI检测标准进行比较。

Claims (17)

1.一种医疗设备，包括：

治疗递送电路，被配置成经由能耦合到所述治疗递送电路的起搏电极向量来向患者的心脏递送快速性心律失常治疗；

感测电路，被配置成经由能耦合到所述感测电路的感测电极向量接收第一心脏电信号，并且响应于所述第一心脏电信号对感测阈值幅度的第一越过而感测到第一心脏事件以及响应于所述第一心脏电信号对所述感测阈值幅度的第二越过而感测到第二心脏事件；以及

控制电路，被耦合到所述感测电路和所述治疗递送电路并被配置成：

响应于所述第一心脏电信号越过噪声阈值幅度，启动被设置为第一时间间期的第一定时器；

响应于在所述第一时间间期到期之前发生的所述第一心脏电信号对所述噪声阈值幅度的每个越过，将所述第一定时器重置为所述第一时间间期；

确定所述第一定时器的行为的至少第一参数；

响应于所述感测电路感测到所述第二心脏事件，将至少所述第一参数与电磁干扰(EMI)事件标准进行比较；

响应于满足所述EMI事件标准而将所述第二心脏事件标识为EMI事件；

响应于将所述第二心脏事件标识为EMI事件而更新EMI事件计数；

将更新的EMI事件计数的值与所述EMI检测标准进行比较；以及

响应于所述更新的EMI事件计数的值满足所述EMI检测标准，抑制所述快速性心律失常治疗。

2.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：

基于所述第一心脏电信号在对所述感测阈值幅度的第一越过处的幅度来设置所述噪声阈值幅度。

3.如权利要求1或2中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：

将所述噪声阈值幅度设置为等于所述感测阈值幅度；以及

响应于所述第一心脏电信号对所述感测阈值幅度的第一越过，启动所述第一定时器。

4.如权利要求1-3中任一项所述的医疗设备，其特征在于：

所述感测电路被配置成响应于第一感知心脏事件而开始消隐期；

所述控制电路被配置成：

响应于所述第一心脏电信号越过所述噪声阈值幅度，操作所述第一定时器以在所述消隐期期间启动；以及

基于在所述消隐期期间发生的第一定时器行为来确定所述第一参数。

5.如权利要求1-4中任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成通过将所述第一时间间期设置为等于或小于EMI截止频率的半周期长度来检测下至所述EMI截止频率发生的EMI。

6.如权利要求5所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成通过以下方式来检测具有大于所述第一时间间期的半周期长度的EMI：

将所述第一定时器保持在所述第一时间间期处直到所述第一心脏信号下降到低于所述噪声阈值幅度，以及

在所述第一心脏信号下降到低于噪声阈值幅度之后对所述第一时间间期倒计时。

7.如权利要求5或6中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成通过调整所述噪声阈值幅度来调整所述EMI截止频率。

8.如权利要求1-7中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：

设置监测间期；

响应于在所述监测间期期间所述第一心脏电信号越过所述噪声阈值幅度，操作所述第一定时器以进行启动；以及

基于所述第一定时器在所述监测间期期间的行为来确定所述第一参数。

9.如权利要求1-8中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：

响应于所述第一定时器被启动，将定时器状态参数设置为第一值；

响应于所述第一定时器超时，将所述定时器状态参数设置为第二值；

通过确定所述定时器状态参数的值来确定所述第一参数；以及

响应于在所述第一心脏电信号对所述感测阈值幅度的第二越过时至少定时器状态参数是第一值，将所述第二心脏事件标识为EMI事件。

10.如权利要求1-9中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：

通过响应于所述第一定时器超时将所述定时器超时参数设置为第一值以及响应于所述定时器未超时将所述定时器超时参数设置为第二值来确定所述第一参数；以及

响应于至少定时器超时参数是所述第二值，将所述第二心脏事件标识为EMI事件。

11.如权利要求1-10中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：

通过确定开启时间间期确定所述第一参数，所述开启时间间期从所述第一定时器被启动时的起始时间延伸直到所述第一定时器超时或感知到所述第二心脏事件中的一者时的结束时间；以及

响应于所述开启时间间期大于或等于EMI事件开启时间阈值，将下一个心脏事件标识为EMI事件。

12.如权利要求1-11中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：

确定由所述感测电路所感知的连续心脏事件之间的事件间期；

将所述事件间期与快速性心律失常检测间期进行比较；

响应于小于所述快速性心律失常检测间期的所确定的事件间期中的每一个，增加快速性心律失常检测间期的计数；以及

响应于所述快速性心律失常检测间期的计数的值大于感知事件确认阈值，确定所述第一参数。

13.如权利要求1-12中任一项所述的医疗设备，其特征在于，

所述感测电路包括：

第一感测通道，被配置成接收所述第一心脏电信号并感测所述第一心脏事件和所述第二心脏事件；以及

第二感测通道，被配置成经由第二感测电极向量接收第二心脏电信号；

所述控制电路被进一步配置成：

响应于感知到所述第二心脏事件，根据所述第二心脏电信号确定形态参数；

将所述形态参数与潜在可电击搏动标准进行比较；以及

响应于所述形态参数不满足所述潜在可电击搏动标准以及所述第一参数满足所述EMI事件标准，将所述第二心脏事件标识为EMI事件。

14.如权利要求1-13中任一项所述的医疗设备，其特征在于，

所述感测电路包括：

第一感测通道，被配置成接收所述第一心脏电信号并感测所述第一心脏事件和所述第二心脏事件；以及

第二感测通道，被配置成经由第二感测电极向量接收第二心脏电信号以及响应于所述第二心脏电信号越过第二感测阈值幅度而感测到第三心脏事件；

所述控制电路被进一步配置用于：

启动被设置为第二时间间期的第二定时器；

响应于在所述第二定时器超时之前所述第二心脏电信号对所述第二感测阈值幅度的每个越过，将所述第二定时器重置为所述第二时间间期；

确定所述第二定时器的行为的至少第二参数；

响应于所述感测电路感测到所述第二心脏事件，将所述第二参数与所述EMI事件标准进行比较；以及

响应于所述第一参数或第二参数中的至少一个满足所述EMI事件标准，将所述第二心脏事件标识为EMI事件。

15.如权利要求1-14中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成：

响应于将所述第二心脏事件标识为EMI事件，确定EMI指标；

将所述EMI指标与警报标准进行比较；以及

响应于所述EMI指标满足所述警报标准而生成警报。

16.如权利要求1-15中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成：

确定由所述感测电路所感知的连续心脏事件之间的事件间期；

将所述事件间期与快速性心律失常检测间期进行比较；

响应于小于所述快速性心律失常检测间期的所确定的事件间期中的每一个，增加快速性心律失常检测间期计数；

将所述快速性心律失常检测间期计数与快速性心律失常检测阈值进行比较；以及

响应于所述快速性心律失常检测间期计数等于或大于所述快速性心律失常检测阈值，将所述EMI事件计数与EMI检测标准进行比较。

17.如权利要求1-16中的任一项所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成响应于不满足EMI检测标准，控制所述治疗递送电路递送所述快速性心律失常治疗。