在递送电刺激脉冲之后的心脏事件感测和起搏的制作方法

本公开总体上涉及可植入医疗设备，并且具体地涉及一种用于感测心脏电信号并且对在将电刺激脉冲递送到患者心脏之后递送的起搏脉冲进行控制的方法和设备。

背景技术：

用于递送治疗、监测患者的生理状况或其组合的各种可植入医疗设备(imd)已经在临床上植入或者被提议用于临床植入患者体内。一些imd可以采用承载刺激电极、感测电极、和/或其他传感器的一条或多条细长的电引线。imd可以向如心脏、脑、胃、脊髓、骨盆底等各种器官、神经、肌肉或组织递送治疗或者监测其状况。可植入医疗引线可以被配置成用于允许将电极或其他传感器定位在所期望的位置处，以便递送电刺激或感测生理状况。例如，电极或传感器可以被承载在引线的远端部分处。引线的近端部分可以耦合至可植入医疗设备外壳，该可植入医疗设备外壳可以包含如信号生成电路和/或感测电路等电路。

如心脏起搏器或可植入复律除颤器(icd)等一些imd经由一条或多条可植入引线所承载的电极来将治疗电刺激提供至或者监测患者的心脏。引线可以是经静脉的，例如，穿过一条或多条静脉植入到心脏中。其他引线可以是植入在心脏或血管之外的非经静脉的引线，例如，在心外膜、心包或皮下植入。在任一情况下，由imd提供的电刺激可以包括用于解决异常心律(如心动过缓、心动过速或纤维性颤动)的信号，如起搏脉冲、心脏复律电击或除颤电击等。

在一些情况下，imd感测表示心脏固有去极化的信号并对所感测到的信号进行分析从而识别正常或异常心率。在检测到异常节律时，所述设备可以递送适当的电刺激信号或用于恢复或维持更为正常的节律的多个信号。例如，imd可以在检测到心搏停止、心动过速或心动过缓时向心脏递送起搏脉冲，并且在检测到心动过速或纤颤时向心脏递送心脏复律或除颤电击。

技术实现要素：

总体上，本公开涉及用于在将电刺激脉冲(如心脏复律(cv)或除颤(df)电击)递送到患者的心脏之后感测心脏信号并控制刺激后起搏脉冲的技术。根据本公开的技术操作的可植入心律转复除颤器(icd)感测心脏电信号事件，并且对电击后起搏期期间的电击后起搏脉冲的递送进行控制。如果在所述起搏逸搏间期期间感测到的心脏事件不符合逸搏间期重置标准，则所述icd允许逸搏间期定时器在所述电击后起搏期期间继续运行逸搏间期。

在一个示例中，本公开提供了一种方法，包括：向患者的心脏递送电击，设置逸搏间期定时器以用于在递送所述电击之后开始运行逸搏间期，响应于在所述逸搏间期期间由所述医疗设备接收到的心脏电信号越过感测阈值而感测心脏事件，判定所述心脏事件是否符合重置标准，如果所述心脏事件不符合所述重置标准则允许所述逸搏间期定时器继续运行所述逸搏间期，以及响应于所述心脏事件符合所述重置标准来重置所述逸搏间期定时器。

在另一个示例中，本公开提供了一种医疗设备，包括：治疗递送模块，所述治疗递送模块被配置成用于经由耦合到所述医疗设备的电极而向患者的心脏递送电击；感测模块，所述感测模块被配置成用于接收心脏电信号；以及控制模块，所述控制模块耦合到所述感测模块和所述治疗递送模块。所述控制模块被配置成用于设置逸搏间期定时器以用于在所述治疗递送模块递送所述电击之后开始运行逸搏间期，判定感测到的心脏事件是否符合重置标准，如果所述心脏事件不符合所述重置标准则允许所述逸搏间期定时器继续运行所述逸搏间期，以及响应于所述心脏事件符合所述重置标准而重置所述逸搏间期定时器。

在另一个示例中，本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质，包括多条指令，所述指令在由医疗设备中的控制模块执行时使得所述医疗设备经由耦合到所述医疗设备的电极而向患者的心脏递送电击，设置逸搏间期定时器以用于在递送所述电击之后开始运行逸搏间期，响应于由所述医疗设备接收到的心脏电信号越过感测阈值而感测心脏事件，判定所述心脏事件是否符合重置标准，如果所述心脏事件不符合重置标准则允许所述逸搏间期定时器继续运行所述逸搏间期，并且响应于所述心脏事件符合所述重置标准而重置所述逸搏间期定时器。

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

附图说明

图1是植入有示例imd系统的患者的概念图，所述imd系统包括耦合到皮下除颤和感测引线的icd。

图2是图1中患者的横向视图，示出了植入在替代位置的除颤和感测引线。

图3是根据一个实施例的icd的示意图。

图4是由图1的icd执行的用于感测心脏事件并且在将心脏复律/除颤(cv/df)电击脉冲递送到所述患者的心脏之后递送电击后起搏脉冲的方法的流程图。

图5是根据一个示例的电击后感测时期cv/df电击脉冲的概念图。

图6是根据一个示例的用于在图5的电击后起搏期期间控制起搏脉冲的方法的流程图。

图7是心脏电信号和自动调整后的电击前r波感测阈值的图。

图8是时序图，展示了根据一个示例的心脏电信号、自动调整后的r波感测阈值以及由电击后icd产生的r波感测事件信号。

图9是图8所示的起搏后衰减序列的一部分的放大图。

图10是时序图，展示了根据另一个示例的心脏电信号、自动调整后的r波感测阈值以及由之后的icd产生的r波感测事件信号。

具体实施方式

总体上，本公开描述了用于感测心脏事件并确定需要对患者心脏进行电击后起搏的技术。当检测到可电击心律时，由icd递送cv/df电击。在此公开的技术包括由icd执行的用于控制电击后起搏逸搏间期以及在电击后起搏脉冲之后自动调整心脏事件感测阈值的方法。

可电击心律失常是指向心室之一或两者递送电击治疗的异常心律。可电击心律失常可包括室性心动过速(vt)和心室纤维性颤动(vf)。可电击心律失常通常对患者造成直接危险，并且需要治疗以确保患者的安全。另一方面，不用电击复律的心律失常是指通常不需要向任一心室递送电击治疗的正常或异常内在心律。不用电击复律的心律可以包括室上性心动过速(svt)，其包括窦性心动过速、房性心动过速(at)、心房纤维性颤动(af)、心房扑动、房室结折返性心动过速(avnrt)、房室性往复性心动过速(avrt)等等。不用电击复律的心律失常通常不会对患者造成直接危险。因此，不用电击复律的心律失常可以不进行治疗，即不向心脏递送电击治疗。在其他情况下，可以使用电刺激治疗来治疗不可电击心律失常，但是所述电刺激治疗可以是低压起搏治疗或不被递送到所述患者的心室。

电击治疗通常包括至少一次高压电击脉冲，所述高压电击脉冲可以在至少10焦耳到高达35焦耳的范围内而用于携带心内心脏复律/除颤电极的经静脉引线系统，并且可以在至少65焦耳到高达80焦耳的范围内而用于携带心外心脏复律/除颤电极的皮下引线系统。在递送电击治疗之后，需要准确判定所述可电击心律是否已经终止，从而使得在所述可电击心律失常没有终止的情况下可迅速地递送通常具有较高的或最大的电击能量的另一次电击。在某些情况下，即使所述电击成功地终止了可电击心律，也需要电击后起搏来治疗在心脏从cv/df电击中恢复的同时在电击后可能发生的心搏停止或低振幅r波。

由icd经由耦合到所述icd的植入电极来接收心脏电信号，如皮下心电图(ecg)或心内电描记图(egm)。所述心脏电信号由所述icd来分析，以初步检测可电击心律，重新检测所述电击后的可电击心律，和/或确定对于电击后起搏的需求。所述心脏电信号包括伴随所述心室的去极化而来的心脏事件信号(例如，r波)以及伴随复极化而来的心脏事件信号(例如，t波)。

根据本公开的icd包括感测模块，所述感测模块被配置成用于在电击后感测时期期间使用自动调整后的起搏后心脏事件感测阈值来感测在递送电击后起搏脉冲之后的心脏事件信号(如r波)，其使icd能够在电击后起搏脉冲后可靠地感测心脏事件。与用于电击前的自动调整的感测阈值相比，在所述电击后感测时期期间使用的起搏后心脏事件感测阈值(例如，r波感测阈值)的自动调整被修改，用于促进低振幅后电击后纤颤波或电击后心搏停止的适当检测。所述icd包括治疗递送模块，用于在基于感测到的心脏事件的特征来控制的逸搏间期定时器到期时产生电击后起搏脉冲。

图1是植入有示例imd系统10的患者12的概念图，示例imd系统10包括耦合到除颤引线16的icd14。除颤引线16包括连接到icd14的近端以及包括一个或多个电极的远端。除颤引线16在图1中示出为例如皮下植入在皮肤和胸腔32和/或胸骨22之间的组织和/或肌肉中。除颤引线16从icd14向剑突20在皮下延伸。在剑突20附近的位置，除颤引线16弯曲或转动并且基本上平行于胸骨22在上方皮下延伸。虽然在图1的示例中示出为是从胸骨22横向偏离并且基本上平行于胸骨22延伸，但是除颤引线16可以植入在胸骨22上方，偏离胸骨22，但是不平行于胸骨22(例如，在近端或远端处从胸骨22横向成角)。

在其他情况下，引线16可以植入在其他血管外位置。如图2中患者12的横向视图所示，引线16可以至少部分地植入到胸骨后位置，例如在胸腔和/或胸骨22和心脏26之间。在一种这样的构造中，引线16的近侧部分从icd14朝向胸骨22(在图2的横向视图中看不到)皮下延伸，并且引线16的远侧部分在前纵隔36中在胸骨22的下面或下方延伸。前纵隔36在侧面由胸膜39界定，在后面由心包38界定，并且在前面由胸骨22界定。

在一些情况下，前纵膈36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔36包括一定量的疏松结缔组织(如蜂窝组织)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨后肌肉组织(例如胸横肌)、胸廓内动脉的分支以及胸廓内静脉。在一个示例中，引线16的远侧部分基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨后肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。引线16可以至少部分地植入其他胸廓内位置，例如其他非血管心包外位置，包括间隙、组织或围绕心包的周边并且邻近但不连接到心包或心脏26的其他部分的其他解剖特征，并且不在胸骨22或胸腔的上方。

在另一个示例中，icd14可以皮下植入在前侧中间位置的胸腔32外部。引线16可以皮下穿透到与患者12的一部分背阔肌相邻的位置，从icd14的中间植入囊袋横向地、向后地向患者背部到与心脏26相对的位置，使得心脏26通常置于icd14与远侧电极线圈24和远侧感测电极28之间。

再次参考图1，引线16包括细长的引线主体18，引线主体18承载沿着引线主体18的长度的远侧部分定位的电极24、28和30。引线主体18使从相应的电极24、28和30延伸穿过所述引线主体18的一个或多个细长的电导体(未示出)与耦合到icd14的近端连接器(未示出)绝缘。引线主体18可以由非导电材料形成，如硅胶、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物或其他合适的材料，并且成形为形成所述一个或多个导体延伸的一个或多个腔。所述导体经由icd连接器组件17中的连接而电耦合到icd电路(如治疗模块或感测模块)，icd连接器组件17包括用于接收引线16的近端连接器的连接器孔以及穿过icd外壳15的相关电馈通件。所述电导体将治疗从icd14内的治疗模块传输到一个或多个电极24、28和30，并将心脏电信号从一个或多个电极24、28和30传输到icd14内的感测模块。

除颤引线16在图1中示出为包括除颤电极24，其可以是沿着除颤引线16的远侧部分的细长线圈电极。除颤电极24位于引线16上，使得当icd系统10被植入时，除颤电极24与icd14的外壳或罐电极15之间的治疗向量基本上穿过或横穿心脏26的(多个)心室。

除颤引线16也包括朝向除颤引线16的远侧部分定位的一个或多个感测电极28和30。在图1所示的示例中，感测电极28和30通过除颤电极24彼此分离。换言之，感测电极28位于除颤电极24的远端，并且感测电极30位于除颤电极24的近端。icd系统10可以经由一个或多个感测载体来感测心脏26的电活动，所述一个或多个感测载体包括电极28和30与icd14的外壳或罐电极15的组合。例如，icd14可以接收横穿电极28和30之间的感测向量、电极28和导电外壳或罐电极15之间的感测向量、电极30和导电外壳或罐电极15之间的感测向量、或者电极28、30和外壳或罐电极15的任何组合的皮下ecg信号。在一些情况下，icd14甚至可以使用包括除颤电极24的感测向量来感测心脏电信号。

icd14对从一个或多个上述感测载体接收的电信号进行分析以检测和治疗可电击快速性心律失常(如vt或vf)。icd14可以响应于检测到vt或vf而经由除颤电极24递送一次或多次心脏复律或除颤电击。icd14还可以在起搏能力可用时在心脏复律或除颤电击之后提供起搏治疗，如抗心动过速起搏(atp)和/或电击后起搏。如本文所述，icd14分析在递送cv/df电击之后从所述感测载体中的一个或多个接收到的心脏电信号，以判定是否需要电击后起搏或者是否需要重复的cv/df电击。如果需要电击后起搏，icd14根据本文所述的技术来控制所述起搏定时和起搏后感测。

icd14包括外壳15，在本文中也被称为外壳电极或罐电极15，其形成保护icd14的内部电子部件的气密密封。外壳15可以由导电材料(如钛、钛合金或其他导电材料)形成以用作电极。外壳15可以起“金属壳电极”的作用，因为导电外壳或其一部分可以耦合至内部电路，在感测或心脏复律/除颤电击递送过程中，所述内部电路有待用作无关电极或地电极。

icd14还包括连接器组件17(也称为连接器块或头部)，其包括电馈通件，通过所述电馈通件在引线16内的电导体和包括在外壳15内的电子部件之间进行电连接。如本文将进一步详细描述的，外壳15可以封闭一个或多个处理器、存储器设备、发射器、接收器、传感器、感测电路、治疗电路以及其他适当的部件。

图1中所示的示例在本质上是说明性的，并且不应被认为是对本披露中描述的技术的限制。在其他示例中，icd14和一个或多个相关联的引线可以植入在其他位置。例如，icd14可以植入右胸部的皮下囊袋中。在这种情况下，除颤引线16可以皮下地从设备处朝着胸骨22的胸骨柄延伸，并且皮下地或胸骨下地从胸骨22的胸骨柄在下地弯曲或翻转并且延伸，基本上平行于胸骨。

本文公开的技术可以实现于许多icd和电极配置中，所述配置包括一个或多个基于外壳的电极和/或一个或多个基于引线的电极，用于启用跨一个或多个感测载体形成的心脏电信号的感测并且用于将包括至少一种电击治疗的电刺激治疗递送到心脏26。imd系统10是血管外imd系统，因为引线16定位在血管、心脏26和心包38外部的血管外位置。应当理解，虽然icd14和引线16可以定位在患者12的皮肤和肌肉层之间，但是icd14和任何相关联的引线可以定位在患者的任何血管外位置，如在肌肉层之下，或者甚至在胸腔内。

外部设备40被显示为通过通信链路42与icd14进行遥测通信。外部设备可以包括处理器52、显示器54、用户界面56和遥测单元58。处理器52控制外部设备的操作，并且处理从icd14接收的数据和信号。可以包括图形用户界面的显示器54向用户显示数据和其他信息，用于查看icd操作以及从icd14检索的编程参数和ecg信号。用户界面56可以包括鼠标、触摸屏、键盘等，以使用户能够与外部设备40交互，以启动与icd14的遥测会话，用于从icd14检索数据和/或向icd14发送数据。遥测单元58被配置成用于与包括在icd14中的遥测模块进行双向通信，并且被配置成用于结合处理器52进行操作，用于经由通信链路42发送和接收与icd功能相关的数据。

可以使用射频(rf)链路(如蓝牙、wi-fi或医疗植入通信服务(mics))或其他rf带宽在icd14和外部设备40之间建立通信链路42。外部设备40可以呈现为在医院、诊所或医生办公室中使用的编程器，以从icd14检索数据并且对icd14中的操作参数和算法进行编程而用于控制icd14功能。例如，外部设备40可以用于编程心脏事件感测参数，如用于在电击后感测时期期间根据起搏后衰减序列来控制心脏事件感测阈值的参数，如下所述。外部设备40可以用于编程icd治疗控制参数，包括电击后起搏控制参数和电击治疗控制参数。外部设备40还可以用于对icd快速性心律失常检测参数以及与ecg心脏事件信号的心率、间期和/或形态相关的标准进行编程。外部设备40可以替代地体现为家庭监护仪或手持设备。

在美国专利号8,332,022(brown等人)、美国专利号5,447,519(peterson)以及美国专利号7,496,409(greenhut等人)中总体上公开了可以实施本文公开的技术而用于心脏事件的电击后感测和在电击治疗后检测可电击心律的其他imd系统的实例，所有这些专利通过引用以其全文结合在此。

图3是根据一个示例的icd14的示意图。封装在外壳15内的电子电路包括软件、固件和硬件，所述软件、固件和硬件协作地监测一个或多个ecg信号，确定何时需要cv/df电击或起搏治疗，并且递送规定的cv/df和起搏治疗。在一些示例中，icd14可以耦合到承载电极(如电极24、28和30)的引线(如引线16)，定位成与患者的心脏有操作关系而用于在电击治疗之外递送心脏起搏脉冲(包括电击后起博)，并且因此可以包括递送低电压起搏脉冲以及高压电击脉冲的能力。

icd14包括控制模块80、存储器82、治疗递送模块84、电感测模块86、遥测模块88以及心脏电信号分析器90。电源98在需要时向icd14的电路(包括模块80、82、84、86、88、和90中的每一者)提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，如一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。

图3中示出的功能块表示可以包含在icd14中的功能，并且可以包含实现能够产生归属于本文的icd14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。例如，所述模块可以包括模拟电路，例如，放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。所述模块还可以包括数字电路，例如模数转换器、组合逻辑电路或时序逻辑电路、集成电路、处理器、asic、存储器设备等。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁的、或电的非瞬态计算机可读存储介质，比如，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。而且，存储器82可以包括存储指令的非临时性计算机可读存储介质，在由一个或多个处理电路执行这些指令时使控制模块80或其他icd模块执行归属于icd14的各个功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上述列出的介质中的任何一种，其中唯一的例外是瞬态传播的信号。

此处可以将归属于所述模块的功能具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或其任何组合。将不同特征描绘为模块旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种模块必须由分开的硬件或软件部件来实现。相反，可由分开的硬件或软件部件来执行与一个或多个模块相关联的功能、或者将其整合在共同的硬件或软件部件内。例如，由心脏电信号分析器90执行的用于确定对由icd14递送的治疗的需要的心律失常检测操作可以在执行存储在存储器82中的指令的控制模块80中实现。

如本文使用的，术语“模块”指代专用集成电路(asic)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享、专用或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他适合部件。用于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所述设备中使用的特定系统架构以及由所述设备采用的特定检测和治疗递送方法来确定。在考虑到本文中的公开的情况下，在任何现代icd的背景下提供软件、硬件、和/或固件以完成所述功能在本领域技术人员的能力之内。

控制模块80与治疗递送模块84、心脏电信号分析器90以及电感测模块86通信，以便感测心脏电活动、检测心律、并且响应于感测到的信号而生成心脏治疗。治疗递送模块84和电感测模块86电耦合到由引线16(图1所示)和外壳电极15承载的可以用作公共电极或接地电极的电极24、28和30。

电感测模块86选择性地耦合到电极28、30和外壳电极15，以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可以另外选择性地耦合到电极24。感测模块86能够选择性地监测从可用电极24、28、30和15中选择的一个或多个感测向量。例如，感测模块86可以包括切换电路，所述切换电极用于选择电极24、28、30和外壳电极15中的哪一些被耦合以感测在感测模块86中所包括的放大器。切换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放大器耦合至所选择的电极的任何其他类型的切换设备。

在一些示例中，电感测模块86包括用于感测选自电极24、28、30和外壳电极15的多个ecg感测向量的多个感测通道。感测模块86在图3的示例中被示为包括两个感测通道83和85。每个感测通道83和85可以被配置成用于放大并过滤从耦合到相应感测通道的选定电极接收到的ecg信号，以改善用于感测心脏事件(例如，r波)的信号质量。

在一个示例中，第一感测通道83(ecg1)可以可选择地被配置成用于对感测电极28和icd外壳电极15之间的ecg信号进行感测，并且第二感测通道85(ecg2)可以可选择地被配置成用于对感测电极30和icd外壳电极15之间的ecg信号进行感测。在另一个示例中，一个感测通道83或85可以使用电极28和30来接收ecg信号，并且另一个感测通道83或85可以使用与外壳电极15配对的电极28和30之一来接收ecg信号。

每个感测通道83和85包括心脏事件检测电路，用于从跨过所选择的电极24、28、30或15上形成的接收到的ecg信号来感测心脏事件信号。根据可以存储在存储器82中的感测控制参数来自动地调整每个感测通道83和85使用的心脏事件感测阈值。可以在控制模块80、感测模块86或两者的组合中实现对每个感测通道83和85的自动调整后的心脏事件感测阈值的控制。当相应的接收到的ecg信号在消隐间期之外越过自动调整心脏事件感测阈值时，给定感测通道83和85对心脏事件进行感测。

如下所述，感测模块86可以在递送cv或df电击之后的电击后感测时期期间根据起搏后衰减序列和感测后衰减序列来控制所述自动调整心脏事件感测阈值。可替代地，在起搏脉冲之后需要快速恢复感测或需要感测来从心搏停止(其需要通过起搏进行治疗)中辨别出细小的vf(其需要通过递送电击来进行治疗)的其他情况下，感测模块86可以根据起搏后衰减序列和感测后衰减序列来控制自动调整心脏事件感测阈值。

所述起搏后衰减序列至少包括初始感测阈值振幅和起搏后下降时间间期，并且可以包括至少一个起搏后衰减率。所述起搏后衰减序列用于调整由感测通道83和85所使用的r波感测阈值，直到在递送电击后起搏脉冲之后由相应的感测通道83或85产生所述第一r波感测信号。

在由给定的感测通道83或85产生第一起搏后r波感测信号之后，感测模块86根据用于感测r波的感测后衰减序列来控制对于所述感测通道的自动调整r波感测阈值，直到递送下一次电击后起搏脉冲。所述感测后衰减序列至少包括初始感测阈值振幅和感测后下降时间间期，并且可以包括至少一个衰减率。

由第一感测控制参数集合来控制所述起搏后衰减序列，并且所述感测后衰减序列由不同于所述第一感测控制参数集合的第二感测控制参数集合来控制，从而使得所述起搏后衰减序列与所述感测后衰减序列不同。例如，至少根据不同的控制参数来设置所述初始阈值振幅而用于所述起搏后衰减序列和感测后衰减序列。可以使用相同的或不同的起搏后衰减序列控制参数来独立地控制每个感测通道83和85的心脏事件感测阈值。

每当所述滤波的和整流的心脏电信号在消隐间期之外越过给定通道83或85的自动调整感测阈值时，产生心脏事件检测信号(本文也称为“感测事件信号”，如“r波感测事件信号”)并传送到控制模块80和/或心脏信号分析器90。例如，当经滤波和整流的心脏电信号越过给定通道83或85的自动调整r波感测阈值时，r波感测事件信号可以被传送到快速性心律失常检测器94和心脏信号分析器90的定时电路92。

在由定时电路92设置的逸搏间期期间由感测通道83或85产生的感测事件信号使得心脏信号分析器90判定是否符合逸搏间期重置标准，如以下进一步描述的。在一些示例中，并非所有感测事件信号都将导致所述逸搏间期定时器被重置。只有与符合逸搏间期重置标准的感测到的事件相对应的感测事件信号将导致所述逸搏间期定时器被重置。换句话说，除了要求所述心脏信号在消隐间期之外越过所述心脏事件检测阈值，所述重置标准还包括多个要求。在一些示例中，可以在感测到的事件之后应用感测不应期。在不应期内感测到的事件可能会或可能不符合重置标准，取决于具体应用。

如果在所述逸搏间期期间感测到的事件符合逸搏间期重置标准，则所述逸搏间期定时器被重置。如果在所述逸搏间期期间不符合重置标准，则所述逸搏间期到期，并且递送电击后起搏脉冲。如果感测模块86中包括两个(或更多个)感测通道83和85，则符合所述逸搏间期重置标准的通道83或85上的感测到的心脏事件可以使定时电路92重置所述逸搏间期定时器。换句话说，单个通道上的心脏事件所符合的重置标准可能导致所述逸搏间期被重置，而无需心脏事件符合另一个(多个)通道上的重置标准。

在所述电击后起搏期期间，由于起搏脉冲是根据需要递送的，所以可以由心脏信号分析器90来执行ecg信号分析，以使用从感测模块86接收到的感测事件信号和/或数字化心脏信号来重新检测可电击心律。使用实施的重新检测算法来执行可电击心律的重新检测。本文中公开的用于感测心脏事件并在电击后起搏期期间递送起搏脉冲的技术并不限于特定的重新检测算法。

感测模块86可以包括用于将来自于一个或所有感测通道83和85的数字ecg信号提供给控制模块80和/或心脏信号分析器90的模拟数字转换器。例如，如上所述的两个ecg信号可以各自通过感测模块86转换为多位数字信号，并提供给用于执行ecg形态分析的快速性心律失常检测器94。所述ecg信号形态分析可以用于重新检测电击后的可电击心律。

心脏信号分析器90包括用于检测和区分可电击和不可电击心律的快速性心律失常检测器94。心脏信号分析器90还可以包括定时电路92，定时电路92包括各种定时器和/或计数器，用于测量时间间期(如rr间期)，设置时间段或窗口，如形态学模板窗口、相对于r波检测信号的形态学分析窗口、电击后心脏信号分析时间段(本文也称为“信号分析时段”)，或用于执行心脏信号分析器90的其他定时相关功能，包括同步心脏复律电击或由治疗递送模块84递送感测到的心脏事件的其他治疗。定时电路92可以包括逸搏间期定时器，所述逸搏间期定时器用于在本文所述的电击后感测时期期间控制由治疗模块82进行的电击后起搏脉冲的递送。

由定时电路92使用从感测模块86接收到的r波检测信号的定时来确定感测事件信号之间的rr间期。速发性心律失常检测器94可以对落入不同心率检测区域的定时电路92所测量的rr间期进行计数，所述不同心率检测区域用于确定心室率或执行其他用于检测和区分可电击和不可电击心律的基于心率或基于间期的评估。

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)、美国专利号8,301,233(zhang等人)以及美国专利号8,437,842(zhang等人)中总体上公开了可以由icd14执行的用于检测、区分和治疗可电击心律的算法的实例，其适于包括本文所述的用于感测电击后心脏信号并根据需要递送电击后起搏的技术，所有这些专利通过引用以其全文结合在此。检测算法对于危及生命的可电击vt和vf的存在或不存在而言是高度敏感和特定的。

应当注意的是，所实现的心律失常检测算法不仅可以利用ecg信号分析法，而且还可以利用补充传感器96，如血压、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等，以便由处理和控制模块80促进判定是施加治疗还是停止治疗。

治疗递送模块84包括高压(hv)治疗递送模块，所述高压治疗递送模块包括用于递送hvcv/df电击脉冲的一个或多个hv输出电容器。所述高压治疗递送模块可以被配置成用于产生和递送心脏起搏脉冲，例如，使用由引线16承载的电极来递送的经胸起搏脉冲而用于治疗电击后心搏停止，和/或在icd测试期间递送以诱导vt或vf的快速性心律失常感应脉冲。在其他情况下，治疗递送模块可以包括用于递送心脏起搏脉冲(包括电击后起搏脉冲)的低压治疗递送模块。当检测到恶性心动过速时，所述hv电容器通过hv充电电路被充电到预编程的电压电平。在一些示例中，响应于由心脏信号分析器90进行的心动周期长度估计，控制模块80可以决定开始对hv输出电容器进行充电。如果由心脏信号分析器90进行的附加信号分析确认了对可电击心律的再次检测，则hv输出电容器继续进行充电，并且递送另一次电击。

在检测到hv电容器已经达到递送所编程的电击能量所需的电压的来自治疗递送模块84的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发所述hv电容器的放电。以这种方式，控制模块80控制治疗递送模块84的高压输出电路的操作，以使用除颤电极24和外壳电极15递送高能量心律转复/除颤电击。定时电路92可以用于控制由治疗递送模块84递送的r波同步cv电击脉冲。

治疗递送模块84可以被配置成用于递送(经由所述hv治疗递送模块或所述低压治疗递送模块)相对较高的振幅起搏脉冲，例如，高达40伏以上或高达200毫安以上，以提供皮下递送的经胸起搏脉冲。治疗递送模块84可以被编程为递送脉冲宽度在5ms到10ms之间的脉冲。例如，可以递送200ma的电击后起搏脉冲，其具有在15和40伏特之间的振幅以及在8和10ms之间的脉冲宽度而用于治疗电击后心搏停止。在一些示例中，根据美国专利号5,018,522(mehra)中公开的方面，治疗递送模块84可以被配置成用于经胸递送起搏脉冲，其采用斜坡起搏脉冲来减少与经胸起搏有关的疼痛。可以选择起搏脉冲的振幅、形状和持续时间以提供经胸电击后起搏脉冲，所述起搏脉冲在使患者的不适最小化的同时有效夺获心脏以治疗电击后心搏停止。

本文描述的某些电击后感测和电击后起搏的功能可以在控制模块80、心脏信号分析器90、治疗递送模块84、电感测模块86以及存储在存储器82中的感测和治疗递送控制参数中协同执行。可以经由遥测模块88将用户可编程的控制参数编程到存储器82中。遥测模块88包括用于使用rf通信与外部设备40(图1所示)通信的收发器和天线。在控制模块80的控制下，遥测模块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。

与可电击心律的检测和cv/df电击的递送相关的ecg发作事件数据可以存储在存储器82中，并且在接收到询问命令时由遥测模块88发送到外部设备40。临床医生回顾发作事件数据便于对患者心脏状态的诊断和预后以及治疗管理决定，包括选择用于检测可电击心律的可编程控制参数，感测心脏信号以及递送治疗。

图4是由icd14执行的用于感测心脏事件和递送电击后心脏起搏的方法的流程图200。结合本文呈现的流程图和时序图公开的方法旨在控制用于在递送心室cv/df电击之后感测r波的r波感测阈值，并且用于控制在电击后起搏期期间的心室起搏脉冲的定时。然而，可以想到，本文公开的技术可以被实施用于在递送电击后起搏脉冲并递送电击后心房起搏脉冲之后感测心房腔中的p波。此外，可以在递送其他类型的电刺激治疗(如抗心动过速起搏治疗)或快速性心律失常感应脉冲或其他类型的电刺激脉冲之后实施用于控制本文所公开的起搏后心脏事件感测阈值的方法的方面。因此，如本文所述的用于控制自动调整心脏事件感测阈值的起搏后衰减序列也可以称为“刺激后衰减序列”，并且可以不仅限于电击后起搏应用。

对于感测模块86的给定感测通道83或85，总体上描述了结合流程图200以及本文呈现的其他流程图和时序图所描述的心脏感测过程。可以理解，这些过程可以与感测通道83或85之一结合执行，但是可以与控制模块80和心脏信号分析器90组合在感测通道83和85两者中同时执行。

流程图200旨在展示icd14的功能操作，并且不应当被解释为反映实践所描述的方法所需的软件或硬件的特定形式。据信，将主要通过所述设备中所采用的特定系统架构以及通过icd所采用的特定检测方法和治疗递送方法来确定软件、硬件和/或固件的特定形式。在考虑到本文中的公开的情况下，在任何现代icd的背景下提供软件、硬件、和/或固件以完成所述功能在本领域技术人员的能力之内。

结合在此呈现的流程图所描述的方法可以在非瞬态计算机可读介质(例如，包括在存储器82中)中实现，所述非瞬态计算机可读介质包括用于使可编程处理器执行所述方法的指令。所述指令可以被实现为一个或多个软件模块，所述软件模块由它们自己活着与其他软件组合地执行。

在框202，icd控制模块80确定电击前(或更普遍地，是刺激前)心脏事件振幅。在一些情况下，使用至少一个刺激前事件振幅来控制刺激后心脏事件感测阈值，所述刺激后心脏事件感测阈值可以是例如结合图6至图9的如下所述的电击后感测阈值或起搏后感测阈值。icd控制模块80可以确定由心脏信号分析器90所确定的并存储在存储器82中的qrs形态学模板的峰值r波振幅。在一些实例中，确定qrs形态学模板并存储而用于区分可电击和不可电击心律。可以在已知心律期间存储qrs形态学模板，例如在已知的起搏或非起搏窦性心律期间，并且与未知心律期间的心脏电信号进行比较。如果未知心律期间的信号与所述模板匹配，则所述未知心律被检测为对应于所述模板的心律，例如，不可电击窦性心律或其他不可电击室上性心律。

如果将icd14配置为用于确定和存储qrs形态学模板，则可以从所述qrs模板来确定电击前r波振幅，例如，作为在没有心脏起搏的情况下起源于心房的一个或多个固有地感测到的心跳的模板的峰值r波振幅。可以从经滤波的心脏电信号来测量所述电击前心脏事件振幅，所述经滤波的心脏电信号是使用与由用于感测心脏事件的相应感测通道83或85相同的滤波特性(例如，滤波器带通)来进行滤波的。在美国专利号6,745,068(koyrakh等人)中总体上公开了可以用于自动生成可以确定电击前心脏事件振幅的非起搏r波模板的方法，所述专利通过引用以其全文结合在此。

icd控制模块80可以另外确定由心脏信号分析器90在已知的不可电击心律期间确定的p波形态学模板的峰值振幅。可以在框202处确定并存储所述电击前p波振幅和所述电击前r波振幅两者，并且由感测模块86使用以设置起搏后r波感测阈值的初始值。所述(多个)电击前心脏事件振幅可以另外地或替代地用于检测符合用于重设如下所述的逸搏间期的逸搏间期重置标准的感测事件。

在其他示例中，所述电击前事件振幅可以由感测到的一个或多个心脏事件的峰值振幅来确定。例如，所述电击前事件振幅可以被确定为最多十二个连续的或非连续的感测事件的最大峰值振幅的平均值。在一些示例中，确定所述电击前事件振幅以表示在不可电击心律期间的预期的心脏事件振幅。因此，在框202处通常在不可电击心律期间确定所述电击前事件振幅，而不是在紧接在递送电击之前检测到的可电击心律期间。在其他示例中，可以从刚好在检测可电击心律之前感测到的心脏事件来确定所述电击前事件振幅，可以将所述电击前事件振幅存储为发作前信号样本。在另外其他示例中，可以从在发作被检测为可电击心律的过程中感测到的心脏事件来确定所述电击前事件振幅。

所述电击前事件振幅可以存储在存储器82中，并且每当qrs形态学模板或p波模板被更新时可以被更新，所述事件振幅是从所述qrs形态学模板或p波模板中导出的。如果从在电击治疗之前的感测到的心脏事件来确定所述电击前事件振幅，则所述事件振幅可以在框202处定期地或者根据需要进行更新。例如，如果耦合到给定感测通道83或85的电极改变，则在框202处更新所述电击前事件振幅，以将相关的电击前事件振幅提供给新选择的感测载体。可以在终止可电击心律之后，在抗心动过速起搏治疗或递送另一种治疗或进行治疗调整之后，在icd编程改变之后，或者在进行可能使由感测通道83和85感测到的心脏事件的振幅改变的任何其他与icd相关的或其他改变(如处方改变)之后，对电击前事件振幅进行更新。对所述电击前事件振幅的更新可由icd14自动执行，或由与外部设备40交互的使用者手动触发。

在框204，由icd14检测到可电击心律。框204处的初始的可电击心律检测发生在窦性心律、不可电击室上性心律或心脏起搏之后。使用在icd14中实施的检测算法来检测所述可电击心律。本文公开的用于在电击后时段期间感测和起搏的技术并不限于以在递送初始cv/df电击之前用于初始可电击心律检测的特定检测算法来实践。在框204，以上并入的专利中公开的技术可以用于初始可电击心律的检测。

在框204检测到可电击心律之后，在框206递送cv/df电击。在框208，应用电击后消隐间期，在所述电击后消隐间期期间，禁止感测模块86感测心脏事件并产生心脏事件信号(或者心脏信号分析器90可以忽略任何产生的心脏事件信号)。所述电击后消隐间期被设置为允许在重新启用感测模块86感测心脏事件之前的电击后电极极化恢复。在一个示例中，所述电击后消隐间期为1.5秒长，但是可以设置为大于或小于1.5秒的间期，取决于给定的icd系统中电击后电极极化恢复所需的时间间期。

在框209，在所述消隐间期到期之后开始电击后感测时期。在所述电击后感测时期间，由感测模块86根据感测控制参数来控制所述心脏事件检测阈值，所述感测控制参数至少可以明确地定义以下各有项：用于感测电击递送之后的第一固有心脏事件的电击后衰减序列，用于在所述电击后感测时期期间感测心脏事件之后控制所述心脏事件感测阈值的感测后衰减序列，以及用于在所述电击后起搏期期间递送起搏脉冲之后控制所述心脏事件感测阈值的起搏后衰减序列。以下结合图8至图10来描述在所述电击后感测时期期间对所述心脏事件检测阈值的自动调整。

如图4所示，在一些示例中，可以在开始电击后起搏期之前开始所述电击后感测时期。如以下结合图5所述，所述电击后感测时期可以包括第一信号分析时段，随后是电击后起搏期。心脏起搏可以在所述第一个信号分析时段期间被抑制，但是在所述电击后起搏期期间启用以根据需要治疗电击后心搏停止或电击后心动过缓。在所述电击后感测时期期间感测到的心脏事件用于确定是否需要另一次电击(在重新检测可电击心律的情况下)并确定是否需要电击后起搏来治疗心搏停止或心动过缓。

在框210，心脏信号分析器90根据所述电击后感测方案而至少基于在所述信号分析时段期间感测到的心脏事件来对所述心脏电信号的第一电击后信号分析时段进行分析并分类为可电击或不可电击时段。所述信号分析时段可以是n秒时间间期，在此期间，由感测模块86执行r波感测和/或形态分析而用于确定在所述信号分析时段期间所述心律是否是可电击。可以在信号分析时段期间禁止治疗递送模块84递送起搏脉冲。至少在所述信号分析时段的初始部分期间不递送电击后起搏，以使得心脏信号分析器90能够迅速判定所述信号分析时段是否是可电击时段。控制模块80可以控制治疗递送模块84响应于在框212处将所述第一电击后信号分析时段分类为可电击时段而在框214处开始对高压电容器进行充电。

在框212处将所述第一信号分析时段分级为可电击或者不可电击时段可以是初步心律分类。基于将所述第一信号分析时段分类为可电击时段，在重新检测可电击心律的预期下迅速开始对高压电容器的充电。可以在所述第一信号分析时段之后继续进行心脏信号分析，用于在框216处重新检测可电击心律，并且如果需要则在框206处递送电击。

在各种示例中，响应于至少一个信号分析时段符合至少一个可电击时段分类要求(如预计的或实际的心动周期长度小于可电击时段的阈值或极限)，可以在框214处开始进行电容器的充电。在其他情况下，响应于至少两个连续信号分析时段符合可电击时段分类标准(如小于vt/vf检测间期的预计的周期长度)，在框214开始进行电容器的充电。用于控制是否及何时电容器充电开始的方法总体上可以对应于在美国专利申请序列号14/519,220(代理人案卷号c00008273.usu1)中公开的技术，所述申请通过引用以其全文结合在此。

通过开始所述电击后起搏期而在框215处启用电击后起搏，所述电击后起搏期可以在所述第一信号分析时段到期时开始。在其他示例中，可以在框215处在递送电击之后的选定的时间间期启用电击后起搏，其不限于用于决定开始进行电容器充电或重新检测可电击心律的信号分析时段的起点或终点。例如，如果所述第一信号分析时段为n秒长，则可以递送电击后m秒时(可以在n秒时段期间或之后)使电击后起搏开始。在一些情况下，电容器充电可以在框214处开始，与所述电击后起搏期的开始同时进行。在其他情况下，电容器充电可以在电击后起搏时或电击后起搏期期间开始，或者根本不开始。例如，当所述第一信号分析时段期间或所述第一信号分析时段到期时，在框215处可以开始所述电击后起搏期，并且开始进行电容器充电的决定可能要求在开始进行电容器充电之前至少两个信号分析时段被分类为可电击时段。

在一些情况下，所述第一信号分析时段是n秒时段(例如，六秒时段)，在这段时间中基于在整个n秒时段期间产生的r波感测事件信号来确定或估计心脏事件周期长度。在整个n秒时段上或者小于整个n秒时段来进行形态学分析，例如，六秒时段的最后三秒。基于实际的或预计的周期长度和形态分析，在所述时段到期时将所述时段分类为可电击或不可电击时段。因此，在此说明性示例(1.5秒的电击后消隐时期加上六秒的信号分析时段)中，可以在框214处早在递送电击后7.5秒时开始进行电池充电。然而，所述电击后起搏时间可以从所述六秒信号分析时段的中途开始，从电击后4.5秒开始，以根据需要递送起搏脉冲。

如果治疗递送模块84被配置成用于使用所述hv治疗递送模块生成并递送cv/df电击和电击后起搏脉冲，则在框214处开始的电容器充电期间的某些时刻，可以暂停电击后起搏。在其他情况下，在电容器充电期间、直到所述电击后起搏期结束或检测到可电击心律，可以根据需要继续进行电击后起搏。

在一些示例中并且如图5所示，在框209处开始的电击后感测时期包含在框215处开始的电击后起搏期。心脏信号分析器90在所述电击后感测时期期间感测心脏信号，用于基于如框218所指示的到期的逸搏间期来确定是否需要电击后起搏。如果在所述电击后感测时期期间逸搏间期到期(在所述电击后起搏期开始之前或之后)，如在框218处所确定的，则可以在框220处在所述电击后起搏期开始时或之后递送电击后起搏脉冲。以下例如结合图8和图10来描述响应于所述电击后起搏期间的心脏感测事件的逸搏间期定时器的控制。在所述电击后感测时期期间感测到的心脏信号也可以用于在框216处重新检测可电击心律。

如果在框220处递送起搏脉冲，则感测模块86在框222处根据在递送起搏脉冲之后的起搏后感测阈值衰减序列来调整所述r波感测阈值。由心脏信号分析器90对所述起搏后感测阈值衰减序列期间感测到的心脏事件(框222)进行分析而用于控制逸搏间期定时器以及电击后起搏脉冲的递送。在图6的流程图300中更详细地描述了在框218、220和222中执行的步骤。

心脏信号分析器90继续分析感测到的心脏事件，用于在框218处判定是否重置所述逸搏间期定时器，直到在框224处所述电击后感测时期到期，或者直到在框216处重新检测到可电击心律。所述电击后感测时期可以长达30秒、长达一分钟或其他预定时间段。当所述电击后感测时期到期时，根据电击前感测控制参数而在框226处恢复正常的电击前心脏事件感测。

图5是在cv/df电击脉冲252之后的电击后感测时期254的概念图250。电击后消隐间期256紧跟在电击脉冲252之后，在此期间禁止心脏事件感测以允许电击后电极极化恢复。在消隐间期256到期262时，心脏信号分析时段258开始，并且启用心脏事件感测。在信号分析时段258(和消隐间期256)期间禁止电击后起搏。在分析时段258中分析心脏事件和/或心脏信号形态，用于将时段258分类为可电击或不可电击时段。响应于感测的事件可以设置起搏逸搏间期，但是在时段258期间不递送起搏脉冲。在一些示例中，在信号分析时段258期间不递送起搏脉冲，以允许确定实际的或预计的周期长度而有助于决定开始进行电容器充电。

在信号分析时段258到期264时，基于在时段258期间的心脏电信号的分析，由心脏信号分析器90产生(可电击或不可电击)的时段分类。在一个示例中，响应于在时段258期间感测到的r波的计数来估计所述心室周期长度，并且有助于所述时段分类。在信号分析时段到期264时，响应于分析时段258的可电击分类，可以开始进行高压电容器充电。在一个示例中，在没有预期限制的情况下，所述电击后消隐时期为1.5秒，并且初始信号分析时段258为3秒。因此，对于电击后的第一个4.5秒，没有递送电击后起搏，但如果需要则可以在电击后4.5秒开始进行电容器充电而为另一次cv/df电击做准备。

在信号分析时段258到期264时，启用电击后起搏。电击后起搏期260从信号分析时段258结束264时延伸直到电击后感测时期254到期266。在电击后起搏期260期间，由感测模块80根据起搏后衰减序列或感测后衰减序列来自动调整每个感测通道83和85的心脏事件检测阈值，所述起搏后衰减序列和感测后衰减序列都可以从用于在电击脉冲252之前控制心脏事件感测阈值的电击前衰减序列来进行修改。如下所述，在通过治疗递送模块84递送电击后起搏脉冲之后，在感测模块86感测到固有心脏事件之后使用感测后衰减序列86。

由感测模块86使用而在电击后起搏期260期间自动调整所述心脏事件检测阈值的感测控制参数可以不同于用于在信号分析时段258期间自动调整所述心脏事件感测阈值的感测控制参数。例如，感测模块86在电击后起搏期260期间使用起搏后衰减序列，所述起搏后衰减序列在信号分析时段258期间未被使用，因为在所述信号分析时段期间禁止起搏。用于在起搏期260期间控制所述心脏事件感测阈值的自动调整的感测后衰减序列可以与在信号分析时段258期间感测到固有事件之后使用的衰减序列相同或相似。

在信号分析时段258期间和在电击后起搏期260期间感测到的心脏事件用于确定需要在电击后起搏期260期间开始进行电击后起搏。例如，如果在时段258到期264之前的信号分析时段258期间起搏逸搏间期已经到期、并且心脏信号分析器90尚未接收到另一个r波感测事件而使得定时电路92开始新的起搏逸搏间期，可以在开始电击后起搏期260的情况下在264时递送电击后起搏脉冲。

另外，在起搏期260期间感测到的心脏事件可以用于重新检测可电击心律。信号分析时段258的分类、在电击后起搏期260期间感测到的心脏事件以及在电击后起搏期260期间的信号形态分析可以根据重新检测算法以任何组合使用。在电击后起搏期260期间可以发生对可电击心律的检测，导致起搏期260到期之前递送电击。

在一些实例中，将电击后起搏期260分为心脏信号分析时段，用以重新检测电击后的可电击心律。例如，如果电击后感测时期254是30秒长，则初始信号分析时段258可以是在电击后起搏期260期间的3秒时段，随后是9个以上3秒时段。每个时段可以在其到期时被分类为可电击或不可触及的时段。例如，如果三个最近的连续时段中的至少两个时段被分类为可电击时段，控制模块80可以使得治疗递送模块84能够递送电击。因此，例如在n秒信号分析时段到期时，可以提前终止电击后起搏期260。如果需要三个可电击时段中的两个时段来检测可电击心律，则当所述信号分析时段是三秒长时，所述电击后起搏时间可能至少为6秒。

在其他示例中，可以对感测到的心脏事件和心脏信号形态进行分析，而无需在电击后感测时期254期间对n秒时段进行分类。例如，可以以持续的逐个心跳来执行感测到的心脏事件、事件间期以及心脏信号形态，直到满足可电击心律的重新检测标准或者直到电击后感测时期254到期。然后，icd14可以恢复正常的电击前感测以及可电击心律的检测。

在电击后起搏期260期间，定时电路92响应于起搏和感测到的事件来控制逸搏间期定时器。起搏脉冲将开始起搏逸搏间期。符合逸搏间期重置标准的感测事件将重启所述逸搏间期定时器。在一些示例中，所有感测到的事件(消隐间期之外)可以用于在电击后起搏期260期间检测可电击心律的算法。然而，并非所有感测到的事件都将导致重新开始逸搏间期。由心脏信号分析器来对感测到的心脏事件进行分析以判定是否符合重置标准。如果不是，则所述感测到的心脏事件不会导致所述逸搏间期定时器重新启动，但是可以用于重新检测可电击心律。根据允许感测低振幅的纤颤波以及较高振幅的r波的衰减序列来自动调整所述心脏事件感测阈值，因此对检测可电击心律所需的事件进行感测以及用于控制递送起搏脉冲的事件。

可以由定时电路92控制各种时间间期，包括消隐间期256、信号分析时段258、电击后感测时期254和/或电击后起搏期260。在电击后感测时期254到期266时，终止电击后起搏期260。icd14可以恢复正常的电击前感测，所述电击前感测包括用于通过感测模块86控制所述心脏事件感测阈值的电击前衰减序列。在其他示例中，电击后起搏期260和电击后感测时期254可能没有固定的终点。如果在比vt/vf检测间期更长的循环长度上心律没有恢复到不可电击心律，则可以延长所述电击后感测时期。只要检测到心搏停止或达到一定的最大时间限制，可以继续进行电击后起搏。

图6是用于在电击后感测时期254期间控制心脏事件的感测并且用于在图5的电击后起搏期260期间控制起搏脉冲的递送的方法的流程图300。流程图300中描述的步骤涉及在图4的流程图200的过程中执行的感测和起搏控制操作，并且一些步骤可以对应于图4的步骤218、220和222。当电击后起搏期260和/或电击后感测时期254结束时，或者当icd14在电击后感测时期254期间重新检测可电击心律时，icd14可以退出流程图300的方法。

在一些示例中，在框301处开始所述电击后感测时期时，定时电路92在框302处设置所述起搏逸搏间期定时器，以用于开始运行第一逸搏间期。设置第一逸搏间期以在存在心搏停止(或心动过缓)或低振幅r波的情况下提供电击后起搏，其不会在快速的、可电击心律间期(例如，300ms以下的vt或vf间期)发生。在框302处开始的第一逸搏间期可以在电击后消隐时期256(图5)结束时开始，即电击后感测时期254和第一信号分析时段258开始。然而，在信号分析时段258期间不递送起搏脉冲。可替代地，所述第一逸搏间期可以在电击后起搏期260启动264时或在电击后起搏期260启动264之前的一个逸搏间期时开始。

在一些示例中，在框302处开始的第一逸搏间期可以在1000ms至3000ms的范围内。在一个实例中，在框302处开始的第一逸搏间期为1200ms，然而，一旦电击后起搏期260开始，就可以使用更短的或更长的逸搏间期来维持最小心率。如下所述，如果在框302处开始的第一逸搏间期在电击后起搏期260开始之前到期、并且新的逸搏间期还没有重新开始，则停止起搏脉冲，直到电击后起搏期260开始。当在电击后感测时期254启动时开始的第一逸搏间期比第一信号分析时段258更短时，可能出现所述第一逸搏间期在电击后起搏期开始之前到期的情况。例如，如果所述第一逸搏间期为1200ms、但是信号分析时段258为3秒、并且电击后起搏期260在信号分析时段258到期时开始，则所述第一逸搏间期可以在电击后起搏期260开始之前到期。如果发生这种情况，则可以暂停预定的起搏脉冲，直到电击后起搏期260开始，直到没有介入的感测事件符合逸搏间期重置标准为止。

在其他示例中，在框302处开始的第一逸搏间期可以被设置为等于第一信号分析时段258的时间，或等于电击后消隐间期256结束和电击后起搏期260开始之间的时间间期，从而有效地抑制起搏直到电击后起搏期260开始。例如，当第一信号分析时段258为3秒长时，在框302处可以将所述第一逸搏间期设置为3000ms。如果所述第一逸搏间期在没有感测到的事件的情况下到期，则在所述第一逸搏间期的到期时递送所述第一电击后起搏脉冲，与电击后起搏期260的开始是一致的。

在框302处开始所述逸搏间期时，感测模块86在框304处开始电击后衰减序列，这样可以利用存储在存储器82中的感测控制参数来控制所述心脏事件感测阈值。所述第一电击后衰减序列可以包括基于所存储的电击前心脏事件振幅来设置所述初始感测阈值振幅。所述心脏事件阈值根据第一电击后衰减序列进行衰减，直到在框306处感测到所述第一电击后心脏事件为止。用于感测电击递送后的第一次心脏事件的第一电击后衰减序列可以对应于上述并入的美国专利申请号14/519,220(代理人案卷号c00008273.usu1)中公开的第一电击后衰减序列。

所述第一电击后衰减序列可以包括基于在电击递送之前确定的所存储的电击前r波振幅而将所述r波感测阈值设置为初始振幅，如存储用于检测和区分可电击和不可电击心律的室上性心律模板的r波振幅的30％。所述初始阈值可以限于预定义的最大初始感测阈值。在一个示例中，所述电击后r波感测阈值根据在阶跃下降间期中的第一衰减率而从所述初始振幅立即开始衰减，直到达到中间阈值振幅，在此之后所述电击后r波感测阈值以第二衰减率衰减直到达到感测底部。

例如，所述第一衰减率可以是每秒电击前r波峰值振幅的20％的速率，所述电击前r波峰值振幅用于设置所述初始电击后感测阈值振幅。所述阶跃下降间期可以是500ms。在所述下降间期到期后，可以通过阶跃下降将所述电击后r波感测阈值调整到中间r波振幅并且以第二衰减率开始减小。在某些情况下，所述阶跃下降可能只是衰减率的变化，而没有r波感测阈值振幅的阶跃变化。在所述说明性示例中，当所述初始感测阈值振幅被设置为所存储的电击前最大峰值r波振幅的30％、并且所述第一衰减率是每秒所存储的最大峰值r波振幅的20％时，所述r波感测阈值将达到500ms中所存储的最大峰值r波振幅的20％。所述感测阈值在阶跃下降时间被调整到的中间阈值振幅可以被设置为所存储的最大峰值r波振幅的20％。因此，所述r波感测阈值振幅在阶跃下降间期到期时达到所述中间振幅。所述第一衰减率在阶跃下降间期到期时改变为所述第二衰减率。在一个示例中，在所述第一电击后衰减序列期间的第二衰减率是每秒最大峰值r波振幅的100％，所述最大峰值r波振幅用于设置所述初始感测阈值振幅。当经滤波、整流的心脏信号越过r波感测阈值时，由感测模块86产生r波感测事件信号。

在一些情况下，在所述第一次电击后衰减序列期间在所述心脏信号越过r波感测阈值之前，所述第二衰减率可以达到感测底部。所述感测底部是最小感测阈值振幅，如果在所述第二衰减率期间达到，则所述最小感测阈值振幅保持恒定，直到所述心脏信号越过所述r波感测阈值。在一些示例中，所述感测底部可以是15至25μv。

如果在如框306、308和309所确定的开始电击后起搏期260(图5)之前没有感测到事件的情况下在框302处开始的第一逸搏间期到期，则不立即递送起搏脉冲。感测模块86根据所述第一电击后衰减序列继续控制所述心脏事件感测阈值，直到在框306处感测到事件或电击后起搏期260开始。如果所述逸搏间期到期(框308的分支“是”)、并且所述电击后起搏期开始(框309的分支“是”)，则在框320处递送起搏脉冲。如上所述，在框302处开始的第一逸搏间期可以在电击后起搏期260开始之前到期。如果响应于感测到的事件而尚未开始新的起搏逸搏间期，则可以在电击后起搏期260启动264时递送电击后起搏脉冲。

如果在框302处开始的第一逸搏间期期间在框306处感测到心脏事件，则心脏信号分析器90在框310处判定所感测到的事件是否符合逸搏间期重置标准。在电击后感测时期254期间，并非所有感测到的事件都将导致定时电路92重置所述起搏逸搏间期定时器。在一个示例中，所述重置标准包括大于所述心脏事件感测阈值的振幅要求。在另一个示例中，所述重置标准包括比预定的vt或vf检测间期更短的感测心脏事件间期。以下结合图8和图10来描述重置标准。

如果不符合所述重置标准，则继续运行所述逸搏间期，并且感测模块86根据在框314处响应于感测到的事件而开始的感测后衰减序列来调整所述心脏感测阈值。在所述第一电击后衰减序列期间感测第一次电击后心脏事件之后，感测模块86根据感测后衰减序列来调整所述心脏事件检测阈值，如以下结合图8所述。所述感测后衰减序列可以对应于在上述并入的美国专利序列号14/519,220(代理人案卷号c00008273，usu1)中公开的第二次电击后衰减序列。

如果响应于在框306处的感测事件而在框310处符合重置标准，则定时电路92在框312处重置所述逸搏间期定时器，并且感测模块86在框314处开始所述感测后衰减序列。响应于在框310处所述感测事件符合所述重置标准，所述逸搏间期定时器可以在框312处被重置为滞后逸搏间期。所述滞后逸搏间期可以比在框302处设置的第一逸搏间期或响应于起搏脉冲而开始的起搏逸搏间期更长，用以允许所述固有节律返回以驱动心率而不是已编程的电击后起搏率。

在框314处开始的感测后衰减序列中，基于最近感测到的事件的最大峰值振幅来设置所述初始感测阈值振幅。所述感测衰减序列由感测模块86采用，以便在电击后感测时期254期间发生的感测事件之后(即在第一信号分析时段258和电击后起搏期260期间)控制自动调整后的感测阈值。

如果当前运行的逸搏间期尚未到期(在框316)、并且心脏信号分析器90在所述感测后衰减序列期间在框318处接收到感测事件信号，则心脏信号分析器90返回到框310以在框310处判定所述事件是否符合所述逸搏间期重置标准。只要所述逸搏间期在框316没有到期，感测模块86就可以使用所述感测后衰减序列来继续感测事件。如果这些感测事件不会使得重置条件得到满足，则所述逸搏间期继续运行。因此，可以在当前运行的逸搏间期期间发生多个感测事件信号，而不会导致所述逸搏间期被重置。以下结合图10示出和描述了这种情况。

在一些示例中，在任何适用的消隐间期以外感测到的事件将使得所述逸搏间期定时器仅在所述事件符合所述重置标准时被重置。在一些应用中，可以在感测事件之后应用感测后不应期。在这些应用中，非不应性感测事件可能不会导致所述逸搏间期定时器被重置，除非也符合重置标准。在其他示例中，如果所述感测事件符合重置标准，则不应性感测事件可能导致所述逸搏间期定时器被重置。换句话说，在一些示例中，所述逸搏间期定时器可以响应于符合独立于任何限定的感测后不应期的重置标准的任何非消隐时期感测事件而被重置。

如果如在框316和319处确定的当前运行的逸搏间期到期并且所述电击后起搏期已经开始，则在框320处递送起搏脉冲。否则，如果所述电击后起搏期尚未开始(框319的分支“否”)，则在框314处开始的感测后衰减序列继续进行，直到所述心脏信号在框318处越过所述感测阈值而在框314处开始新的感测后衰减序列(如果符合重置标准，则在框312处开始新的滞后逸搏间期)。

响应于在框320处的起搏脉冲的递送，定时电路92在框322处开始起搏逸搏间期。在起搏脉冲之后开始的起搏逸搏间期可以是1000ms到1500ms的量级，并且在一个示例中标称为1200ms。响应于起搏脉冲而在框320开始的起搏逸搏间期比响应于感测到的事件而在框312开始的滞后逸搏间期更短。

可以在框324处应用起搏后消隐间期以允许从由所述起搏脉冲引起的电极极化中恢复。在所述消隐间期之后，通过感测模块86在框326处开始起搏后衰减序列而用于控制所述起搏脉冲之后的心脏事件感测阈值。如果心脏信号分析器90在所述起搏逸搏间期期间接收到感测事件信号，则在框328，所述过程返回到框310，以判定所感测到的事件是否符合逸搏间期重置标准。这个过程继续进行了电击后起搏期260的持续时间，其可以在起搏后感测时期254结束时或者在可电击心律的检测时到期，不论哪一个出现的较早。

图7是由icd感测模块86接收到的经整流的心脏电信号401(例如，ecg)以及自动调整后的电击前r波感测阈值403的概念图400。结合图7示出和描述的示例是一个电击前衰减序列的说明性示例，其可以用于对用于控制心动过缓起搏的事件进行感测并且在递送电击之前通过icd14来检测可电击心律。可以设想到电击前衰减序列的许多变化，然而，这里示出的示例用于展示用于自动调整电击前r波感测阈值403的感测控制参数与用于自动调整起搏后r波感测阈值的感测控制参数之间的差异，如以下所述。

心脏电信号401包括qrs复合波402、t波404、p波406以及下一个qrs复合波432。心脏信号401首先穿过带通滤波器(例如，通过10hz至32hz)，然后被校正，从而使得只保留正偏转，如图7所示。当第一qrs复合波402的r波越过感测阈值(未示出)时，产生r波感测事件信号410。在r波感测事件信号410之后，将感测后消隐间期412施加到感测模块86。在一些示例中，感测后消隐间期412可以在150ms至180ms的范围内，但是可以根据需要设置为更长的或更短的间期，以避免两次感测相同的qrs复合波402。

例如，在消隐间期412期间，r波最大峰值振幅414可以在r波感测事件信号410之后确定，并且用于在随后的心动周期期间设置r波感测阈值403的初始振幅416。在感测后消隐间期412之后，根据电击前衰减序列405来自动调整r波感测阈值403。r波感测阈值403以初始振幅416开始，并且以第一电击前衰减率418衰减。r波感测阈值403以第一电击前衰减率418衰减，直到其达到中间阈值振幅420，这可以是最近感测到的r波的最大峰值振幅414的预定百分比。

在一个示例中，电击前感测阈值403具有被设置为最近的r波峰值振幅414的第一预定百分比(例如，60％)的起始振幅416。在所示的示例中，电击前第一衰减率418被设置为使得感测阈值403以每秒(峰值r波振幅414的)35％的速率来衰减。将第一衰减率418施加在下降间期424上，下降间期424是预定的时间间期。如果感测阈值403在下降间期424内达到预定中间振幅420，则将感测阈值403保持在预定振幅420，直到下降间期424到期。在一个示例中，预定中间振幅420是最近的r波峰值振幅414的30％。

当产生r波感测事件信号410或者当消隐间期412到期时，电击前下降间期424可以开始。在一个示例中，电击前下降间期424为1.5秒。第一衰减率418、预定中间振幅420和下降间期424是电击前感测控制参数，对电击前感测控制参数进行选择以防止r波感测阈值403落在t波404和p波406的预期振幅以下，否则可能导致t波和/或p波被过度感测为假r波感测事件。在电击前下降间期424到期之后，r波感测阈值403通过阶跃下降428调整到r波峰值振幅414的第二预定中间振幅426。在一个示例中，第二预定中间振幅426是r波峰值振幅414的20％。

在阶跃下降428之后，r波感测阈值403开始第二电击前衰减率430。此第二电击前衰减率430继续，直到心脏信号401越过r波感测阈值403，从而产生下一个r波感测事件信号434，或者直到r波感测阈值403达到感测阈值底部。所述感测阈值底部是最小感测阈值振幅，例如，25μv以下。如果在第二电击前衰减率430期间心脏信号401没有越过r波感测阈值403，则所述r波感测阈值将保持在所述感测底部，直到心脏信号401越过所述感测底部(或直到逸搏间期到期而引起起搏脉冲)。

从第一个r波感测事件信号410到下一个r波感测事件信号434的时间间期被测量为rr间期，并且用于根据所实施的检测算法来检测和区别可电击和不可电击心律。下一个r波感测事件信号434开始下一个电击前消隐间期和下一个电击前下降间期(未示出，但分别类同于间期412和424)。感测到的qrs复合波432的r波峰值振幅436用于设置下一个电击前衰减序列的初始r波感测阈值。应当认识到，可以根据电击前衰减序列405自动调整电击前r波感测阈值403，电击前衰减序列405包括用于至少设置所述初始振幅和一个衰减率的各种标准，并且可以包括一个或多个中间振幅、两个或多个衰减率以及一个或多个下降间期。

图8是时序图500，展示了经过滤波和整流后的心脏信号501、自动调整后的r波感测阈值540以及r波感测事件信号551。递送电击后起搏脉冲504，从而引起心脏信号501的较大偏转502。定时电路92响应于起搏脉冲502而开始起搏逸搏间期524。定时电路92在起搏脉冲递送时开始起搏后消隐间期520，起搏后消隐间期520在消隐间期520期间禁止感测模块86产生心脏事件信号。在一个示例中，消隐间期520为500ms，并且被提供以允许在恢复心脏事件感测之前从起搏后电极极化中恢复。当消隐间期520到期时开始起搏后衰减序列530。起搏后衰减序列530开始于r波感测阈值540，r波感测阈值540被设置为基于一个或多个所存储的电击前心脏事件振幅的初始振幅542。

表示了电击前r波振幅(r峰值)532和电击前p波振幅(p峰值)534。在图4的框202，这些值存储在存储器82中。在一个示例中，从r峰值532的预定百分比和p峰值534的预定百分比中选择起搏后衰减序列530期间的r波感测阈值540的初始振幅542。例如，初始阈值542被设置为r峰值532的30％、r峰值532的10％、p峰值534的200％或另一个选定的r峰值532或p峰值534的百分比。

在图4的框202，可以基于存储的电击前r波振幅和电击前p波振幅的分析来选择初始阈值542。例如，起始阈值542可以被选择为所存储的心脏事件振幅的至少两个不同的预定百分比的平均值或中值。为了说明，可以各自确定30％的r峰值532(0.3*r峰值)、10％的r峰值(0.1*r峰值)以及p峰值的两倍(2*p峰值)。选择r波感测阈值540的初始振幅542作为所确定的百分比值(0.3*r峰值、0.1*r峰值以及0.2*p峰值)的中值。在所示的示例中，起始振幅542被设置为2*p峰值，这是0.3*r峰值、2*p峰值和0.1*r峰值的中值。

在某些情况下，如果所存储的心脏事件峰值振幅(r峰值532或p峰值534)超过振幅限制，则用所述振幅限制来替代所存储的峰值心脏事件振幅而用于确定此心脏事件振幅的指定百分比。为了说明，可以将r波振幅设置为3mv。如果r峰值532超过所述振幅限制，则用所述振幅限制的30％和10％(即3mv的30％和10％)来代替0.3*r峰值和0.1*r峰值。

图9是起搏后衰减序列530的一部分的放大图，展示了根据起搏后感测控制参数将r波感测阈值540从初始振幅542调整到振幅底部548。所述起搏后感测控制参数包括下降时间间期522、中间阈值544以及衰减率546。从起搏后消隐间期520到期到下降时间间期522到期，r波感测阈值540被保持在初始振幅542。在一个示例中，下降时间间期522距起搏脉冲502是700ms，或者距起搏后消隐间期520到期是200ms。下降时间间期522比在电击前衰减序列405期间使用的下降时间间期424更短。初始阈值和中间阈值542和544都相对小于电击前衰减序列405的初始阈值和中间阈值416和420，以使得能够感测电击后的细小vf或其他低振幅的心室电活动。

在下降时间间期522到期时，r波感测阈值540从初始阈值542到中间阈值544以阶跃变化进行调整。在其他示例中，可以指定衰减率而用于从初始阈值542调整到中间阈值544。中间阈值544可以被设置为起始阈值542的百分比、r峰值532、p峰值534的百分比或从一个或多个r峰值532和p峰值534百分比中选择的值。在一个示例中，各自确定r峰值532的20％(0.2*r峰值)、r峰值532的10％(0.1*r峰值)以及p峰值534的125％(1.25*p峰值)。选择中间阈值544作为所确定的0.2*r峰值、0.1*r峰值和1.25*p峰值的中值。如上所述，如果r峰值532超过振幅限制，则可以用r峰值532来代替所述振幅限制。

r波感测阈值540根据起搏后衰减率546而从中间阈值544调整到振幅底部548。衰减率546可以是每秒初始振幅542的100％。如果在衰减序列530期间感测到事件之前达到振幅底部548，则感测阈值540保持在振幅底部548，直到心脏信号501越过振幅底部548或起搏逸搏间期524到期。

在用于治疗心搏停止的电击后起搏脉冲的背景下描述了根据起搏后衰减序列530进行调整的图9所示的r波感测阈值540。可以设想，起搏后衰减序列530可以用于调整递送给患者心脏的其他类型的电刺激脉冲之后的心脏事件感测阈值，所述电刺激脉冲包括抗心动过速起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。

结合图6的框304所描述的起搏后衰减序列530或第一电击后衰减序列可以在需要迅速恢复感测的任何较大的刺激脉冲之后使用。这种较大的刺激脉冲可以包括治疗性脉冲(如cv/df电击或起搏脉冲)和非治疗性脉冲(如在icd测试期间递送以诱导vt或vf的感应电击)。相对较大的刺激脉冲可以使用心外电极(如图1和图2所示的胸骨上或胸骨下电极24、28和30)经胸递送。经胸刺激脉冲的能量相对于使用更靠近心肌或接触心肌的电极递送的心脏刺激脉冲是相对较高的。可以单独使用或与感测后衰减序列552结合使用的起搏后衰减序列530和上述第一电击后衰减序列可以在需要区分细小vf和心搏停止而用于控制合适的治疗递送(例如，电击vs.起搏)的任何时候使用。

再次参考图8，如果起搏逸搏间期524到期，则递送起搏脉冲514，从而引起心脏信号偏转512。定时电路92开始起搏逸搏间期524’。感测模块86根据定义起搏后衰减序列530的感测控制参数来开始起搏后消隐间期520’和下降时间间期522’。感测模块86根据在起搏后消隐间期520’到期时开始的起搏后衰减序列530’来控制r波感测阈值540。如上所述，起搏后衰减序列530’包括如图9所示的初始振幅542、中间振幅544、衰减率546和振幅底部548。在这个示例中，当在感测后消隐间期565之外、但在下降时间间期522’到期之前的衰减序列530’的早期经过滤波、整流的心脏信号501越过r波感测阈值540时，起搏后衰减序列530’过早终止。感测模块86产生传递到心脏信号分析器90的r波感测事件信号554。

响应于接收到r波感测事件信号554，心脏信号分析器90判定感测事件558是否符合逸搏间期重置标准。在一个示例中，响应于r波感测事件信号554而在消隐间期565期间确定感测事件558的最大峰值振幅。如果感测事件558的峰值振幅超过逸搏间期重置振幅560，则在递送起搏脉冲512时开始的起搏逸搏间期524’终止。定时电路92响应于r波感测事件信号554而将所述逸搏间期定时器重置为滞后逸搏间期528。

应用于感测事件558的逸搏间期重置振幅560可以基于r峰值532和/或p峰值534。在所示的示例中，逸搏间期重置振幅560被设置为p峰值534的两倍。在其他示例中，重置振幅560可以被设置为：与r峰值532的固定差；与p峰值534的固定差；r峰值532的百分比；p峰值534的百分比；或r峰值532、p峰值534的平均值或中值、一个或多个r峰值532百分比、一个或多个p峰值534百分比，或其任何组合。

另外地或替代地，所述逸搏间期重置标准可以包括最小rr间期要求。从当前r波感测事件信号554到先前感测事件的rr间期562是由心脏信号分析器90确定的，并且与重置间期564进行比较。重置间期564可以基于用于检测可电击心律的快速性心律失常检测间期。在一个示例中，重置间期564等于在icd14中实施的可电击心律的检测算法所使用的vt/vf检测间期，例如，在图8所示的示例中为300ms。其他逸搏间期重置标准(包括感测事件重置振幅和/或重置间期)可以被定义并基于在窦性心律期间、在可电击心律的检测期间或在电击后感测时期254期间(图5所示)测量的患者的r波振幅和/或rr间期的历史。

如果满足重置标准，则定时电路92响应于r波感测事件信号554而开始滞后逸搏间期528。在所示的示例中，如果感测到的事件的峰值振幅大于重置振幅560或者以当前感测到的事件结束的rr间期小于重置间期564，则所述逸搏间期被重置为比起搏逸搏间期524更长的滞后逸搏间期。电击后起搏响应于较大的振幅r波(大于所述重置振幅)而被抑制，这可能是返回正常固有心律的证据。电击后起搏还响应于较短的rr间期(小于所述重置间期)而被抑制，这可能指示存在不希望进行起搏的细小vf或其他快速性心律失常。在包括两个ecg感测通道83和85的示例中，如果感测通道83或85中的任一个符合所述逸搏间期重置标准，则当前运行的逸搏间期被重置为滞后逸搏间期。

感测后衰减序列552响应于r波感测事件信号554和感测后消隐间期565而由感测模块86开始。根据感测后衰减序列552来自动调整r波感测阈值540，直到递送另一个起搏脉冲或者直到电击后感测时期间254(图5)到期为止。在每次越过感测消隐间期565以外的经滤波、整流的心脏信号501的r波感测阈值540时，由感测模块86产生r波感测事件信号556、556’和556”。这些感测事件信号556、556’和556”中的每一个使得感测模块86根据所存储的感测后控制参数而重新开始感测后衰减序列552、552’、552”。感测后衰减序列552的初始阈值是基于最近感测到的事件的峰值振幅558，可以在r波感测事件信号554之后的消隐间期565期间确定。

使用与结合图7描述的电击前衰减序列相同的感测控制参数来在消隐间期565之后控制感测后衰减序列552、552’、552”。在一个示例中，根据与电击前衰减序列405相同的控制参数来控制感测后衰减序列552，只有一个例外。所述初始振幅、第一衰减率、中间振幅和第二衰减率都可以使用与电击前衰减序列405期间相同的感测控制参数来进行设置，但是在感测后衰减序列552期间，感测后下降时间间期566比电击前下降时间间期424更短。在所示的示例中，感测后下降时间间期566不会到期，因为在下降时间间期566期间产生了r波感测事件信号556，从而导致感测模块86重新开始起搏后衰减序列552’。感测后下降时间间期566可以等于或不等于起搏后下降时间间期522。在一个示例中，起搏后下降时间间期522和感测后下降时间间期566等于例如700ms，并且小于电击前下降时间间期424的一半，例如分别为1500ms。

在所示的示例中，每个r波感测事件信号556、556’和556”对应于符合所述逸搏间期重置标准的感测事件(每个感测事件信号具有超过重置振幅560的最大峰值振幅)。因此，每个r波感测事件信号556使得定时电路92将所述逸搏间期定时器重置为滞后逸搏间期528’和528”。如果滞后逸搏间期528、528’或528”在感测信号符合所述逸搏间期重置标准之前就到期，则会递送起搏脉冲。在所示的示例中，每个滞后逸搏间期528、528’和528”在接收到与符合所述逸搏间期重置标准的心脏信号相关联的相应的r波感测事件信号556、556’和556”时终止。以下结合图10描述了不符合所述逸搏间期重置标准的感测事件的其他示例。

以这种方式，定时电路92控制电击后起搏脉冲的定时，以在心搏停止或低振幅r波期间发生在起搏逸搏间期524或滞后逸搏间期528(图8中提早终止)，所述心搏停止或低振幅r波以比vt/vf检测率更慢的速度而发生。高振幅r波和短rr间期都可以响应于其中之一而通过重新设置所述逸搏间期来暂停电击后起搏。如图8中所见，在心搏停止的时期期间(心脏信号在起搏脉冲偏转502和512之间上平线)提供心脏起搏脉冲504和514，直到符合逸搏间期重置标准的感测固有心脏活动开始，在这种情况下是在起搏后衰减序列530’期间。如果固有心脏活动在电击后起搏期260期间不符合所述重置标准，则电击后起搏将继续进行，直到起搏期260到期。在电击后起搏期260之后，根据所述电击前感测控制参数来感测心脏信号，并且根据心动过缓、心脏再同步治疗、抗心动过速治疗或其他起搏治疗控制参数来递送起搏治疗。

图10是时序图600，展示了经过滤波和整流后的心脏信号601、自动调整后的r波感测阈值640以及r波感测事件信号651。当心脏信号601越过消隐间期665以外的r波感测阈值640时，由感测模块86产生r波感测事件信号654。感测模块86根据在电击后感测时期间254期间使用的感测控制参数来重新开始感测后衰减序列652(在消隐间期665之后)。

心脏信号分析器90确定在消隐间期665期间感测到的心脏事件的最大峰值振幅655，并将最大峰值振幅655与重置振幅660进行比较。由于最大峰值振幅655超过重置振幅660，所以定时电路92响应于感测事件信号654而重置所述逸搏间期定时器并开始滞后逸搏间期628。心脏信号分析器90可以另外地或替代地确定r波感测事件信号654和紧接在前的感测事件信号之间的rr间期。将所述rr间期与重置间期664进行比较。如果峰值振幅655大于重置间期660或所述rr间期小于重置间期664，则滞后逸搏间期628开始。

在滞后逸搏间期628期间，由于在消隐间期665以外心脏信号601越过r波感测阈值640，在根据感测后衰减序列652自动调整时，心脏信号分析器90从感测模块86接收三个r波感测事件信号656、656’和656”。响应于每个r波感测事件信号656、656’、656”，心脏信号分析器90判定以相应感测事件信号656、656’或656”结束的rr间期666、666’或666”是否小于重置间期664，还是感测事件峰值振幅658、658’、658”大于重置振幅660。

在所示的示例中，与r波感测事件信号656、656’和656”中的任何一个相对应的感测事件不符合所述逸搏间期重置标准。因此，定时电路92不重置所述逸搏间期定时器，并且滞后逸搏间期628继续运行。当滞后逸搏间期628到期时，治疗递送模块84递送电击后起搏脉冲602。如上所述，由定时电路92响应于起搏脉冲602而开始起搏逸搏间期(图10中未示出)，并且感测模块86开始所述起搏后衰减序列(图10中未示出)而用于控制r波感测阈值640。

如图10所示，由感测模块86产生的r波感测事件信号656、656’和656”使得每次都重新开始感测后衰减序列652，但是定时电路92不会响应于每个感测事件信号656、656’和656”而重置滞后逸搏间期628。相反地，重设所述逸搏间期定时器是基于所述感测到的事件的分析。多个r波感测事件信号656、656’和656”可以在滞后逸搏间期628期间发生(或者在响应于电击后起搏脉冲而开始的起搏逸搏间期期间)，但是除非不符合所述重置标准，感测事件信号656、656’和656”不会导致逸搏间期定时器重置。

除了重新开始感测后衰减序列652之外，根据实施的检测算法，可以通过快速性心律失常检测器94来检测每个感测事件信号656、656’和656”而用于检测可电击心律。例如，心脏事件间期666、666’和666”和/或所述感测信号的形态可以与在电击后感测时期254内重新检测可电击心律的标准进行比较。

在图10中针对一个感测通道示出心脏信号601和r波感测事件信号651。如上所述，可以使用两个或更多个感测通道来确定何时由定时电路92来重置所述逸搏间期定时器。在一些示例中，如果心脏信号分析器90确定在电击后起搏期260期间在ecg通道83或85之一上的感测事件(在消隐间期之外)大于重置振幅660或者是在小于重置间期664的rr间期中感测到的，则滞后逸搏间期628重新开始。换句话说，符合所述重置标准的感测通道83或85之一上的感测事件将导致定时电路92重置所述逸搏间期定时器。

因此，在前面的描述中已经参考具体实施例提出了用于在递送cv/df电击之后控制icd功能的方法和装置。在其他示例中，本文描述的各种方法可以包括以与本文所示出和描述的说明性示例不同的顺序或组合执行的步骤。应当理解的是，可以在不脱离本披露和以下权利要求书的范围的情况下对参考实施例做出各种修改。