CN110573209A - 室上性快速性心律失常判别 - Google Patents

Abstract

植入式心脏复律除颤器(ICD)执行一种方法，该方法包括确定心脏电信号是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准。该ICD从一组心脏信号分段中的心脏信号分段中确定特征，并且确定特征的第一部分是否满足单形性波形标准并且确定特征的第二部分是否满足室上性搏动标准。该ICD确定是否满足用于检测室性快速性心律失常的第二标准，并且响应于满足了单形性波形标准以及室上性搏动标准，抑制室性快速性心律失常的检测。

Description

室上性快速性心律失常判别

技术领域

本公开大体上涉及用于区分室上性快速性心律失常以及室性快速性心律失常的植入式医疗设备以及方法。

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，并且基于感知到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心律时，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为正常的心脏心律。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。在心脏内所感知到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以及恰当地检测不同类型的心脏心律失常并且在不同类型的心脏心律失常之间进行区分中提出了新的挑战。

不同的快速性心律失常的恰当检测以及区分在通过植入式医疗设备系统自动地选择并且递送有效的电刺激治疗以及避免不必要的治疗中十分重要。例如，室上性快速性心律失常源于上心房心脏腔室并且传导至下心室心脏腔室。通常不能通过向心室递送电刺激治疗来成功地终结室上性快速性心律失常(SVT)，因为该心律是源自上心脏腔室。在另一方面，源于下心室心脏腔室的室性快速性心律失常通常可通过向心室递送电刺激治疗以用于终结异常心室心律来成功地治疗。相应地，源于上心脏腔室的室上性快速性心律失常与源于下心脏腔室的室性快速性心律失常的判别允许了合适的治疗选择以及递送，同时避免不必要的或潜在无效的电刺激治疗被递送至患者的心脏。

发明内容

总体而言，本发明涉及用于区分SVT与室性快速性心律失常(例如，室性心动过速(VT)以及室性纤颤(VF))并且当检测到SVT时抑制VT以及VF检测以及治疗的技术。在一些示例中，根据本文所公开的技术操作的ICD系统可确定与在快速性心律失常心率下发生并且具有指示室性心动过速的形态的感知到的R波相对应的心脏信号分段的特征。可将第一组所确定的心脏信号分段特征与单形性心律标准相比较并且可将第二组所确定的特征与SVT搏动标准相比较。如果满足了单形性心律标准以及SVT搏动标准两者，则可将该心律标识为室上性心律。响应于检测到室上性心律，延迟或抑制室性快速性心律失常的检测以及治疗。

在一个示例中，本公开提供了一种ICD，其包括治疗递送电路、感测电路和耦合至感测电路和治疗递送电路的控制电路。该治疗递送电路被配置成用于生成电刺激治疗以用于递送到患者的心脏。该感测电路被配置成用于经由感测电极向量接收心脏电信号。该控制电路被配置成用于确定心脏电信号是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准，并且确定该心脏电信号的一组心脏信号分段中的每一个的特征。响应于满足了第一标准，控制电路确定从心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第一部分是否满足单形性波形标准，并且确定从心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第二部分是否满足室上性搏动标准。该控制电路确定是否满足用于检测室性快速性心律失常的第二标准，并且响应于满足了单形性波形标准以及室上性搏动标准两者，抑制室性快速性心律失常的检测。响应于满足了第一标准以及第二标准，并且未满足单形性波形标准和/或未满足室上性搏动标准中的至少一个，该控制电路检测到室性快速性心律失常并且控制治疗递送电路递送电刺激治疗。

在另一示例中，本公开提供了一种方法，该方法包括：通过感测电路经由感测电极向量接收心脏电信号；通过控制电路确定心脏电信号是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准；确定心脏电信号的一组心脏信号分段中的每一个的特征；以及响应于满足了第一标准，确定从心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第一部分是否满足单形性波形标准，以及从心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第二部分是否满足室上性搏动标准。该方法进一步包括：确定是否满足用于检测室性快速性心律失常的第二标准；确定多个特征的第一部分是否满足单形性波形标准并且多个特征的第二部分是否满足室上性搏动标准两者；以及响应于多个特征的第一部分满足单形性波形标准并且多个特征的第二部分满足室上性搏动标准两者，抑制室性快速性心律失常的检测。该方法包括响应于满足了第一标准以及第二标准并且多个特征的第一部分不满足单形性波形标准和/或多个特征的第二部分不满足室上性搏动标准中的至少一个，检测到室性快速性心律失常并且控制治疗递送电路递送电刺激治疗。

在另一示例中，本公开提供了存储了一组指令的非瞬态计算机可读存储介质，所述一组指令当由ICD的控制电路执行时，使得ICD：通过感测电路经由感测电极向量接收心脏电信号；确定该心脏电信号是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准；确定该心脏电信号的一组心脏信号分段中的每一个的特征；响应于满足了第一标准，确定从心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第一部分是否满足单形性波形标准；确定从心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第二部分是否满足室上性搏动标准；确定是否满足用于检测室性快速性心律失常的第二标准；响应于满足了单形性波形标准以及室上性搏动标准，抑制室性快速性心律失常的检测；以及响应于满足了第一标准以及第二标准以及不满足单形性波形标准或不满足室上性搏动标准中的至少一个，检测到室性快速性心律失常并且通过治疗递送电路递送电刺激治疗。

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系统的概念图。

图2A至图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是根据一个示例的图1A至图2C的ICD的示意图。

图4是根据一个示例的在图3的感测电路中所包括的电路的图。

图5是根据一个示例的由用于区分SVT以及室性快速性心律失常的ICD执行的方法的流程图。

图6是可由ICD执行以用于建立SVT形态模板的方法的流程图。

图7是在启用SVC判别时从中确定心脏信号分段特征的心脏信号分段的一个示例的图。

图8是具有单相极性模式的示例心脏信号分段的图。

图9是用于从心脏信号分段中确定用于在确定是否满足单形性波形标准中使用的特征的方法的示意图。

图10是用于根据另一示例区分SVT与VT/VF并且用于调整VT/VF形态标准的方法的流程图。

图11是用于根据一个示例确定是否满足单形性波形标准的流程图。

图12是用于确定是否满足SVT搏动标准的流程图。

图13是用于根据使用本文所公开的SVT判别技术的一个示例来检测室性快速性心律失常的方法的流程图。

图14是用于根据另一示例检测室性快速性心律失常的方法的流程图。

具体实施方式

总而言之，本公开描述了用于通过心脏医疗设备或系统区分SVT与VT和VF并且响应于检测到SVT而抑制室性快速性心律失常的检测的技术。在SVT存在的情况下，用于检测室性快速性心律失常的标准(诸如，基于心率的标准)可被满足。由此，仅凭心率可能不足以可靠地在SVT与VT/VF之间进行区分。本文所描述的用于检测SVT的技术允许当标识到SVT的证据时，抑制快速性心律失常的检测。

在一些示例中，该心脏医疗设备可以是心血管外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)，但是通常不与心肌组织紧密接触。本文所公开的用于检测SVT并且抑制VT/VF检测的技术可被应用至使用心血管外电极获取的心脏电信号。

本文结合ICD以及携载心血管外电极的植入式医疗引线呈现了这些技术，但是本文所公开的各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SVT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和治疗递送电极的经静脉引线、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以及图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的前视图。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的情境中描述图1A和图1B。

ICD 14包括壳体15，壳体15形成保护ICD 14的内部组件的气密密封。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可用于结合由引线16携载的电极来递送单极、低电压的心脏起搏脉冲和/或用于感测心脏电信号。在其他实例中，ICD14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，例如用于减少刺激后极化伪影的氮化钛。

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内的电子组件之间的电连接。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、治疗递送电路、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治疗异常的心律的其他组件。

细长引线体18具有近端27和远侧部分25，该近端27包括配置成连接到ICD连接器组件17的引线连接器(未示出)，该远侧部分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以及30。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地激活。

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和30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以及区分SVT、VT以及VF的感测向量中使用电极24和26。

电极28以及30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相对低电压的起搏脉冲。电极28和30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，与递送高电压心脏复律除颤电击相反。在一些实例中，电极28和30可以提供仅起搏功能、仅感测功能或该两者。

ICD 14可以经由包括电极24、26、28和/或30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24、26、28和/或30中的一个或多个电极组合使用。下面描述利用电极24、26、28和30以及壳体15的组合的各种感测电极向量，以用于使用可由包括在ICD 14中的感测电路选择的相应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，并且电极30位于除颤电极24和26之间。引线体18可携载一个、两个或更多个起搏/感测电极。例如，在一些示例中，第三起搏/感测电极可被定位于除颤电极26远侧。电极28以及30被示出为环形电极，然而，电极28以及30可包括多种不同类型电极中的任一种，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。电极28以及30可被定位于沿着引线体18的任何位置处并且不限于所示出的位置。在其他示例中，引线16可不包括任何电极或包括一个或多个起搏/感测电极和/或一个或多个除颤电极。

在所示出的示例中，引线16在皮下或肌肉下在胸腔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/或胸骨上方靠上延伸、基本上平行于胸骨22。尽管在图1A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的远侧部分25可被植入在其他位置，例如在胸骨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、由引线体18携载的电极的布置和位置、和/或其他因素。

导电体(未示出)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和30。包含在引线体18内的细长导电体各自与可以是引线体18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和30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和30电耦合至ICD 14的电路(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和30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和30中的一者或多者传输至ICD 14内的感测电路。

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。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。引线体18可形成为具有预制的远侧部分25，该预制的远侧部分25通常为直线、曲线、弯曲、蜿蜒、波状或锯齿形。

在所示出的示例中，引线体18可包括曲线形远侧部分25，该曲线形远侧部分25包括两个“C”形曲线，它们一起可与希腊字母伊普西龙(epsilon)“ε”相似。除颤电极24以及26各自由引线体远侧部分25的两个相应的C形部分中的一个携载。该两个C形曲线在远离引线体18的中心轴线的相同的方向上延伸或弯曲，起搏/感测电极28以及30沿着该引线体18的中心轴线被定位。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对齐，由此使得除颤电极24和26的中点与起搏/感测电极28和30侧向地偏移。

在未决美国专利公开No.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18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，所述引线体18的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分可以利用本文中描述的技术来实施。然而，本文中所公开的技术并不限于任何特定的引线体设计。在其他示例中，引线体18是不具有任何预形成的形状、弯曲或曲线的柔性细长引线体。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SVT判别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分析从一个或多个感测电极向量接收的心脏电信号以监测异常节律，诸如心动过缓、SVT、VT或VF.ICD 14可以对心率和心脏电信号的形态进行分析，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No.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。用于检测VT以及VF的示例技术在下文中结合附图描述。本文所公开的用于区分SVT与VT或VF以用于抑制VT或VF检测的技术可并入各种VT/VF检测算法中。通常在美国专利No.5,354,316(Keimel)、美国专利No.5,545,186(Olson等人)、美国专利No.6,393,316(Gillberg等人)、美国专利No.7,031,771(Brown等人)、美国专利No.8,160,684(Ghanem等人)和美国专利No.8,437,842(Zhang等人)中公开了可适用于利用本文所描述的SVT判别的技术的设备和快速性心律失常检测算法的示例。

响应于检测到快速性心律失常(例如，VT或VF)，ICD 14使用治疗递送电极向量(可从可用的电极24、26、28、30和/或壳体15中任一个中选择)生成并且递送电刺激治疗。ICD14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。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中的一者或两者和/或壳体15递送一个或多个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和30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，并且不应当被认为限制本文所公开的技术的实践。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(pocket)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至图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被示出为通过通信链路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组件。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检取数据并在ICD 14中编程操作参数与算法以用于控制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检测参数以及SVT判别参数)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可以替代地被实现为家用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的中心侧向地偏移。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的周界周围并在其附近但通常不在其内。在上述并入的参考中总体上公开了可以结合本文所描述的SVT判别技术使用的其他植入位置以及引线和电极布置。

图3是根据一个示例的ICD 14的示意图。封围在壳体15(在图3中示意性地显示为电极)内的电子电路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被耦合至诸如携载心血管外电极24、26、28和30的引线16之类的心血管外引线，以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏并用于感测心脏电信号。

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根据需要向ICD 14的电路(包括组件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与其他组件80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将从图3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的组件，诸如，感测放大器、模数转换器、开关电路等。

图3中所示出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/或集成电子电路组件。各种组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、或群组)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组件或组件的组合。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。鉴于本文中的公开，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)、闪存、或任何其他存储器设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当该指令由一个或多个处理电路执行时，使得控制电路80和/或其他ICD组件执行归因于ICD 14或那些ICD组件的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。

本文中归因于ICD 14的功能可以被实现为一个或多个集成电路。将不同的特征描绘为电路旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示这些电路必须通过单独的硬件或软件组件来实现。而是，与一个或多个电路相关联的功能可以由分开的硬件、固件或软件组件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件组件内。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以及控制电路协同地80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被电耦合到由引线16携载的电极24、26、28、30以及壳体15，壳体15可用作公共电极或接地电极或用作用于递送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可附加地选择性地耦合至除颤电极24和/或26以在感测电极向量中一起使用或与电极28、30和/或壳体15中的一个或多个组合使用。感测电路86可被启用以从来自可用电极24、26、28、30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。来自两个不同的感测电极向量的至少两个心脏电信号可同时地由感测电路86接收。感测电路86可在一时间处监测心脏电信号中的一个或两个以感测心脏电事件(例如，伴随心房心肌去极化的P波和/或伴随心室心肌去极化的R波)，并且提供数字化的心脏信号波形以供控制电路80分析。例如，感测电路86可包括开关电路(未示出)，该开关电路用于选择电极24、26、28、30以及壳体15中的哪些耦合至第一感测信道83并且哪些耦合至感测电路的第二信道85。开关电路可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测电路86的组件耦合到所选择的电极的任何其他类型的开关设备。

每个感测信道83和85可被配置成对从耦合到相应感测信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电事件(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)、计时器或如结合图4进一步所描述的其他模拟或数字组件。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。

在基于感测阈值越过而检测到心脏电事件时，感测电路86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，感知事件信号可由控制电路80用于触发心脏电信号的分段的存储，以用于分析以确认R波感知事件信号并且如下文所描述的区分SVT。

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是两个连续感知的R波之间的时间间期，并且可以在从感测电路86接收到的两个连续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进行的治疗递送进行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ICD14的其他计时相关功能，包括使由治疗递送电路84递送的CV/DF电击或其他治疗与所感知的心脏事件同步。

快速性心律失常检测器92被配置成用于分析从感测电路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VT或VF间期计数器达到阈值计数值(通常被称为“要检测的间期数量”或“NID”)时，可由控制电路80检测到室性快速性心律失常。然而，快速性心律失常检测器92可被配置成用于执行其他信号分析，以用于在已经达到NID时检测到VT或VF之前确定是否满足其他检测条件。例如，可执行心脏信号分析以用于确定是否满足R波形态标准、起始标准以及过感测拒绝标准，以便于确定是否应当进行或抑制VT/VF检测。如本文所公开的，如果对心脏信号波形特征的分析指示节律为SVT节律，则当已经达到NID时，快速性心律失常检测器92可抑制VT或VF检测。

为支持由快速性心律失常检测器92所执行的额外的心脏信号分析，感测电路86可向控制电路80传递数字化心脏电信号。来自所选感测信道，例如来自第一感测信道83和/或第二感测信道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，该滤波器、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)或配置为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可被配置成用于在由控制电路80控制下在循环缓冲器中存储预定数量的心脏电信号分段。例如，可在存储器82中存储多达八个心脏电信号分段，其中每一个均对应于R波感知事件信号。额外地或替代地，从各自对应于R波感知事件信号的多达八个心脏信号分段中的每一个导出的特征可被缓冲到存储器82中，以便在如下文所描述的SVT判别中使用。

治疗递送电路84包括充电电路、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(多个)电容器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。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ICD 14递送的各种起搏模式或ATP序列相关联的基本起搏时间间期。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，控制电路80可控制治疗递送电路84递送诸如ATP和/或CV/DF治疗之类的治疗。可通过经由充电电路发起高电压电容器的充电来递送治疗，该高电压电容器以及充电电路均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监测高电压电容器上的电压，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，在电容器全线上生成逻辑信号并且将该逻辑信号传递至治疗递送电路84以终止充电。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将CV/DF脉冲递送到心脏。输出电路可以包括输出电容器，经充电的高电压电容器通过该输出电容器经由开关电路(例如H桥)放电，该开关电路确定用于递送心脏复律或除颤脉冲的电极和脉冲波形。在一些示例中，被配置成用于递送CV/DF电击脉冲的高电压治疗电路可由控制电路80控制以递送起搏脉冲(例如，用于递送ATP或电击后起搏脉冲)。在其他示例中，治疗递送电路84可包括低电压治疗电路，以用于生成并且递送用于各种起搏需求的相对较低电压的起搏脉冲。在上文并入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可以在ICD 14中实现。

所认识到的是，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/除颤电击能力或反之亦然)的植入式医疗设备中实现。

由控制电路80用于检测心脏心律失常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包括用于使用如上文所描述的RF通信或其他通信协议与外部设备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。

图4是根据一个示例的被包括在感测电路86的第一感测信道83和第二感测信道85中的电路的图。第一感测信道83可经由开关电路61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所携载的电极以用于接收第一心脏电信号。第一感测信道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信道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)。例如，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，耦合至感测信道83的第一感测电极向量可包括除颤电极24和/或26，例如，起搏/感测电极28与除颤电极24之间或起搏/感测电极30与除颤电极24或26中的任一个之间的感测电极向量。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，耦合到第一感测信道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以及30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于姿势改变较不敏感。与由静脉引线携载的电极相比，经由心血管外电极接收的心脏电信号可受患者的姿势变化影响。例如，当患者姿势改变时，R波的幅度、极性以及波形可改变。因此，当R波的幅度和/或形态已由于患者的姿势变化而改变时，所执行的用于在SVT与VT/VF之间进行区分的R波形态分析可导致错误的VT/VF检测。本文所公开的技术即便当患者姿势改变导致QRS幅度以及形态改变时，仍可被用于检测并区分SVT以用于避免VT以及VF的错误的检测以及不必要的电刺激治疗。

感测电路86包括第二感测信道85，所述第二感测信道85接收来自第二感测向量的第二心脏电信号，例如来自包括与壳体15配对的起搏/感测电极28或30的向量。在一些示例中，第二感测信道85可被选择性地耦合到其他感测电极向量，该其他感测向量可形成具有比耦合到第一感测信道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，由第二感测信道85经由长偶极接收的第二心脏电信号可被控制电路80用于形态分析并且用于确定用于SVT判别的心脏信号分段特征。在其他示例中，选自可用电极(例如电极24、26、28、30和/或壳体15)的任何向量都可以被包括在耦合至第二感测信道85的感测电极向量中。耦合到第一感测信道83和第二感测信道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共用电极而非两个。

在图4中所示出的说明性示例中，在第一感测电极向量两端产生的电信号由感测信道83接收，并且在第二感测电极向量两端产生的电信号由感测信道85接收。心脏电信号作为差分输入信号被分别提供给第一感测信道83和第二感测信道85的前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器72。可以由前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器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与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器72中所包括的保护二极管来去除高电压信号。前置滤波器与前置放大器62以及前置滤波器与前置放大器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信道83中的模数转换器(ADC)63以及第二感测信道85中的ADC 73。前置滤波器与放大器62以及前置滤波器与放大器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∑-Δ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)，该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。

在第一感测信道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。在一些示例中，来自感测信道83的经滤波的、经数字化的心脏电信号(例如，滤波器64或整流器65的输出)可被存储在存储器82中，以用于由控制电路80进行信号处理以用于检测并且区分快速性心律失常发作。

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，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申请No.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保持达一时间间期(该时间间期可等于心动过速检测间期或预期的R波到T波间期)的起始感测阈值，随后下降至第二感测阈值，该第二感测阈值被保持直到下降时间间期(可以是1到2秒场)期满。在下降时间间期之后，感测阈值降低至最小感测阈值，该最小感测阈值可与编程的灵敏度相对应。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最近感知到的R波峰幅度的起始值，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。本文所描述的技术并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。

由感测信道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或更高的频率通过。在一些示例中，感测信道85包括陷波滤波器76。陷波滤波器76可在固件或硬件中实现并且用于衰减第二心脏电信号中的50Hz或60Hz的电噪声。使用心血管外电极获取的心脏电信号与使用静脉或心内电极获取的心脏电信号相比，更易于受到50Hz到60Hz的电噪声、肌肉噪声以及其他EMI、电噪声或伪像的影响。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的分段存储在存储器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信道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，在该时间间期或多个采样点内，第二心脏电信号78被存储在存储器82中。经缓冲的第二心脏电信号分段可在触发、按需的基础上由控制电路80分析，例如，如结合图13所描述的，以用于在即便其他R波形态分析满足了VT/VF检测标准的情况下确定心脏信号分段特征以用于区分SVT并且抑制基于间期的VT或VF检测。

陷波滤波器76可以被实现为数字滤波器，该数字滤波器用于进行由作为感测信道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，感测信道85的滤波器74的输出可以以相对于R波感知事件信号68定义的时间分段而被存储在存储器82中。当控制电路80被触发以缓冲并且分析第二心脏电信号的分段时，例如如结合图13所描述的，陷波滤波器76可在形态分析以及对用于SVT判别的心脏信号分段特征的确定之前被应用至第二心脏电信号。

图4中所示的感测信道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4中所展示和描述的相比，感测电路86的感测信道83和85可以包括更多或更少组件。第一感测信道83可被配置成用于例如在硬件实现的组件中基于由第一心脏电信号越过R波感测阈值而实时地检测来自第一心脏电信号的R波，并且第二感测信道85可被配置成用于提供第二心脏电信号，以用于存储在存储器82中以供由控制电路80处理并分析以用于确定与在第一感测信道中感知到的R波相对应的信号波形形态是否指示VT或VF，或信号波形特征是否支持SVT检测以及对VT或VF检测的抑制。在其他示例中，两个感测信道83以及85可能够实时地感测R波和/或两个信道83以及85可提供用于在存储器82中缓冲的数字化心脏信号以用于在VT/VF检测算法期间进行形态信号分析。

图5是根据一个示例的由ICD 14执行用于区分SVT与室性快速性心律失常的方法的流程图100。流程图100提供了用于以下的技术：即便在满足某些VT/VF形态标准时仍区分SVT与VT/VF，以在血管外ICD系统中将可能由于患者姿势改变而发生的QRS形态改变考虑在内。用于SVT判别的技术可在其他ICD或其他医疗设备系统中有用地实践，并且并不一定限于植入式心血管外系统。流程图100的技术可结合各种VT/VF检测算法实现，以用于即便其他VT/VF检测标准可被满足(诸如基于RRI的检测标准和/或基于R波形态的VT/VF检测标准)，当满足SVT判别标准时仍导致VT/VF检测被抑制。

在框102处，控制电路80建立SVT形态模板。可根据上文所并入的美国专利No.6,393,316(Gillberg等人)中公开的技术以及如结合图6在下文大体描述的建立形态模板。SVT形态模板表示室上性心律期间所预期的R波形态，其可能是被传导至心室的窦性心律或房性快速性心律失常。虽然在本文中称为“SVT”模板，但可在表示从窦房结产生的正常QRS波形的慢速非起搏心室心律期间获取该模板，而不一定在室上性心动过速期间获取该模板。在其他示例中，可在窦性心动过速期间获取SVT模板，例如在患者锻炼期间。

在框104处，控制电路80将SVT模板与从感测电路86处接收的与感知到的R波相对应的心脏电信号的波形的形态相比较。可在连续的逐个搏动的基础上或仅当满足其他条件时(诸如，心率上升时)进行该比较。可使用在上文并入的‘316专利中大体披露的小波变换技术执行该形态比较。该比较确定了形态匹配分数，该形态匹配分数是SVT形态模板与可响应于感知到的R波而存储在存储器中的未知心脏电信号波形之间的相关性的测量。例如，Haar变换或其他小波变换技术可生成信号波形的一组小波系数。小波系数可具有表示信号波形的频率分量的幅度的预定权重。可将这些小波系数与从SVT模板中确定的小波系数相比较，并且形态匹配分数可表示SVT模板的小波系数与未知信号波形之间的相关性。可限定匹配分数阈值，在该阈值之下未知心脏信号波形不被考虑为与室上性心律相对应的R波，并且在该阈值之上该波形被考虑为室上性心律的R波。在一个示例中，形态匹配分数可从1至100，并且形态匹配分数可以被设为60、70或另一预定的值。

在框104处，控制电路80基于SVT模板与由控制电路80从感测电路86处接收的并且与R波感知事件信号相对应的未知心脏信号波形之间的形态比较，确定是否满足用于检测VT/VF的形态标准。可限定VT/VF形态标准以用于确定心脏信号是否可能表示源于心室的心律。在一个示例中，VT/VF形态标准可要求基于对与每一个R波感知事件信号相对应的心脏信号波形的形态分析，将R波感知事件信号的预定百分比或比率分类为非SVT搏动。可基于未知心脏信号波形的最近的Y形态匹配分数，将R波感知事件信号分类为SVT搏动或非SVT搏动。

例如，如果基于形态匹配分数低于匹配阈值，在最近获取的心脏信号波形(每一个均与R波感知事件信号对应)中8个中的至少6个心脏信号波形与SVT形态模板不匹配，则在该8个感知事件信号的群组中R波感知事件信号中的最新一个被分类为潜在的VT/VF搏动。当阈值数量的R波感知事件信号被分类为潜在的VT/VF搏动时，可在框104处满足VT/VF形态标准。满足VT/VF形态标准所要求的被分类为潜在VT/VF搏动的R波感知事件的阈值数量可以是一个或多个，并且可由控制电路80动态地调整，例如，如结合图10所描述的。

可从心脏电信号分段中获取用于将给定的R波感知事件信号分类为潜在的VT/VF搏动的该八个(或其他预定数量)心脏信号波形中的每一个，该心脏电信号分段来自从感测电路86的第二感测信道85处接收的第二心脏电信号并且在存储器82中缓冲。可以在基于由第一感测信道83产生的R波感知事件信号的计时而设置的时间间期内获取这些心脏信号分段。如下文所描述的，当控制电路80确定满足了特定条件时，例如，当基于计数了预定数量的VT或VF间期已检测到快速心室速率的证据时，这些各自与由第一感测信道83产生的R波感知事件信号相对应的心脏信号分段的缓冲可在框104处触发。

如果在框104处不满足VT/VF形态标准，则控制电路80继续通过分析与R波感知事件信号相对应的缓冲心脏信号分段来监测心脏电信号，以获得VT/VF形态的证据。如果在框104处满足了VT/VF形态标准，则控制电路80在框106处确定是否满足用于启用SVT判别的标准。在一个示例中，用于启用SVT判别的标准要求在框104处满足了VT/VF形态标准，并且在Y个最近的心脏信号波形中的至少X个最近的心脏信号波形以大于第二匹配阈值的匹配分数与SVT形态模板相匹配。该第二匹配阈值小于在框104处应用的用于将R波感知事件分类为潜在的VT/VF的第一形态匹配阈值。在一个示例中，如果在框104处应用的第一匹配阈值为60，则在框106处应用的第二匹配阈值为20。

出于示出的目的，如果心脏信号波形被要求具有小于根据在框104处的VT/VF形态标准的匹配阈值60，则当满足VT/VF形态标准并且与R波感知事件信号相对应的8个最近的心脏信号波形中至少6个以至少20的匹配分数与SVT形态模板相匹配时，可在框106处启用SVT判别。当最近的一组心脏信号波形的波形匹配分数不与SVT模板高度相关(低于第一匹配阈值)(暗示出现室性快速性心律失常)但是大于第二较低的匹配阈值时，可启用SVT判别。室上性心律期间的QRS形态与SVT模板相比较可改变(例如，由于患者的姿势改变)，导致形态匹配分数低于第一匹配阈值。为了避免由于在SVT心律期间QRS形态的改变而导致错误的VT/VF检测，如果导致满足VT/VF形态标准的形态匹配分数至少大于第二匹配阈值，则在框106处启用SVT判别。

在另一方面，小于第二匹配阈值的非常低的形态匹配分数指示着与SVT模板的非常低的相关性。如果最近的心脏信号分段中8个中少于6个(或其他预定百分比)具有低于第二阈值的形态匹配分数，则存在VT/VF节律的可能性。在该情况下，不启用SVT判别。如果在框106处不满足用于启用SVT判别的标准，则在框104处满足的VT/VF形态标准可被确定为源于心室的快速性心律失常的证据，并且不要求进一步判别。控制电路80朝着框120处的VT/VF检测前进，而不执行用于区分SVT的心脏信号的额外形态分析。

如果在框106处满足了用于启用SVT判别的标准，例如，如果Y个形态匹配分数中中的至少X个形态匹配分数大于第二较低的形态匹配阈值(但是小于第一较高的匹配阈值)，则控制电路80开始在框108处确定用于区分SVT与VT/VF的缓冲心脏信号分段中的每一个的多个特征。在下文结合图7-图9描述了心脏信号分段特征的确定。在框110处，将从一组Y个心脏信号分段中的每一个中确定的心脏信号分段特征的第一部分与单形性波形标准相比较。在框112处，将从Y个缓冲信号分段中的每一个中确定的心脏信号分段特征的第二部分与SVT搏动标准相比较。

如果在框110以及112处满足了单形性波形标准以及SVT搏动标准，则可在框114处将该心律标识为SVT心律。由在框104处满足VT/VF形态标准所指示的VT/VF检测在框116处被抑制，并且随后不递送VT/VF治疗。在框118处，如果基于框104处的第一匹配阈值，心脏信号分段继续无法与SVT模板匹配，则控制电路80可调整VT/VF形态检测标准以延迟VT/VF检测。例如，被分类为潜在的VT/VF搏动以便满足框104处的VT/VF形态标准所需的R波感知事件信号的数量可在框118处被重设或调整，如下文结合图10所描述的。

在一些示例中，单形性波形标准以及SVT搏动标准均被要求在框110以及112处被满足，以便于检测SVT并且抑制VT/VF检测以及治疗。如果单形性波形标准或SVT搏动标准中的任一个未被满足，则未检测到SVT。控制电路80前进至框120，并且如果在框120处满足了VT或VF检测标准，则在框122处检测到VT或VF。例如，如果在框104处满足了VT/VF形态标准，并且没有进行SVT检测(框112的“否”分支)，则如果在框120处达到了对应的VT或VF NID，控制电路80可在框122处检测到VT或VF。如果在框120处不满足基于间期的VT/VF检测标准，则控制电路通过返回框104来继续监测心脏电信号。

如果在相应的框104以及框120处分别满足了VT/VF形态标准以及VT/VF间期标准，并且在框112处未满足SVT搏动标准(或未在框106处启用SVT判别器)，则在框122处检测到VT或VF。可在框122处调度并且递送电刺激治疗。该电刺激治疗可包括由治疗递送电路84根据用于检测到的VT或VF心律的编程的治疗协议递送的ATP和/或CV/DF电击。

可以通过与图5中所示出的特定顺序不同的顺序执行图5中示出的框。在其他示例中，响应于阈值数量的RRI落入VT或VF间期区域(指示可能发生快速心率)，可在框104以及108处确定形态匹配分数以及心脏信号分段特征。控制电路80可响应于已达到NID，分别在框110以及112处确定是否满足了单形性波形标准以及SVT搏动标准，以用于基于满足SVT判别标准而确定是否应当进行或抑制VT/VF检测。在另其他示例中，可在逐个搏动的基础上确定形态匹配分数和/或心脏信号分段特征，由此使得一旦达到NID，只要至少最近的一组Y个心脏信号分段没有满足单形性波形以及SVT搏动标准，则可进行VT或VF检测。

图6是可由控制电路80执行用于在图5的框102处建立SVT形态模板的方法的流程图150。在框152处，控制电路80可从在已知的室上性心律期间从感测电路86处接收的心脏电信号获取预定数量的R波信号(或QRS复波)。例如，可由用户使用外部设备40手动地确认窦性心律，或者通过检测正常心率(例如，低于与VT/VF检测间期相关联的快速性心律失常心率)和/或规则、稳定的R波信号来自动地确认窦性心律。例如，可在框152处获取三个或更多个R波信号。这些R波信号可以是从第二感测信道85处接收的经陷波滤波的信号，这些经陷波滤波的信号中的每一个与从第一感测信道83处接收的R波感知事件信号相对应。该经陷波滤波的R波信号分段可在时间上相对于对应的R波感知事件信号的时间对准。在其他示例中，可使用不同的参考时间点或样本数量来将R波信号分段对准，诸如最大峰或其他基准点。随后，可以对经陷波滤波的R波信号进行总体平均以获取平均R波信号以用于建立SVT形态模板，以用于在图5的框104处确定是否满足VT/VF形态标准。在其他示例中，可从在窦性心律期间获取的单个R波信号生成模板。

在框154处，依据平均R波信号确定小波变换系数。小波变换系数的确定可根据上文并入的‘316专利(Gillberg等人)执行。可将数字化的平均R波信号和/或小波变换系数作为SVT形态模板存储在存储器82中。

在框156处，依据平均R波信号确定模板特征。当执行SVT判别(例如，在图5的框106处是否满足SVT判别标准)时，这些模板特征被使用。在一些示例中，在框156处确定的模板特征在图5的框112处被使用以用于与从一组Y个心脏信号分段中的每一个心脏信号分段中确定的信号波形特征的一部分相比较。当已启用SVT判别以用于确定在框112处是否满足了SVT搏动标准时，可将模板特征与从心脏信号分段中确定的信号波形特征相比较。在框156处确定的模板特征可在图5的框110处确定是否满足单形性波形标准中被使用或不被使用。如下文结合图11所描述的，可将从一组Y个心脏信号分段中的每一个确定的信号波形特征的一部分彼此相比较，以用于在没有将这些信号波形特征与SVT模板特征相比较的情况下确定是否满足单形性波形标准。

在框156处确定的模板特征可包括极性模式、峰时间间期以及平均信号宽度。结合图7以及图8描述了用于确定这些特征的示例技术。当SVT判别已由控制电路80启用时，模板特征被存储在存储器82中以用于在确定是否满足SVT搏动标准中使用。

图7是经陷波滤波的心脏信号分段160的一个示例的图，当启用SVT判别时，在图5的框108处依据该经陷波滤波的心脏信号分段160确定心脏信号分段特征。心脏信号分段160可包括在由感测电路86产生的R波感知事件信号162之前以及之后的预定数量的样本点，所述R波感知事件信号162与由心脏电信号越过R波感测阈值的时间相对应。在一个示例中，心脏信号分段160包括48个样本点，其中，R波感知事件信号162在二十四个样本点处发生。

当心脏信号分段160越过R波感测阈值时时可产生R波感测事件信号162，但是可以当不同的心脏电信号(例如，来自感测信道83和85中的一不同的感测信道)越过R波感测阈值时产生R波感知事件信号162。例如，响应于由第一感测信道83接收的第一心脏电信号越过R波感测阈值，第一感测信道83可产生R波感知事件信号162。可从由控制单路80从第二感测信道85处接收的第二心脏电信号缓冲心脏信号分段160。来自第一感测信道83的R波感知事件信号162被用作计时标记，该计时标记用于选择从第二心脏电信号被存储的用于缓冲心脏信号分段160的开始样本点以及结束样本点。以此方式，第一感测信道83可被用于感测R波，并且第二感测信道85可被用于从不同的感测向量处获取心脏信号分段。每一个心脏信号分段与R波感知事件信号162相对应。从每一个心脏信号分段(诸如，分段160)确定心脏信号分段特征以用于SVT判别。

从心脏信号分段160中确定的一个特征可以是其极性模式。R波信号可具有双相极性，该双相极性具有明显的正峰以及明显的负峰。在其他时间，R波信号可具有由单个主峰表征的单相极性(正或负)。控制电路80可被配置成用于标识并且区分四个极性模式：具有由负峰跟随的正峰的双相极性模式；具有由正峰跟随的负峰的双相极性模式；具有正主峰的单相极性模式或具有负主峰的单相极性模式。对于在SVT判别期间被分析的预定数量的心脏信号分段，极性模式值可被指派给可能的极性模式中的每一个，以用于缓冲在存储器82中。例如，上文中列出的四个极性模式可被分别指派1到4的值。在其他示例中，由控制电路80标识的极性模式可不仅限于上文中列出的四个模式；与上文中列出的四个极性模式相比，控制电路80可被配置成用于标识更少、额外或不同的极性模式。标识出的极性模式可针对个体患者或基于感测电极向量的植入位置而定制。例如，R波信号可包括三相信号中不止两个的明显的峰或可包括具有明显分离的正峰以及明显的负峰(或反之亦然)的信号。

控制电路80可通过确定最大峰163的最大正幅度164以及最小峰165的最大负幅度166来确定心脏信号分段160的极性模式。最大正幅度164以及最大负幅度166最大绝对值分别被标识并且可由控制电路80使用以用于设置极性模式幅度阈值。如果最大正幅度164以及最大负幅度166中两者的绝对值均大于极性模式幅度阈值，则心脏信号分段160被确定为具有双相极性模式。如果最大幅度164或166中仅一个大于极性模式幅度阈值，则心脏信号分段被确定为具有单相极性模式。

在说明性示例中，极性模式幅度阈值被设置为最大正幅度164以及最大负幅度166中最大的那个的25％。在图7中示出的特定示例中，最大正幅度164的绝对值大于最大负幅度166的绝对值。控制电路80因此使用最大正幅度164来将极性模式幅度阈值设置为最大正幅度164的25％。将最大负幅度166的绝对值与极性模式幅度阈值相比较。由于其大于极性模式幅度阈值，即，在本示例中大于最大正幅度164的25％，则心脏信号分段160被确定为具有双相极性模式。

控制电路80可进一步确定正峰163在时间上早于负峰165发生，从而产生首先正峰的双相极性模式。可将最大峰163以及最小峰165的样本点数量相比较，以用于确定该双相模式是首先出现正峰或首先出现负峰。心脏信号分段160中的样本点可从开始到结束连续地编号，例如，当心脏信号分段160中包括48个样本点时，编号为从1到48。最大峰163的较低的样本点数量以及最小峰165的较高的样本点数量指示首先正峰的极性模式。控制电路80可在存储器82中存储指示心脏信号分段160的极性模式为双相首先正峰的值。

心脏信号分段160的第二SVT判别特征可被确定为峰时间间期168。在双相极性模式的示例中，峰时间间期168可被确定为最大峰163与最小峰165之间的时间间期。对于心脏信号分段160，可将峰时间间期168确定为最大正峰163以及最小负峰165的相应样本点数量之间的差异并将该峰事件间期168存储在存储器中。

图8是具有单相极性模式的示例心脏信号分段170的图。最大正幅度174由控制电路80用于设置极性模式幅度阈值，因为该最大正幅度174大于最大负幅度176。最小峰175的最大负幅度176的绝对值小于极性模式阈值，该极性模式阈值可被设置为最大正幅度174的四分之一。因此最大峰173为唯一的主峰。控制电路80将心脏信号分段170标识为具有单相正极性模式，并且将指示心脏信号分段170的该极性模式的极性模式值存储在存储器82中。

当极性模式被确定为单相时，控制电路80可使用与如图7中所示出的用于确定双相极性模式信号160的峰时间间期168不同的方法确定峰时间间期178。单相信号的峰时间间期178可被确定为R波感知事件信号172以及主峰(在本示例中为最大峰173)之间的时间间期或样本点数量差异。

除峰时间间期以及极性模式之外，可从图7以及图8的心脏信号分段160以及170中确定的第三SVT判别特征可以是归一化的信号宽度。心脏信号分段160或170可被整流，并且所有样本点幅度可被相加以获得由信号分段160或170限定的区域。信号160或170的区域可除以相应的信号分段的最大峰幅度164或174或者最小峰幅度166或176中的最大绝对值，以用于获取归一化的信号宽度。这三个特征(即极性模式、峰时间间期以及归一化信号宽度)中的每一个在SVT判别期间针对每一个缓冲的心脏信号分段被存储。这三个心脏信号分段特征可被用于在图5的框112处以及如下文结合图12进一步描述的确定感知到的R波是否满足SVT搏动标准。

可以以图6的框156处相似的方式从SVT模板中确定极性模式、峰时间间期以及归一化信号宽度。以此方式，当启用SVT判别以用于确定是否满足SVT搏动标准时，可将从在未知心律期间获得的信号分段中确定的心脏信号分段特征与类似的(analogous)SVT模板特征相比较。

图9是用于在图5的框110处确定是否满足单形性波形标准中使用的经陷波滤波心脏信号分段180的示意图。除了从心脏信号分段中确定的用于确定是否满足SVT搏动标准的特征之外，当启用SVT判别时，从缓冲的心脏信号分段中确定用于应用单形性波形标准的特征。由控制电路80确定的用于在确认是否满足单形性波形标准的一个特征可以是最大峰样本数量。如上文所描述的，包括在缓冲的心脏信号分段180中的样本点可从开始到结束连续地编号，例如，从1到48，其中相应的R波感知事件信号182在样本点24处。可以在图6的框156处确定SVT模板的主峰的极性。信号分段180的最大峰样本数量被确定为具有最大绝对幅度并且与SVT模板的主峰具有相同的极性的样本点数量。

例如，如果SVT模板被标识为具有有着正极性的主峰，即，SVT模板的绝对最大幅度为正，则最大峰183的样本点数量被标识为最大峰样本数量。然而，如果SVT模板具有与最小(负)峰相对应的最大绝对幅度，则最小峰185的样本点数量被确定为最大峰样本数量。如果SVT模板的主峰为正，则控制电路80可搜索心脏信号分段180的所有正值的最大值，或如果SVT模板的主峰为负，则控制电路80可搜索心脏信号分段180的所有负值的最小值。对应的最大或最小的样本点数量被存储为对应的心脏信号分段180的最大峰样本数量。

除了确定最大峰样本数量之外，控制电路80可确定具有与SVT模板的主峰相匹配的极性的最大峰183或185的最大峰幅度184或186。在一些情况下，当分段180的实际绝对最大峰具有与SVT模板的最大绝对幅度的极性不同的极性时，从心脏信号分段180中被确定为SVT判别特征的最大峰样本数量以及最大峰幅度可与或可不与分段180的实际绝对最大峰幅度相对应。

从心脏信号分段180中确定的用于确定是否满足单形性波形标准的第三SVT判别特征可以是从R波感知事件信号182到最近的在前R波感知事件信号的RRI。最大峰样本数量以及具有与SVT模板的最大绝对幅度相匹配的极性的极性的最大峰幅度以及RRI可均被存储为分段180的特征，以用于当启用了SVT判别时确定是否满足单形性波形标准。

在其他示例中，心脏信号分段180的绝对最大峰可被标识，并且其幅度以及样本数量可被存储为心脏信号分段180的特征，而无关乎其极性。最大峰183具有比最小峰185的幅度186更大的幅度184。最大峰幅度184以及最大峰183的样本数量可被存储为心脏信号分段180的特征。如果最小峰185具有比正峰幅度184更大的负峰幅度186(绝对值)，则负峰幅值186的绝对值以及最小峰185的样本数量可被存储为心脏信号分段180的特征。

图10根据另一示例是用于区别SVT以及VT/VF并且用于调整VT/VF形态标准的方法的流程图200。在框202处，控制电路80将VT/VF形态计数设置为初始值。控制电路80可包括用于基于Y个最近的心脏信号分段中的至少X个心脏信号分段具有小于第一匹配阈值的形态匹配分数而对被分类为潜在的VT/VF搏动的感知R波的数量进行计数的计数器。在本文所呈现的说明性示例中，该计数器最初被设置为零的值，由此使得导致仅最近的R波感知事件信号的单组Y个心脏信号分段被分类为导致满足VT/VF形态标准的潜在的VT/VF搏动。

在框204处，确定缓冲在存储器82中的Y个心脏信号分段的形态匹配分数。在框206处将该Y个形态匹配分数与匹配阈值相比较。可在逐个搏动的基础上将这些Y个形态匹配分数与匹配阈值相比较，由此使得如果存储在存储器82的滚动缓冲器中的最近的Y个形态匹配分数中的至少X个小于第一匹配阈值，则每一个R波感知事件信号可被分类为潜在的VT/VF搏动。如果该Y个形态匹配分数中少于X个的形态匹配分数小于匹配阈值(即框206的“否”分支)，则不将最近感知到的R波分类为潜在的VT/VF搏动。

响应于不将最近感知到的R波分类为潜在的VT/VF搏动，控制电路调整VT/VF计数器以用于延迟VT或VF的检测。例如，当在框206处，Y个匹配分数中的至少X个匹配分数不小于匹配阈值时，在框202处初始化为零的计数器值可在框207处被设置为非零值，例如10。这意味着多于Y-X个形态匹配分数大于匹配阈值并且可表示源于上心脏腔室的指示SVT心律的心跳。该SVT心律的证据保证了延迟VT或VF检测。由此，VT/VF形态计数器在框207处被设置为非零值以用于延迟VT/VF检测。例如，每当Y个心脏信号分段中少于X个的心脏信号分段具有小于第一匹配阈值的形态匹配分数时，不将当前感知到的R波分类为潜在的VT/VF搏动，并且在框207处将VT/VF计数器设为10。在VT或VF可被检测到前，可要求要VT/VF计数器从非零值倒数回零，由此在基于形态的SVT心律证据存在的情况下延迟VT或VF检测。为了达到零的计数，基于Y个最近的心脏信号分段中的至少X个具有大于第一匹配阈值的形态匹配分数，可要求将10个连续感知到的R波分类为潜在的VT/VF搏动。在框230处，控制电路80前进至下一个R波信号以用于在Y个R波信号的移动窗口中确定下一形态匹配分数。

使用先前的示例，如果在8个心脏信号分段中，有6个心脏信号分段具有小于第一匹配阈值(即60)的形态匹配分数，则控制电路80在框208处将最近感知到的R波分类为潜在的VT/VF搏动。在框209处，将VT/VF形态计数器值减小一。如果计数器值在零处，例如，在第一组Y个形态匹配分数的评估之后仍然在初始化的零值处，则在框209处无需进行调整。否则，如果计数器值先前在框207处已经进行了调整，则计数器值减小一。如果在框210处计数器值不等于零，则控制电路80前进至框230以确定用于与下一R波感知事件信号相对应的下一缓冲的心脏信号分段的下一形态匹配分数。最旧的缓冲的心脏信号分段以及其匹配分数可被丢弃(drop)，使得Y个心脏信号分段的移动窗口向前前进一个感知的R波。确定下一形态匹配分数以及在Y个形态匹配分数中是否有X个形态匹配分数小于形态匹配阈值(框206)的过程继续，直至VT/VF形态计数器在框210处达到零的值。

如果VT/VF形态计数器值在框210处为零，则控制电路80前进至框212以用于确定是否满足用于启用SVT判别的标准。为零的VT/VF形态计数器值指示了基于Y个匹配分数中有X个匹配分数小于第一匹配阈值而在框208处至少一个R波感知事件信号被分类为潜在的VT/VF搏动。当VT/VF形态计数器达到零时，可满足VT/VF形态标准，如果也满足其他VT/VF检测标准，则支持VT或VF检测。

然而，姿势改变或其他因素可影响由感测电路86接收的心脏电信号。由此，可出现相对较低的形态匹配分数，导致当心律实际上是室上性心律时，在框210处满足VT/VF形态标准。由此，在基于根据在框210处计数器值为零而满足了VT/VF形态标准而支持VT/VF检测之前，控制电路80确定在框212处是否满足SVT判别标准。

在一个示例中，如果在框212处最近Y个心脏信号分段中有至少X个心脏信号分段具有大于第二匹配阈值的形态匹配分数，则控制电路80在框214处启用SVT判别，该第二匹配阈值可被称为SVT判别匹配阈值。在框212处应用的该SVT判别匹配阈值可小于在框206处应用至形态匹配分数以用于确定是否满足VT/VF形态标准的第一匹配阈值。在上文所给出的示例中，在框206处应用为60的第一匹配阈值。在框212处应用的SVT匹配阈值可以是20。SVT判别标准可要求在Y个心脏信号分段中有X个心脏信号分段具有至少20的形态匹配分数，以便于在框214处启用SVT判别。

如果没有满足该要求(即框212的“否”分支)，则控制电路80可前进至框216以用于在没有启用SVT判别的情况下确定是否满足VT/VF检测标准。如果满足了其他VT/VF检测标准，例如，如果VT或VF间期计数器达到了对应的NID，并且VT/VF形态计数器值如在框210处被确定的为零，则控制电路80可在没有执行SVT判别的情况下在框222处检测到VT或VF。

然而，如果在框212处满足了SVT判别标准，则控制电路80在框214处启用SVT判别。控制电路80通过如结合图7-图9所描述的确定来自每一个缓冲的心脏信号分段的心脏信号分段特征，来在框214处启用SVT判别。如果在框216处满足了VT/VF检测标准，例如，如果达到了NID并且在框210处VT/VF形态计数器已达到了零的计数，则控制电路80在框218处确定是否满足SVT检测标准。

在框218处，从当前缓冲的心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第一部分被用于确定一组Y个心脏信号分段是否表示单形性波形，并且从Y个心脏信号分段中的每一个中确定的特征的第二部分被用于确定该组Y个心脏信号分段是否表示SVT搏动。在下文结合图11以及图12描述了用于确定是否满足单形性波形标准以及SVT搏动标准的方法。如果Y个心脏信号分段被确定为满足单形性波形标准以及SVT搏动标准，则在框218处满足了SVT检测标准。在框224处检测到SVT。在框226处抑制VT/VF检测，并且不递送VT/VF治疗。

响应于在框218处满足了SVT检测标准，控制电路80可在框228处将VT/VF形态计数器调整至非零值。在一个示例中，在框210达到零的VT/VF形态计数器可增加至5或其他预定的值以用于延迟VT/VF检测。由于VT/VF形态计数器不再是零的值，故可在框229处禁用SVT判别。在VT或VF可被检测到之前，可要求VT/VF形态计数器从调整为5的计数值倒数回零。控制电路80返回至框230以将Y个R波信号的移动窗口前进至下一感知到的R波并且确定下一缓冲的心脏信号分段的形态匹配分数。

如果在框218处没有满足SVT检测标准，并且满足了其他所有VT/VF检测标准，例如当VT/VF形态计数器的值为零时达到了VT或VF NID时，在框222处检测到VT或VF。控制电路80可控制治疗递送模块84根据针对检测到的VT或VF发作而编程的治疗协议递送治疗。

图11是可在图5的框110处或在图10的框218处执行以用于根据一个示例确定是否满足单形性波形标准的方法的流程图300。在图5的框106处(或图10的框214处)启用了SVT判别后，控制电路80可被配置成用于确定来自在存储器82中缓冲的与从感测电路86处接收的R波感知事件信号相对应的心脏信号分段的特征。如上文所描述的，可从由第二感测信道85处接收的第二心脏电信号获取心脏信号分段。心脏信号分段可包括48个样本点，其中R波感知事件信号位于样本点24处。第二心脏电信号可在确定缓冲的心脏信号分段的特征之前由第二感测信道85陷波滤波。

如结合图7-图9的示例所描述的，从每一个心脏信号分段中确定了六个不同的特征。该六个不同的特征包括从心脏信号分段中的每一个中确定的用于确定是否满足单形性波形标准的三个特征。从心脏信号分段中的每一个中确定的其他三个特征被用于如下文结合图12所描述的确定是否满足SVT搏动标准。当每一个信号分段被获取并且在存储器82中缓冲时，可以在逐个搏动的基础上从每一个心脏信号分段确定特征。可在先进先出的基础上，在存储器82中缓冲与连续感知到的R波相对应的预定数量的信号分段(例如，8个信号分段)的确定的特征。以此方式，如果VT/VF检测标准变得被满足，则控制电路80可使用最近的Y个缓冲的心脏信号分段特征来确定是否检测到SVT。基于SVT检测，可抑制VT/VF检测。

用于确定是否满足单形性波形标准的针对心脏信号分段中的每一个确定并且存储的该三个特征包括结合上文图9所描述的最大峰幅度、最大峰样本数量以及RRI。在框302处，控制电路80在针对Y个心脏信号分段确定并且存储的Y个最大峰幅度中确定最大峰幅度的变异性。可通过确定在缓冲的Y个最大峰幅度中最大的最大峰幅度以及最小的最大峰幅度来确定最大峰幅度的变异性。可在框302处将最大峰幅度的变异性确定为最大和最小的最大峰幅度之间的差值除以Y个缓冲的最大峰幅度的平均值。

在框306处，使用针对Y个心脏信号分段缓冲的Y个最大峰样本数量确定最大峰计时变异性。可将最大峰计时变异性确定为针对Y个心脏信号分段存储的最大和最小的最大峰样本数量之间的差值。

控制电路80在框308处确定RRI变异性。可通过从针对Y个心脏信号分段存储的最大的RRI减去最小的RRI并将该差值除以从Y个RRI中确定的平均RRI来确定RRI变异性。在一个示例中，平均RRI是在去掉最大的和最小的RRI之后通过平均缓冲的RRI值确定的切尾均值(trimmed mean)。在一些示例中，RRI变异性可以在不止Y个心脏信号分段上确定。例如，可在框308处使用最近12个RRI以用于确定RRI变异性。可通过去掉最大的两个RRI以及最小的两个RRI并且平均剩余的8个RRI来确定切尾均值。可在框308处用所有12个RRI中最大RRI以及最小RRI之间的差值除以切尾均值来确定RRI变异性。

所认识到的是，可使用其他技术来确定：最大峰幅度的变异性；最大峰计时的变异性，因为信号分段的样本点编号是基于R波感知事件信号的计时(如图9中所示出的)，故该最大峰计时的变异性与R波感知事件信号的计时相关；以及RRI中的变异性。一旦启用了SVT判别，可确定应用单形性波形标准所需的心脏信号分段特征，由此使得可以在逐个搏动的基础上执行最近Y个心脏信号分段的心脏信号分段特征的变异性。

在框310处，控制电路80将在框302、306以及308处确定的这些变异性度量中的每一个与对应的阈值相比较。如果每一个变异性度量小于其对应的阈值，指示着最大峰幅度、最大峰计时以及RRI的相对较低的变异性，则如框312处所指示的满足了单形性波形标准。在一个示例中，如果最大峰幅度变异性小于60％、最大峰计时变异性小于8个样本点(对于256Hz的采样率)并且RRI变异性小于15％，则满足了单形性波形标准。这些示例旨在本质上是说明性而非限制性的；可使用其他变异性阈值以用于标识单形性波形。

在一些示例中，需要全部三个变异性度量小于它们对应的阈值，否则如框314处所指示的没有满足单形性波形标准。在其他示例中，需要变异性度量中的至少一个或两个小于它们对应的阈值，以便于满足单形性波形标准。在图11的分析中，将针对缓冲的Y个心脏信号分段中的每一个确定的最大峰幅度、最大峰计时以及RRI这三个特征彼此之间进行比较，以用于确定变异性度量以及确定对应的感知到的R波是否为单形性的。在图11的用于确定Y个心脏信号分段是否满足单形性波形标准的示例方法中，可不将这些特征与SVT模板特征相比较。

图12是用于在图5的框112处或图10的框218处确定是否满足SVT搏动标准的方法的流程图400。在结合图7以及图8示出的示例中，从缓冲的心脏信号分段中确定的用于确定是否满足SVT搏动标准的三个特征是极性模式、峰时间间期以及归一化信号宽度。在框410处，控制电路80将从最近缓冲的心脏信号分段中确定的这三个特征与SVT模板的类似的三个特征(在图6的框156处确定并且存储在存储器82中)相比较。

如果该三个特征在预定的阈值范围内与对应的SVT模板特征相匹配，则与心脏信号分段对应的最近感知到的R波在框414处被计数为SVT搏动。如果心脏信号分段特征在预定的阈值范围内不与类似的SVT模板特征相匹配，则该过程在不将最近感感知的R波计数为SVT搏动的情况下前进至框416。

在一个示例中，心脏信号分段以及SVT模板的确定的极性模式被要求是相同的，以便于在框412处匹配。例如，心脏信号分段以及SVT模板均为双相、首先正峰的极性模式；均为双相、首先负峰的极性模式；均为单相正峰的极性模式或均为单相负峰的极性模式，以便于匹配。心脏信号分段的峰时间间期可被要求在SVT模板的峰时间间期的5个样本点之内(对于256Hz的采样率而言)，以便于峰时间间期与SVT模板的峰时间间期匹配。归一化信号宽度可被要求在SVT模板归一化信号宽度的30％或另一百分比阈值之内。如果这三个特征与类似的SVT模板特征的比较中的每一个结果均为匹配，则与心脏信号分段(特征从其导出)相对应的最近感知到的R波在框414处被计数为SVT搏动。

控制电路80可包括用于为具有与SVT模板特征匹配的该三个SVT判别特征的最近Y个心脏信号分段中的每一个计数的SVT搏动计数器。如果在框416处，计数器等于或大于SVT搏动计数阈值，则在框422处SVT搏动标准被确定为满足。如果在框416处，SVT搏动计数器不等于或大于SVT搏动计数阈值(“否”分支)，则Y个心脏信号分段的SVT搏动标准被确定为不满足。在框416处应用的SVT计数阈值可要求最近8个心脏信号分段中，有3个被计数为SVT搏动。在其他示例中，在8个心脏信号分段中，可要求多于或少于3个的心脏信号分段被计数为SVT搏动，以便于在框422处满足SVT搏动标准。

如上文所描述的，如果从最近Y个心脏信号分段中确定的SVT判别特征满足了单形性波形标准以及SVT搏动标准两者，则满足了SVT检测标准。在其他示例中，控制电路80可要求，对于不止一组Y个心脏信号分段的群组，从最近Y个心脏信号分段中确定的SVT判别特征满足单形性波形标准以及SVT搏动标准两者。例如，可要求在三个或更多个连续感知到的R波上的最近Y个心脏信号分段满足单形性波形以及SVT搏动标准。如果在满足了VT/VF检测标准时满足了SVT检测标准，则抑制VT/VF检测。

图13是用于根据使用本文所公开的SVT判别技术的一个示例来检测室性快速性心律失常的方法的流程图500。在框502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信道83接收心脏电信号以用于感测R波。在框502处选择的用于获取用于感测R波的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沿着引线16的远侧部分25携载的一个电极与ICD壳体15之间的向量(在图1A中示出)。

在框506处感测电路86可响应于第一感测信道83在消隐期之外检测到心脏电信号越过R波感测阈值，而产生R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510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的前一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，该快速性心律失常检测电路92在框512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512处增加VT间期计数器。如果VT间期计数器被配置成用于对连续的VT间期进行计数以用于检测VT，那么如果RRI比TDI长，则VT间期计数器可被重新设置为零。如果RRI比FDI短，则增加VF计数器。VF计数器可以是概率VF计数器，其以Y个中X个的方式对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，则增大组合VT/VF间期计数器。

在框512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514处将VT以及VF间期计数器值与疑似快速心率阈值相比较，该疑似快速心率阈值小于对应的VT NID以及VF NID。如果计数了阈值数量个短的RRI，则疑似发生快速心率。如果VT或VF检测间期计数器已达到快速心率阈值，即框514的“是”分支，则在框604处控制电路80启用心脏信号分段缓冲。在该示例中，可以在逐个事件的基础上仅在VT或VF间期计数器值中的至少一个已达到快速心率阈值之后才执行SVT模板以及缓冲的心脏信号分段之间的形态匹配分数的确定。除了或替代对单独的VT和VF计数器应用快速心率阈值，还可以对组合VT/VF间期计数器应用快速心率阈值。快速心率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快速心率阈值。例如，快速心率阈值在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，快速心率阈值是更高的数字，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514处快速心律失常间期计数器中的任一个未达到快速心率阈值，则控制电路80返回框506并等待下一个R波感知事件信号。在计数了至少阈值数量的VT或VF间期以作为疑似快速心率的指示并且预测达到NID之前，不需要执行来自第二心脏电信号的心脏信号分段的形态分析。以此方式，控制电路80可能够进行是否满足了VT/VF形态标准的确定，并且在VT或VF间期计数器中的一个达到NID时获取用于SVT判别的数据。

如果在框514处达到快速心率阈值，则在框604处控制电路80启用波形缓冲。响应于由第一感测信道83在框506处产生的每一个R波感知事件信号，控制电路80缓冲由第二感测信道85接收的心脏电信号。感测电路86在框602处选择第二感测向量以用于接收心脏信号，该心脏信号被缓冲以用于获取心脏信号分段以用于形态分析以及SVT判别。

由第二感测信道85接收的心脏电信号的数字化分段可在相对于R波感测阈值越过和从感测电路86接收到的对应的R波感知事件信号的样本点时间限定的时间分段内被缓冲。例如，数字化分段可以是100ms到500ms长。在一个示例中，第二心脏电信号的缓冲分段为以256Hz的采样率获得的至少48个样本点，或者大约为188ms，该48个样本点中的24个样本点可先于并包括接收到R波感知事件信号的样本点，并且该采样点中的24个采样点可以在接收到R波感知事件信号的样本点之后延伸。在其他示例中，心脏电信号分段可在框604处在较长的时间间期上被缓冲，以用于被执行以检测心脏信号中的噪音、T波过感测或可能导致错误的VT或VF检测的其他感测问题的其他心脏信号分析中。

缓冲的心脏信号分段可在框605处陷波滤波。在框605处应用的陷波滤波器可与临时美国专利申请No.62/367,166中描述的滤波器相对应。在框605处执行的陷波滤波显著衰减来自第二心脏信号电信号的存储的心脏信号分段中的50-60Hz电噪声、肌肉噪声、其他EMI和其他噪声/伪影。

在一个示例中，在框605处执行的陷波滤波在固件中被实现为数字整数滤波器数字陷波滤波器的输出可以由在第二感测信道85中实现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)是由陷波滤波器76(图4)接收的数字信号的第n个样本点的幅度，x(n-2)是第n-2个样本点的幅度，并且x(n-4)是第n-4个样本点的幅度(针对256Hz的采样率)。Y(n)是经陷波滤波的、数字的第二心脏电信号的第n个样本点的幅度。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605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，同时传送第二感测信道85的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，可根据需要修改上文用于确定经陷波滤波的信号的方程中指示的样本点编号，并且得到的频率响应可与上文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50Hz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衰减的低通陷波滤波器。

在控制电路80的控制下，预定数量的心脏信号分段可被存储在存储器82中的滚动的先进先出缓冲器中。在本文中所描述的说明性示例中，八个心脏信号分段被缓冲在存储器82中。在框606处，控制电路80可以在存储每一个信号分段时，在逐个搏动的基础上为缓冲的心脏信号分段中的每一个确定形态匹配分数。可通过将从给定心脏信号分段中确定的小波变换系数与先前建立的SVT模板(例如，如结合图6所描述的)的小波变换系数相比较来确定形态匹配分数。可使用用于确定形态匹配分数的其他技术。

还可从被缓冲在存储器82中的每一个心脏信号分段中导出SVT判别特征。可为每一个存储的信号分段确定结合图7-图9描述的六个SVT判别特征。当存储新的心脏信号分段时，可删除最旧的信号分段及其形态匹配分数以及SVT判别特征。

在框608处，控制电路80使用在框606处确定的缓冲的形态匹配分数确定是否满足VT/VF形态标准。一旦用于存储八个心脏信号分段以及对应的形态匹配分数以及SVT判别特征的缓冲器已满，控制电路80确定在Y个形态匹配分数中，是否至少有X个形态匹配分数(例如，在8个形态匹配分数中，是否至少有6个形态匹配分数)小于第一匹配阈值。如果少于阈值数量(或百分比)的心脏信号分段具有小于匹配阈值的形态匹配分数，则未满足VT/VF形态标准。该结果指示至少Y-X个心脏信号分段具有与SVT模板的相对较高的相关性，并且是该心律是室上性的证据。如果未满足VT/VF形态标准(框608的“否”分支)，可在框610处设置形态拒绝规则。当满足了用于设置该拒绝规则的要求时，当VT或VF间期计数器达到对应的NID时可抑制VT或VF检测。

如果在框608处满足了VT/VF形态标准，则控制电路80可在框612处确定是否满足SVT判别标准。当满足了VT/VF形态标准，并且在Y个缓冲的心脏信号分段中，有至少X个缓冲的心脏信号分段大于SVT判别匹配阈值，则可在框612处启用SVT判别。例如，如果在框608处，在8个匹配分数中，有至少6个匹配分数小于第一匹配阈值，但8个中的至少6个大于SVT判别匹配阈值(该SVT判别匹配阈值小于所述第一匹配阈值)，则满足了SVT判别标准并且在框612处启用SVT判别。

如果在框612处启用了SVT判别，则控制电路80在框614处确定是否满足SVT检测标准。从每一个经陷波滤波的心脏信号分段中确定的SVT判别特征被用于确定是否满足SVT检测标准。针对每一个心脏信号分段确定的特征的第一部分被用于确定Y个心脏信号分段是否为单形性波形。针对每一个心脏信号分段确定的特征的第二部分被用于确定是否满足了SVT搏动标准。如果满足了单形性波形标准以及SVT搏动标准，则在框614处满足了SVT检测标准。在框616处设置SVT拒绝规则。控制电路80可通过将存储在寄存器或存储器82中的比特值设置为高值(例如，设置为1)以用于指示满足了拒绝规则并且基于满足了NID(和/或其他检测标准)应当拒绝VT/VF检测来设置拒绝规则。如果未设置拒绝规则，例如，对应的寄存器比特值较低或为零，则基于该拒绝规则未抑制VT/VF检测。

如果在框610处设置了形态拒绝规则，响应于在框608处未满足VT/VF形态标准，或者在框616处设置了SVT拒绝规则，则控制电路80可在框618处调整VT/VF形态标准。由于与设置形态拒绝规则和/或设置SVT拒绝规则相关联的室上性心律的证据，可调整VT/VF形态标准以增加检测VT或VF所需要的时间。可调整VT/VF形态标准以用于在VT或VF可被再次检测到之前增加被要求具有小于第一匹配阈值的形态匹配分数的心脏信号分段的数量。例如，当感知到的R波被分类为潜在的VT/VF搏动时倒数至零的VT/VF形态计数器可被调整为增加的值，例如，调整为如结合图10所描述的五或十的值。在其他示例中，VT/VF形态计数器可在零处开始，并且当感知到的R波被分类为潜在的VT/VF搏动时向上计数。可在框618处将计数器重新设置为零和/或可增加满足VT/VF形态标准所需的阈值计数值，例如，从一个潜在的VT/VF搏动的初始阈值增加至五个或十个潜在的VT/VF搏动的阈值。

如果VT、VF或组合VT/VF间期计数器中的一个在框516处没有达到NID，则控制电路80返回至框506以感测下一R波、确定用于更新间期计数器的下一RRI并且如果则缓冲下一心脏信号分段。可以根据对新的一组缓冲的心脏信号分段的分析在逐个搏动的基础上更新形态拒绝规则以及SVT拒绝规则。

如果VT、VF或者组合VT/VF间期计数器中的一个在框516处达到了NID，则控制电路80在框518处检查是否满足拒绝规则。如果设置了形态拒绝规则，那么即便已达到NID，也在框524处抑制VT或VF。如果设置了SVT拒绝规则，则即便已在框608处满足了VT/VF形态标准并且在框516处达到了NID，也在框524处抑制VT或VF。治疗不被递送。控制电路80前进至下一感知到的R波以继续更新VT以及VF间期计数器并且分析下一组的缓冲的心脏信号分段，以用于更新形态以及SVT拒绝规则的状态。

如果达到了NID，并且既未设置形态拒绝规则也未设置SVT拒绝规则，意味着满足了VT/VF形态标准并且未满足SVT检测标准(或未启用SVT判别)，则根据达到了其对应的NID的间期计数器，在框520处检测到VT或VF。控制电路80控制治疗递送电路84在框522处递送治疗，在一些示例中该治疗可包括ATP、CV/DF电击、和/或电击后起搏。

图14是用于根据另一示例检测室性快速性心律失常的方法的流程图700。图14中相同的编号的框对应于结合图13所描述的相同编号的框。如上文所描述的，当在Y个形态匹配分数中，有X个形态匹配分数小于第一匹配阈值，并且VT/VF形态计数器为零值时，可满足VT/VF形态标准。可将VT/VF形态计数器初始化为零值，由此使得基于一组Y个形态匹配分数最初满足VT/VF形态标准，而将单个感知到的R波分类为潜在的VT/VF搏动。

如图14所示出的，如在框514处所确定的，在VT或VF间期计数器达到了快速心率阈值之后，心脏信号分段被存储在存储器82中的滚动缓冲器中。在框606处以逐个搏动的方式确定缓冲的心脏信号分段的形态匹配分数以及SVT判别特征。如果在框708处，在为每一个缓冲的心脏信号分段确定的Y个形态匹配分数中，有至少X个形态匹配分数小于第一匹配阈值，则在框710处将VT/VF形态计数器减少一(除非已经为零值)。如果在Y个形态匹配分数中，少于X个形态匹配分数小于第一匹配阈值，指示信号分段与SVT模板之间相对较高的相关性，则在框712处通过将VT/VF计数器的值增加一来调整VT/VF形态标准。在一个示例中，每当Y个形态匹配分数中有少于X个形态匹配分数小于第一匹配阈值时，将VT/VF形态计数器设置为10的值或大于零的另一所选择的值。

在框710处减小VT/VF计数器或者在框712处将VT/VF计数器调整至非零值之后，控制电路80确定在框512处更新的VT、VF或组合VT/VF间期计数器中任一个是否达到了NID。如果达到了NID，则控制电路80在框714处确定VT/VF形态计数器的值是否为零。如果不为零，则尚未满足VT/VF形态标准，并且该过程返回至框506以等待下一R波感知事件信号。

如果在框714处VT/VF形态计数器的值为零，则控制电路80通过在框715处确定在针对缓冲的心脏信号分段的存储在存储器82中的Y个匹配分数中是否至少有X个匹配分数大于第二匹配阈值(该第二匹配阈值小于第一匹配阈值)来确定是否满足了SVT判别标准。如果未满足，则Y个心脏信号分段具有与SVT模板非常低的相关度。无需进行SVT判别。基于在框516处达到了NID并且在框714处满足了VT/VF形态标准，满足VT/VF检测标准。在框520处检测到VT或VF。

如果在框715处，在Y个形态匹配分数中，有至少X个形态匹配分数大于第二、SVT判别阈值，则控制电路80在框716处确定是否满足SVT检测标准。如先前例如结合图11以及图12所描述的，在框606处从缓冲的心脏信号分段中确定的SVT判别特征被分析，以用于确定是否满足单形性波形标准以及是否满足SVT搏动标准。如果单形性波形标准或SVT搏动标准中的至少一个未被满足，则在框716处未满足SVT检测标准(“否”分支)。在框520处检测到VT或VF，并且在框522处递送适当的治疗。在其他示例中，当单形性波形标准或SVT搏动标准中的一个被满足时，则满足了SVT检测标准，由此使得在框716处仅当单形性波形标准以及SVT搏动标准均未满足时未满足SVT检测标准。

如果在框716处满足了SVT检测标准，例如，满足了单形性波形标准以及SVT搏动标准，则在框718处通过将VT/VF形态计数器设置为非零值(例如，设置为五的值)来调整VT/VF形态标准。通过在VT或VF可被检测到之前要求VT/VF形态计数器倒数回零值，有效地抑制并且延迟了VT/VF检测。为了返回至在本文中呈现的说明性示例中的零值，基于在五个连续感知到的R波中的每一个上，在Y个最近的形态匹配分数中有X个形态匹配分数小于第一匹配阈值，而在五个连续感知到的R波上VT/VF形态计数器必须在框710处减少一。如果在框716处满足了SVT检测标准，在调整VT/VF计数器之后在框524处抑制VT/VF检测，并且即便在框516处达到了NID并且基于在框714处VT/VF形态计数器的零值而满足了VT/VF形态标准，也不递送治疗。

由此，本文呈现了用于基于心脏信号分段特征满足SVT检测标准，即使当基于RRI以及基于波形形态的VT/VF检测标准均满足时也抑制VT或VF检测的技术。用于SVT判别的心脏信号分段特征分析在由于患者身体或姿势的位置改变或可能影响诸如R波(或QRS复波)之类的心脏信号波形的其他因素而导致改变的心脏信号形态的情况下避免了错误的VT或VF检测。本文所公开的技术可结合额外的VT/VF拒绝规则实现，该额外的VT/VF拒绝规则可基于缓冲的心脏信号分段的额外的分析而导致抑制VT或VF检测。可结合本文所公开的SVT判别技术实现的各种心脏信号分析技术以及VT/VF拒绝规则在临时提交的美国专利申请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)中大体地公开。可执行用于检测电磁干扰或心脏电信号中的其他噪音、T波过感测或验证感知到的R波的额外的分析。这些分析可被用于当达到NID时用于抑制VT或VF检测的其他拒绝规则。由此，控制电路可在图13的框518处检查多个拒绝规则的状态，如在上文并入的专利申请中大体地公开的。

由此，在先前的描述中参考特定的实施例已经呈现了用于区分SVT与室性快速性心律失常并且响应于检测到SVT而抑制室性快速性心律失常检测以及治疗的ICD系统以及方法。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。应当理解的是，可以对参考实施例做出各种修改而不脱离本公开和所附权利要求书和示例的范围。

示例1.一种方法，包括：通过感测电路经由感测电极向量接收至少第一心脏电信号；通过控制电路确定第一心脏电信号是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准；针对第一心脏电信号的多个心脏信号分段中的每一个确定多个特征；响应于满足了第一标准，确定从多个心脏信号分段中的每一个中确定的多个特征的第一部分是否满足单形性波形标准；确定从多个心脏信号分段中的每一个中确定的多个特征的第二部分是否满足室上性搏动标准；确定是否满足用于检测室性快速性心律失常的第二标准；确定是否多个特征的第一部分满足单形性波形标准并且多个特征的第二部分满足室上性搏动标准；响应于多个特征的第一部分满足单形性波形标准并且多个特征的第二部分满足室上性搏动标准，抑制室性快速性心律失常的检测；以及

响应于满足了第一标准以及第二标准，并且多个特征的第一部分不满足单形性波形标准和/或多个特征的第二部分不满足室上性搏动标准中的至少一个，检测到室性快速性心律失常并且控制治疗递送电路递送电刺激治疗。

示例2.根据示例1中的方法，其中，确定是否满足了第一标准包括：确定第一心脏信号的多个心脏信号分段中的每一个与形态模板之间的形态匹配分数；响应于多个心脏信号分段中第一阈值数量的心脏信号分段具有小于第一阈值的形态匹配分数，确定满足了第一标准。

示例3.根据示例2的方法，进一步包括：响应于满足了第一标准，确定是否满足室上性快速性心律失常判别的标准；响应于未满足室上性快速性心律失常判别的标准，抑制确定多个特征；以及响应于满足了用于检测室性快速性心律失常的第一以及第二标准并且未满足室上性快速性心律失常判别标准，检测到室性快速性心律失常。

示例4.根据示例3的方法，进一步包括：通过确定多个心脏信号分段中至少第二阈值数量的心脏信号分段具有大于第二匹配阈值的形态匹配分数，来确定满足了室上性快速性心律失常判别标准，该第二匹配阈值小于第一匹配阈值。

示例5.根据示例3或4中任一个的方法，进一步包括：响应于多个心脏信号分段中小于阈值数量的心脏信号分段具有小于第一匹配阈值的形态匹配分数，设置阈值计数值；响应于下一多个心脏信号分段中阈值数量的心脏信号分段具有小于第一匹配阈值的形态匹配分数，调整快速性心律失常计数值；以及当快速性心律失常计数值达到阈值计数值时，确定满足了第一标准。

示例6.根据示例1-5中任一个的方法，进一步包括：确定由感测电路感知到的连续R波之间的感知事件间期；将感知事件间期与快速性心律失常检测间期相比较；响应于确定的感知事件间期中的每一个小于快速性心律失常检测间期，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等于或大于快速心率阈值，确定是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准。

示例7.根据示例1-6中任一个的方法，其中，确定是否满足室上性搏动标准包括：将从多个心脏信号分段中的每一个确定的特征的第一部分中的每一个特征与室上性R波模板的类似特征相比较；以及响应于阈值数量的心脏信号分段具有与室上性R波模板的类似特征相匹配的特征的第一部分，确定满足了室上性搏动标准。

示例8.根据示例1-7中任一个的方法，其中：针对多个心脏信号分段中的每一个确定特征包括针对多个心脏信号分段中的每一个确定至少极性模式、峰时间间期以及归一化宽度；并且确定是否满足室上性搏动标准包括：针对多个心脏信号分段中的每一个，确定所确定的极性模式是否与室上性R波模板的极性模式相匹配；针对多个心脏信号分段中的每一个，确定所确定的峰时间间期是否与室上性R波模板的峰时间间期在峰时间间期匹配阈值范围内相匹配；针对多个心脏信号分段中的每一个，确定所确定的归一化宽度是否与室上性R波的归一化宽度在归一化宽度匹配阈值内相匹配；以及确定是否有阈值数量的心脏信号分段具有与室上性R波模板的类似特征相匹配的极性模式、最大峰幅度以及归一化宽度的所确定的特征。

示例9.根据示例1-8中任一个的方法，其中，确定是否满足单形性波形标准包括：确定从多个心脏信号分段中的每一个中确定的多个特征中的第二部分中的每一个特征的变异性；将该第二部分的每一个特征的变异性与对应的变异性阈值相比较；以及响应于多个特征中的第二部分中的每一个特征的变异性小于对应的变异性阈值，确定满足了单形性波形标准。

示例10.根据示例1-9中任一个的方法，进一步包括：确定室上性R波模板的最大峰的极性；通过确定具有与室上性R波模板的最大峰的极性相匹配的极性的心脏信号分段的最大峰的至少幅度以及计时来确定多个心脏信号分段中的每一个的特征；确定多个心脏信号分段的最大峰的幅度变异性以及计时变异性；以及响应于幅度变异性小于幅度变异性阈值并且计时变异性小于计时变异性阈值，确定满足了单形性波形标准。

示例11.根据示例1-10中任一个的方法，进一步包括：确定由感测电路所感知到的连续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；响应于快速性心律失常检测间期的计数的值等于或大于检测阈值的值，确定满足了用于检测室性快速性心律失常的第二标准。

示例12.根据示例1-11中任一个的方法，进一步包括：通过感测电路的第一感测信道接收第一心脏信号；通过感测电路的第二感测信道接收第二心脏信号；从第二心脏信号感测R波；响应于每一个感知到的R波，产生R波感知事件信号；确定由感测电路产生的每一对连续的R波感知事件信号之间的感知事件间期；将感知事件间期与快速性心律失常检测间期相比较；响应于所确定的感知事件间期中小于快速性心律失常检测间期的每一个感知事件间期，增加快速性心律失常检测间期的计数；响应于快速性心律失常检测间期的计数的值等于或大于感知事件确认阈值，缓冲来自第一心脏信号的多个心脏信号分段，该多个心脏信号分段中的每一个与由感测电路产生的R波感知事件信号相对应；以及响应于快速性心律失常检测间期的计数等于或大于检测阈值的值，确定满足了用于检测室性快速性心律失常的第二标准。

示例13.根据示例1-12中任一项的方法，进一步包括，响应于满足单形性波形标准以及室上性搏动标准，调整第一标准。

示例14.根据示例1-13中任一项的方法，进一步包括经由包括由心血管外引线携载的至少一个电极的感测电极向量接收第一心脏电信号。

示例15.一种非瞬态计算机可读存储介质，包括一组指令，该组指令在由植入式复律除颤器(ICD)的控制电路执行时使得ICD：通过感测电路经由感测电极向量接收心脏电信号；确定心脏电信号是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准；针对心脏电信号的多个心脏信号分段中的每一个确定多个特征；响应于满足了第一标准，确定从多个心脏信号分段中的每一个中确定的多个特征的第一部分是否满足单形性波形标准；确定从多个心脏信号分段中的每一个中确定的多个特征中的第二部分是否满足室上性搏动标准；响应于满足了单形性波形标准并且满足了室上性搏动标准，抑制室性快速性心律失常的检测；以及

响应于满足了第一标准以及第二标准，并且未满足单形性波形标准或室上性搏动标准中的至少一个，检测到室性快速性心律失常并且通过治疗递送电路递送电刺激治疗。

Claims (14)

1.一种医疗设备系统，包括：

治疗递送电路，所述治疗递送电路被配置成用于生成电刺激治疗以用于递送到患者的心脏；

感测电路，所述感测电路被配置成用于经由感测电极向量接收至少第一心脏电信号；以及

控制电路，所述控制电路被耦合至所述感测电路以及所述治疗递送电路，并且所述控制电路被配置成用于：

确定所述第一心脏电信号是否满足用于检测室性快速性心律失常的第一标准；

从所述第一心脏电信号的多个心脏信号分段中的每一个中确定多个特征；

响应于满足了所述第一标准，确定从所述多个心脏信号分段中的每一个中确定的所述多个特征的第一部分是否满足单形性波形标准；

确定从所述多个心脏信号分段中的每一个中确定的所述多个特征的第二部分是否满足室上性搏动标准；

确定是否满足用于检测所述室性快速性心律失常的第二标准；

响应于满足了所述单形性波形标准以及所述室上性搏动标准，抑制所述室性快速性心律失常的检测；以及

响应于满足了所述第一标准以及所述第二标准，并且未满足所述单形性波形标准或未满足所述室上性搏动标准中的至少一个，检测到所述室性快速性心律失常并且控制所述治疗递送电路递送所述电刺激治疗。

2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成用于通过下述来确定是否满足所述第一标准：

确定所述第一心脏信号的多个心脏信号分段中的每一个与形态模板之间的形态匹配分数；

响应于所述多个心脏信号分段中第一阈值数量的心脏信号分段具有小于第一匹配阈值的形态匹配分数，确定满足了所述第一标准。

3.根据权利要求2所述的系统，其特征在于，所述控制电路还被配置成用于：

响应于满足了所述第一标准，确定是否满足室上性快速性心律失常判别标准；

响应于未满足所述室上性快速性心律失常判别标准，抑制确定所述多个特征；以及

响应于满足了用于检测所述室性快速性心律失常的所述第一标准以及所述第二标准以及未满足用于检测所述室上性快速性心律失常判别标准，检测到所述室性快速性心律失常。

4.根据权利要求2-3中的任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成用于：

通过确定所述多个心脏信号分段中至少第二阈值数量的心脏信号分段具有大于第二匹配阈值的形态匹配分数，来确定满足了所述室上性快速性心律失常判别标准，所述第二匹配阈值小于所述第一匹配阈值。

5.如权利要求2-4中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

响应于所述多个心脏信号分段中少于所述阈值数量的心脏信号分段具有小于所述第一匹配阈值的形态匹配分数，设置阈值计数值；

响应于下一多个心脏信号分段中所述阈值数量的心脏信号分段具有小于所述第一匹配阈值的形态匹配分数，调整快速性心律失常计数值；以及

当所述快速性心律失常计数值达到所述阈值计数值时，确定满足了所述第一标准。

6.根据权利要求1-5中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

确定由所述感测电路感知到的连续R波之间的感知事件间期；

将所述感知事件间期与快速性心律失常检测间期相比较；

响应于小于所述快速性心律失常检测间期的所确定的感知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所述计数的值等于或大于快速心率阈值，确定是否满足用于检测所述室性快速性心律失常的所述第一标准。

7.根据权利要求1-6中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成用于通过下述来确定是否满足所述室上性搏动标准：

将从所述多个心脏信号分段中的每一个中确定的所述特征的所述第一部分的每一个特征与室上性R波模板的类似特征相比较；以及

响应于阈值数量的所述心脏信号分段具有与所述室上性R波模板的所述类似特征相匹配的所述特征的所述第一部分，确定满足了所述室上性搏动标准。

8.根据权利要求1-7中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成用于：

通过确定所述多个心脏信号分段中的每一个的至少极性模式、峰时间间期以及归一化宽度来确定所述多个心脏信号分段中的每一个的所述特征；并且

通过下述来确定是否满足所述室上性搏动标准：

针对所述多个心脏信号分段中的每一个，确定所确定的极性模式是否与室上性R波模板的极性模式相匹配；

针对所述多个心脏信号分段中的每一个，确定所确定的峰时间间期是否与所述室上性R波模板的峰时间间期在峰时间间期匹配阈值范围内相匹配；

针对所述多个心脏信号分段中的每一个，确定所确定的归一化宽度是否与所述室上性R波的归一化宽度在归一化宽度匹配阈值范围内相匹配；以及

响应于阈值数量的所述心脏信号分段具有与所述室上性R波模板的所述类似特征相匹配的极性模式、最大峰幅度以及归一化宽度的所述所确定的特征，确定满足了所述室上性搏动标准。

9.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成用于通过下述来确定是否满足所述单形性波形标准：

确定从所述多个心脏信号分段中的每一个中确定的所述特征的所述第二部分的所述特征中的每一个的变异性；

将所述特征的所述第二部分的所述特征中的每一个的所述变异性与对应的变异性阈值相比较；

响应于所述特征的所述第二部分的所述特征中的每一个的所述变异性小于所述对应的变异性阈值，确定满足了所述单形性波形标准。

10.根据权利要求1-9中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成用于：

确定室上性R波模板的最大峰的极性；

通过确定具有与所述室上性R波模板的所述最大峰的所述极性相匹配的极性的所述心脏信号分段的最大峰的至少幅度以及计时，确定所述多个心脏信号分段中的每一个的所述特征；

确定所述多个心脏信号分段的所述最大峰的幅度变异性以及计时变异性；以及

响应于所述幅度变异性小于幅度变异性阈值并且所述计时变异性小于计时变异性阈值，确定满足了所述单形性波形标准。

11.根据权利要求1-10中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

确定由所述感测电路所感知到的连续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相比较；

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；

响应于快速性心律失常检测间期的所述计数的值等于或大于检测阈值的值，确定满足了用于检测所述室性快速性心律失常的所述第二标准。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的系统，其特征在于：

所述感测电路包括用于接收所述第一心脏信号的第一感测信道以及用于接收第二心脏信号的第二感测信道，并且所述感测电路被配置成用于从所述第二心脏信号感测R波，并且响应于每一个感知到的R波产生R波感知事件信号；

所述控制电路被配置成用于：

确定由所述感测电路产生的每一对连续R波感知事件信号之间的感知事件间期；

将所述感知事件间期与快速性心律失常检测间期相比较；

响应于小于所述快速性心律失常检测间期的所确定的感知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；

响应于快速性心律失常检测间期的所述计数的值等于或大于快速心率阈值，缓冲来自所述第一心脏信号的所述多个心脏信号分段，所述多个心脏信号分段中的每一个与由所述感测电路产生的R波感知事件信号相对应；以及

响应于所述快速性心律失常检测间期的所述计数等于或大于检测阈值的值，确定满足了用于检测所述室性快速性心律失常的所述第二标准。

13.根据权利要求1-12中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于响应于满足了所述单形性波形标准以及所述室上性搏动标准两者，调整所述第一标准。

14.根据权利要求1-13中任一项所述的系统，其特征在于，进一步包括壳体，所述壳体封围所述治疗递送电路、所述感测电路、以及所述控制电路，并且具有用于接收携载所述感测电极向量中的至少一个电极的心血管外引线的连接器块。