于ECGl的模板将用于执行形态匹配分析等等。
[0042]—个或多个感测向量取决于正在使用的特定引线和电极配置是可用的。例如，一个或多个基于外壳的电极可能是可用的和/或一个或多个基于血管外引线的电极可有用于利用一个或多个基于外壳的电极和/或基于引线的电极的任何组合选择皮下ECG感测向量的各种组合。
[0043]感测向量可耦合至感测模块102中的一个或多个感测信道。例如，感测模块102可包括具有不同频率带宽的多个感测信道。当多个频率带宽信道可用时，所选择的感测向量可被耦合至窄带信道和/或宽带信道。本文所描述的技术可使用从相对的宽带感测信道或相对的窄带感测信道生成的模板来确定未知搏动和已知模板之间的相似度。
[0044]在框154处，将来自原始ECG信号的期望数量的采样点缓存在存储器112中。缓存的样本点包括η点，例如，对于在R波感测信号上居中的总共53个样本点，在R波感测信号之前和之后的26点。在R波感测信号上居中的这些样本点定义用于对齐期望数量的心动周期以用于生成模板的对齐窗口。
[0045]为将被用于生成形态模板的期望数量的心动周期(例如，10个心动周期(对应于10个所感测的R波))存储样本点。从在已知的心律期间标识的心动周期存储在框154处所获得的样本点。例如，样本点可在基于规律的RR间期(NSR的典型特征)验证的正常窦性心律(NSR)期间被存储。在其他实施例中，可在多个心率和/或不同的已知节律处建立形态模板。
[0046]可通过处理和控制模块110基于R-R间期、噪声分析、或其他标准自动地选择被选择用于缓存在存储器112中的心动周期。在其他实施例中，可由临床医生通过对由通信模块106传输至编程器20的ECG信号的可视分析手动地标识期望数量的心动周期。因此，可通过包括在编程器20中的处理器利用从頂D 14获取的数据来执行本文所描述的技术的一些方面。编程器20可执行对于为一个或多个ECG感测向量建立形态模板所必需的计算，并且模板数据可通过无线遥测传输至通信模块106并存储在存储器112中。
[0047]在框156处，从缓存的样本点计算所存储的心动周期的每一个的四阶差分信号。四阶差分信号用于处理皮下ECG信号以提高在约13和41HZ之间的范围内的ECG信号频率分量，该范围是包含皮下ECG信号的大多数能力的频率范围。
[0048]相反，利用由经静脉引线携载的心内电极所感测的心内心电图(EGM)信号例如将包含在较高频率带宽处的较高能量分量，从而使EGM信号的形态波形分析对高频噪声(诸如，肌肉噪声和电磁干扰)更敏感。已提出对EGM信号应用二阶差分方程以降低高频噪声影响。可对共同转让的预授权的美国公开N0.2012/0289846 (Zhang等人)进行引用。此外，当对EGM信号执行小波形态分析时，波形被分解成不同的频率分量，例如5个频率分量。低频分量的贡献在分解的波形中变得放大。所提出的二阶差分方程使人为夸大的低频分量衰减并使EGM信号的小波分析中的高频(噪声)分量衰减。
[0049]另一方面，原始皮下ECG信号的四阶差分信号提供在基线附近(诸如，基线漂移)的非常低频分量的衰减，以提高ECG信号中的相对的低频信号内容。与心内EGM信号相比，由于比EGM信号的较高频率带宽的相对较低频率带宽中的较高能量内容，ECG信号的形态分析对高频噪声较不敏感。因此，从原始ECG信号导出四阶差分信号以解决对齐ECG样本点的独特挑战并且在使非常低频分量衰减的同时提高低频信号内容以改善形态分析结果。
[0050]在框158处，标识每个搏动的四阶差分信号的最大脉冲。为了标识对齐窗口内的脉冲，可建立脉冲标准，诸如等于至少一些最小数量的样本点的脉冲宽度和至少一些最小幅度的脉冲幅度。具有最大绝对幅度的脉冲被标识为四阶差分信号的主(dominant)脉冲，并且确定其极性(正或负)。如本文所使用的“主脉冲”指的是具有在对齐窗口内的最大绝对峰值幅度的脉冲。对齐窗口内的主脉冲的最大峰值被定义为给定周期的对齐点。可以构想，四阶差分信号的其他特征可被标识以用作对齐点。例如，四阶差分信号中的主脉冲的零交叉可以是替代的对齐点。
[0051]来自样本点的X个周期中的每一个的具有相同极性的主脉冲最大峰值幅度样本点被标识为对齐点。通过选择一个周期作为参考然后确定其他X-1个周期中的每一个的对齐位移来对齐X个周期。给定周期的对齐位移被计算为参考周期的对齐点和给定周期的对齐点之间的样本点差。通过每个周期的对齐位移在对齐窗口上移位相应周期的原始数字化数据信号。替代地，基于所标识的对齐点在对齐窗口上对齐四阶差分信号。
[0052]一旦被对齐，对信号样本点的X个周期整体平均以在框164处获得已知心搏类型的模板。在一个实施例中，模板是在利用从四阶差分信号导出的计算出的每个搏动的对齐位移对齐每个搏动的原始ECG信号样本之后的每个搏动的原始ECG信号样本点的整体平均。换言之，对齐位移被计算为使四阶差分信号最大脉冲与参考信号的四阶差分最大脉冲对齐所需的样本点的数量，其中最大脉冲都具有相同极性，并且该位移被应用至ECG信号。替代地，对齐位移被应用至四阶差分信号以及模板被计算为经对齐的四阶差分信号的整体平均。在一些实施例中，生成原始ECG信号和四阶差分信号两者的模板。
[0053]四阶差分信号因此被用于对齐X个搏动的原始ECG信号或X个搏动的四阶差分信号的样本点。这些经对齐的X个搏动然后被整体平均以建立已知的形态模板。在框165处存储该模板。如上所提及的，可为一个或多个所选择的ECG感测向量生成模板并存储这些模板。
[0054]在框166，标识模板对齐点，模板对齐点可在执行用于快速性心律失常检测的形态分析期间被用于使模板与未知心动周期信号对齐。在一个实施例中，当模板是原始ECG信号的整体平均时，计算模板的四阶差分信号。标识模板对齐点(诸如，最大脉冲峰值幅度点)及其相应的极性。在框168处，存储该模板对齐点(以及极性)。
[0055]图5是利用两种不同的技术对齐的ECG信号波形的示例记录180和182。在左面板和右面板中显示了 10个心动周期的相同皮下ECG记录180和182，右面板具有与左面板不同的垂直刻度。如在记录180中可以看出的，在该示例中，R波在所有十个周期中具有双峰值。双峰值在一些示例中比在其他示例中更明显，并且第一峰值有时大于和有时小于第二峰值。在左面板中示出的记录180基于每个搏动的R波感测信号的时序在时间上对齐。如可观察到的，当基于R波感测信号对齐信号时，存在显著的R波“抖动”。类似地，基于原始ECG信号的峰值幅度的波形对齐将引起R波内的对齐点的显著变化。
[0056]为了解决R波的对齐中的该变化，为每个周期生成四阶差分信号并且将最大脉冲峰值幅度样本点标识为对齐点而不是R波感测信号点。具有相同极性的最大脉冲峰值幅度样本点被选择用于对齐十个周期。如上所述，计算周期中的每一个相对于参考周期的对齐位移。可然后通过对齐如右面板中的记录182所示的四阶差分信号的最大脉冲峰值幅度来对齐原始ECG信号。
[0057]在右面板中，相同的十个原始ECG信号被示为具有通过从所有对齐的四阶差分信号(未示出)标识的对齐点185。使用来自四阶差分信号的对齐点减少可可由利用R波感测信号或从原始ECG信号标识的其他对齐点引起的对齐误差。模板186被计算为基于十个周期中每一个的四阶差分信号的最大脉冲峰值幅度对齐的ECG信号记录182的整体平均。
[0058]图6是用于使未知搏动的ECG信号与已知形态模板对齐的方法的流程图200。在框202处，通过感测模块102利用例如选择电极28和26的电极向量感测ECG信号。如上所述，处理和控制模块110从感测模块102接收数字化的ECG信号并将在其上发生R波感测的样本点之前的η点和之后的η点存储在存储器112的缓存器中。2η+1个样本点限定了对齐窗口，在对齐窗口中将标识用于与所建立的模板对齐的对齐点。在一个实施例中，对齐窗口是在R波感测点上居中的53个样本点。在框204处，将这些样本点存储在存储器缓存器中。
[0059]在一些实施例中，当检测到快速心率时，所缓存的信号将被用于执行形态分析。因此，在决策框206处，处理和控制模块110可基于快速性心律失常标准(例如，比快速性心律失常检测间期短的R-R间期的最小比)确定是否检测到快速心率。如果没有检测到快速心率，则ECG信号感测继续而不执行用于形态分析的搏动对齐。
[0060]然而，在执行形态分析之前在框206处的心率标准的应用是可任选的，因为本文所描述的用于建立已知模板、使未知搏动与所建立的模板对齐以及计算形态度量作为模板和未知搏动之间的相似度的测量的技术可以各种方式集成到快速性心律失常检测算法中。可因此响应于各种所感测的事件或情况发起或触发形态分析；基于快速心律的处罚作为形态分析技术如何可并入快速性心律失常检测算法中的仅一个示例。
[0061]如果检测到触发条件的心率标准或其他形态分析，则在框208处，处理和控制模块110从缓存的信号样本数据计算四阶差分信号。可在框210处确定四阶差分信号的最大斜率并将其与阈值(例如，大约136模拟到数字(A/D)转换单元)相比较。如果不满足斜率阈值，则信号可被视为弱信号而被拒绝并且不执行对搏动的进一步分析。如果最大斜率