测来自可用电极26和28的信号以便监测患者的心脏的电活动。电感测模块102可选择性地监测选自电极26和28的任何感测向量。感测模块102可包括用于选择电极24、26、28和外壳电极15中的哪些耦合至包括在感测模块102中的感测放大器的开关电路。开关电路可包括开关阵列、开关矩阵、或适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开关设备。感测向量将通常选自与基于引线的感测电极26结合的SEA电极28，但可以认识到，在一些实施例中，可选择利用线圈电极24和/或外壳电极15的感测向量。
[0025]处理和控制110处理从选自SEA 28 (图2)和感测电极26的感测向量接收的皮下ECG感测信号。在共同转让的美国专利N0.7，904，153 (Greenhut等人)中通常公开了感测和处理皮下ECG信号的一些方面，该专利通过引用以其整体结合于此。
[0026]电感测模块102可包括信号调理电路，例如对从电极26和28接收的心脏电信号进行放大和滤波的放大和滤波电路。电感测模块102包括使经调理的心脏电信号数字化的模数(A/D)转换电路。由包括在电感测模块102中的A/D电路生成的数字化数据可被称为“原始数据”。在一些示例中，A/D电路可包括在大约256Hz下对经调理的心脏电信号进行采样的8位A/D转换器。在例如基于与ECG信号的自动调节的阈值交叉(crossing)从ECG信号感测到R波时，感测模块102生成R波感测信号。R波感测信号的时序被处理和控制模块110用来测量RR间期并用于选择缓存在存储器中的用于形态匹配算法的样本点。
[0027]在一些实施例中，感测模块102可包括具有不同感测带宽的多个感测信道。不同感测信道可以被耦合至选自SEA电极28和基于引线的感测电极26的相同或不同的感测电极向量。在一个实施例中，感测模块102包括具有大约2.5Hz至95Hz的带宽的宽带信道和具有在2.5Hz和23Hz之间的感测带宽的窄带信道。宽带信道可用于感测R波并生成R波感测信号。窄带信道可用于将数字化的原始ECG信号提供给处理模块110以用于执行形态分析。替代地，宽带信道或窄带信道可单独或结合使用以用于执行形态分析。
[0028]处理模块110从电感测模块102接收原始数据并基于原始数据和对该原始数据的处理检测心脏快速性心律失常。通过处理和控制模块110基于从一个或多个所选择的ECG信号确定的所感测的心脏事件信号来确定恶性心律失常的检测。R波感测事件信号和数字化ECG信号可被从感测模块102输出至处理和控制模块110。处理和控制模块110利用R波感测事件信号和数字化的ECG信号执行快速性心律失常检测算法以检测可治疗的心律。如以下进一步所描述的，检测算法可使用在连续感测的R波之间测得的间期(即，R-R间期)和ECG波形形态分析的组合来检测和区分心律。例如，处理和控制模块102可利用基于速率的检测算法来检测快速性心律失常，在基于速率的检测算法中处理和控制模块102监测R-R间期并当R-R间期的预定比比阈值间期短时标识快速性心律失常。
[0029]当通过处理和控制模块110基于所感测的R-R间期检测到快速心率时，处理和控制模块110可被编程成执行形态分析来区分室上性心动过速(SVT)和VT或VF。形态分析一般基于从未知心搏的ECG信号获得的数据与已知的心搏模板(例如，已知正常窦性心律模板)的比较。因此，处理和控制模块110被配置成生成已知搏动的形态模板并将该模板存储在存储器112中。
[0030]如本文所进一步描述的，处理和控制模块110进行操作以根据从感测模块102接收的原始感测的ECG信号确定四阶差分信号。该四阶差分信号被确定为给定ECG信号样本点和早先发生四采样间期的样本点的幅度之差。从ECG原始信号导出的四阶差分信号样本点可被表达为X (n+4) - X (η)。
[0031]该四阶差分信号被用于使来自未知搏动的ECG信号与已知模板对齐。在一些实施例中，该四阶差分信号进一步与所存储的模板比较以确定四阶差分信号和已知模板支架的相似度。通过可利用各种技术计算的形态匹配度量来测量相似度。在一个实施例中，从未知搏动的四阶差分信号和模板计算归一化波形面积差(NWAD)。响应于形态匹配度量，未知搏动被分类为室上性搏动或源于的心室的搏动。
[0032]应当注意到，所实现的快速性心律失常检测算法可不仅利用ECG信号分析方法还可利用补充传感器114，诸如，组织颜色、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等等，以有助于通过处理和控制模块110作出应用或抑制除颤治疗决定。
[0033]响应于可治疗的心律，处理和控制模块110控制信号发生器模块104生成并经由电极24和15向患者的心脏递送心脏复律或除颤电击脉冲。一般而言，可治疗的节律被标识为可通过电击治疗成功偏移的心室心动过速(VT)或心室纤颤(VF)。源于心房的心动过速(即，室上性心动过速(SVT)) —般不通过由ηω 14递送的电击治疗来治疗。如本文所描述的，通过形态分析来标识可治疗的节律以区分源于心房的快速心律和源于心室的快速心律。该区分通过确定未知心脏信号和已知模板之间的相似度来执行。例如，如果在与正常窦性心律模板相比较时形态匹配度量超过匹配阈值，则未知心脏信号或“搏动”可被分类为SVT搏动。如果形态匹配度量下降至低于匹配阈值，则未知心脏信号被分类为VT/VF。
[0034]处理和控制模块110可控制信号发生器模块104利用线圈电极24和外壳电极15根据可存储在存储器112中的一个或多个治疗程序递送电击治疗。例如，处理和控制模块110可控制信号发生器模块104以第一能级递送电击脉冲并在重新检测到VT或VF节律时增加能级。在以上并入的‘153 Greenhut专利中描述了电击脉冲生产和控制。
[0035]通信模块106包括用于与另一设备通信(诸如，外部编程器20和/或患者监视器)通信的任何合适的硬件、固件、软件和它们的组合。在处理模块I1的控制下，在頂D106中的天线(未示出)的帮助下，通信模块106可以接收来自编程器20和/或病人监视器的下行链路遥测并且向编程器118和/或病人监视器发送上行链路遥测。
[0036]处理和控制模块102可基于原始数据的分析生成标记信道数据。标记信道数据可包括指示与頂D 14相关联的感测、诊断、和治疗事件的发生和时序的数据。处理和控制模块110可将所生成的标记通道数据存储在存储器112中。虽然未示出，在一些示例中，标记信道数据可包括有关頂D 14(包括电源108和引线18)的性能或完整性的信息。
[0037]处理和控制模块110可将原始数据和标记信道数据存储在存储器112中。例如，当从电感测模块102接收原始数据时，处理和控制模块110可将来自一个或多个电极组合的原始数据连续地存储在存储器112中。以这种方式，处理和控制模块110可使用存储器112作为用于存储预定量的原始数据的缓存器。在一些示例中，处理和控制模块110可存储对应于预定数量的心动周期(例如，12周期)原始数据。在其他示例中，处理和控制模块110可存储预定数量的原始数据的样本，例如，处理模块110可存储预定时间周期的原始数据。
[0038]处理和控制模块110可对存储在存储器112中的原始数据执行分析。例如，分析可包括从未知心动周期的原始ECG信号导出四阶差分信号、确定用于与已知搏动类型的在先建立的模板对齐的四阶差分信号的对齐点、通过对样本点进行移位使从四阶差分信号导出(derived)的对齐点与模板对齐点对齐来利用对齐点使未知心动周期信号与模板对齐、以及计算经对齐的信号和模板的形态匹配度量(例如，NWAD)。形态匹配度量的值用于将搏动分类为SVT或对应于心室心动过速(VT或VF)的心室搏动。处理器和控制模块110可能需要阈值数量的VT/VF搏动来控制信号发生器104生成并递送电击脉冲。
[0039]处理和控制模块110可将在从感测模块102接收的每个R波感测信号之前或之后的所选数量的样本点存储在存储器112中的缓存器中。例如，对于每个心动周期，处理和控制模块110可存储在R波感测信号之前的约26个数据和在R波感测信号之后的26个数据点。在R波感测信号之前和之后的26个数据定义了对齐窗口。从对齐窗口上的这些缓存的样本点确定四阶差分信号并且这些点基于在四阶差分信号的对齐窗口内标识的对齐点与模板对齐。
[0040]通过处理和控制模块110利用对齐窗口内的四阶差分信号样本点的子集来计算形态匹配度量。处理和控制模块110从四阶差分信号测量R波宽度并用于基于当前搏动的四阶差分信号R波宽度确定用于计算形态匹配度量的样本点的数量。继续参考功能框图100结合本文中呈现的流程图进一步描述这些技术。
[0041]图4是根据一个实施例的用于建立形态模板的方法的流程图150。在框152处，通过感测模块102利用选自电极26和28的一个或多个电极向量来感测皮下ECG信号。可为不同的感测向量建立不同的形态模板并且这些不同的形态模板用于与从相应的感测向量感测的未知搏动相比较。例如，可为电极28a和26之间的感测向量、电极28b和26之间的感测向量、和电极28c和26之间的感测向量(分别被称为ECG1、ECG2和ECG3)建立模板。在心脏监测期间，如果ECGl感测向量被用于感测心脏信号，则建立用