用于在姿势变化期间从室性心动过速准确分离室上性心动过速的方法和装置与流程

本披露总体上涉及植入式医疗设备，并且具体地涉及当心脏信号形态随着患者姿势改变时将室上性心动过速(SVT)与室性心动过速(VT)区别开的方法和装置。

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植入式医疗设备(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。植入式医疗引线可以被配置为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植入式医疗设备外壳，所述植入式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。

如心脏起搏器或植入式复律除颤器(ICD)等一些IMD经由一条或多条植入式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，即通过一条或多条静脉植入心脏，有时称为心内引线。其他引线可以是植入心脏以外的非经静脉引线。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感测表示心脏的内在去极化的信号，并且对感测到的信号进行分析以识别正常节律或异常节律。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可以在检测到心动过速或心动过缓时向心脏传递起搏脉冲，并且在检测到心动过速或纤维性颤动时向心脏传递心脏复律或除颤电击。

技术实现要素：

总体上，本披露涉及用于区别患者的心脏的要治疗的心律(例如室性心动过速(VT))和不用治疗的心律(例如室上性心动过速(SVT))的技术。根据所述技术操作的植入式心律转复除颤器(ICD)基于在不同患者姿势期间获取的心脏信号模板来执行形态分析以检测和区别VT和SVT而无需姿势传感器。

为了降低节律的错误分类的可能性，ICD对于所有可用心脏信号感测向量生成并存储用于多种患者身体姿势的心脏电信号模板。响应于使为给定的感测向量生成的模板彼此进行比较，ICD可以将所生成的模板的数量减少到所存储的模板的减少的数量。在一个示例中，所述ICD将在未知节律期间感测到的心脏电信号的形态与所存储的模板的至少一部分进行比较。ICD基于所述比较将所述未知节律分类为VT或SVT。

在一个示例中，本披露提供了一种方法，包括：在已知心律期间从多个可用感测向量中的每个感测向量来感测第一心脏信号；针对所述多个可用感测向量中的每个感测向量，为多种患者姿势中的每种患者姿势生成所述第一心脏信号的多个形态模板；在未知心律期间使用所述多个可用感测向量中的一个或多个感测向量来感测第二心脏信号；将所述第二心脏信号与所述多个形态模板的至少一部分进行比较而无需确定所述患者的当前姿势；以及响应于所述第二心脏信号与所述多个形态模板中的至少一个形态模板相匹配，将所述未知心律检测为室上性心动过速。

在另一个示例中，本发明提供了一种植入式医疗设备，包括：感测模块，所述感测模块耦合到限定多个可用感测向量的多个电极；治疗递送模块，所述治疗递送模块耦合到所述多个电极；以及控制模块。所述控制模块被配置为：针对所述多个可用感测向量中的每个感测向量，为多种患者姿势中的每种患者姿势生成从所述感测模块接收的第一心脏信号的多个形态模板，所述第一心脏信号是在已知心律期间接收的；在未知心律期间使用所述多个可用感测向量中的一个或多个感测向量来从所述感测模块接收第二心脏信号；将所述第二心脏信号与所述多个形态模板的至少一部分进行比较而无需确定所述患者的当前姿势；以及响应于所述第二心脏信号与所述多个形态模板中的至少一个形态模板相匹配，将所述未知心律检测为室上性心动过速。

在另一个示例中，本披露提供了一种包括指令的计算机可读存储介质，所述指令在由植入式医疗设备中的控制模块执行时使得所述植入式医疗设备在已知心律期间从多个可用传感向量中的每个传感向量来感测第一心脏信号；针对所述多个可用感测向量中的每个感测向量，为多种患者姿势中的每种患者姿势生成所述第一心脏信号的多个形态模板；在未知心律期间使用所述多个可用感测向量中的一个或多个感测向量来感测第二心脏信号；将所述第二心脏信号与所述多个形态模板的至少一部分进行比较而无需确定所述患者的当前姿势；以及响应于所述第二心脏信号与所述多个形态模板中的至少一个形态模板相匹配，将所述未知心律检测为室上性心动过速。

本发明内容旨在提供本披露中描述的主题的概述。其并不旨在提供附图及以下描述内详细描述的装置和方法的排他性的或详尽的解释。在附图及以下描述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引线。

图3是根据一个实施例的ICD的示意图。

图4是由ICD执行的用于生成用于区别VT和SVT的形态模板的方法的流程图。

图5是对于多个感测向量生成和存储的心脏信号模板的概念图。

图6是根据一个示例的用于区别VT和SVT的方法的流程图。

图7是用于判定何时应当更新一组所存储的模板的方法的流程图。

具体实施方式

总体上，本披露描述了用于区别要治疗的心律失常和不用治疗的心律失常的技术。要治疗的心律失常是指向心室之一或两者递送刺激治疗的异常心律。要治疗的心律失常可包括室性心动过速(VT)或心室纤维性颤动(VF)。要治疗的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，不用治疗的心律失常是指通常不需要向任一心室递送刺激治疗的异常心律。不用治疗的心律失常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。不用治疗的心律失常通常不会对患者造成直接危险。因此，不用治疗的心律失常可以不进行治疗，即不向心脏递送刺激治疗。在其他情况下，可以使用刺激治疗来治疗不用治疗的心律失常，但是不向患者的心室递送刺激治疗。

对心律是否是要治疗的或是不用治疗的精确地判定防止了当不需要对心室进行治疗时(例如，在节律被错误表征为要治疗的心律失常的情况下)无意中向患者的心室递送治疗或者当需要对心室进行治疗时(例如，在节律被错误表征为不用治疗的心律失常的情况下)阻止刺激治疗。不必要地向患者递送刺激治疗可以使患者感到不舒服，不必要地损耗医疗设备的电源，并且在一些患者中或一些情况下可能诱发更危险的心律失常。

一些ICD系统依赖于植入在心脏外部用于接收用于检测和区别心律的心电图(ECG)信号的电极。这些ICD系统对于一些患者可能是期望的，因为经静脉引线的消除消除了将导管和引线推进到患者的血管和心脏中的需要，并且通过消除从皮下囊袋到患者心脏的感染途径来降低严重感染的风险。在一些示例中，从(例如皮下地、肌下地或胸骨后地)植入在心血管系统外部的电极来感测ECG。从植入在心血管系统外部的电极获得的ECG可以由于患者姿势的变化而经历形态学变化。

根据本披露的ICD包括快速性心律失常检测模块，其用于使用基于在不同的患者姿势期间获取的ECG模板的形态分析来区别要治疗的和不用治疗的节律，而无需姿势传感器。如本文所披露的，VT检测包括比较形态分析，其利用在不同患者姿势期间获取的ECG模板以确认VT检测(要治疗的节律)或将心动过速发作检测为SVT(不用治疗的心律)。

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ICD 14。除颤引线16包括连接到ICD 14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和/或胸骨22之间的组织和/或肌肉中。除颤引线16从ICD 14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ICD 14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，ICD 14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ICD 14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ICD 14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的一个或多个细长的电导体(未示出)与耦合到ICD 14的近侧连接器(未示出)绝缘。引线主体16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的近侧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ICD 14内的治疗模块传输到一个或多个电极24、28和30，并将感测到的电信号从一个或多个电极24、28和30传输到ICD 14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。除颤引线16位于引线16上，使得当ICD系统10被植入时，除颤电极24与ICD 14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。换句话说，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向量来感测心脏26的电活动，所述一个或多个感测向量包括电极28和30与ICD 14的外壳或罐电极15的组合。例如，ICD 14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，ICD 14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。

ICD 14对从一个或多个上述感测向量接收的电信号进行分析以检测和治疗快速性心律失常(如VT或VF)。ICD 14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。ICD 14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。

ICD 14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ICD 14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可以用作“罐电极”，因为导电外壳或其一部分可以耦合到内部电路，以在感测或除颤电击递送期间用作无关电极或接地电极。

ICD 14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、存储器装置、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，ICD 14和一个或多个相关联的引线可以植入在其他位置。例如，ICD 14可以植入右胸部的皮下囊袋中。在所述示例中，除颤引线16可以从装置朝向胸骨22的胸骨柄皮下延伸，并且从胸骨的胸骨柄基本上平行于胸骨弯曲或转向并在下方皮下或胸骨后延伸。

本文披露的技术可以以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的许多ICD和电极配置来实现，用于使得能够感测横穿一个或多个感测向量的ECG信号，并且用于向心脏26递送电刺激。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ICD 14和引线16可以定位在患者12的皮肤和肌肉层之间，但是ICD 14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ICD 14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ICD 14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ICD 14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ICD 14的遥测会话，用于从ICD 14检索数据和/或向ICD 14发送数据。遥测单元58被配置为用于与包括在ICD 14中的遥测模块进行双向通信，并且被配置为结合处理器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ICD 14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ICD 14检索数据并且对ICD 14中的操作参数和算法进行编程而用于控制ICD 14功能。例如，外部设备40可以用于编程ICD快速性心律失常检测参数，如VT和VF间隔区，检测VT和VF所需的VT和VF间隔的数量，以及与ECG信号的形态分析有关的检测标准。外部设备40也可以用于对治疗控制参数(如用于终止VT或VF的电击能量)进行编程。外部设备40可以可替代地被呈现为家庭监视器或手持设备。

本文所披露的心动过速的区别和治疗递送技术可用于血管外IMD系统，如图1所示的可能易受姿势引发的ECG形态变化的影响的系统10。由引线16承载并且位于皮下或胸骨后位置的电极28和30可能比附接到心脏或在心脏内的电极更易受姿势引发的ECG形态变化的影响。血管外IMD系统的侵入性较小，并且可以比包括经静脉或心外膜引线的系统更容易植入。然而，本文所披露的技术可以在包括经静脉心脏内引线和电极、心外膜电极或其他引线和电极系统的IMD系统的其他示例中实施。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)中总体上披露了在存在姿势引发的心脏信号形态变化的情况下可以实施本文所披露的技术而用于将VT与SVT区别开的其他IMD系统的示例。

图3是根据一个实施例的ICD 14的示意图。封闭在外壳15内的电子电路包括协作地监测一个或多个ECG信号、判定何时需要心律转复-除颤电击以及执行规定的心律转复-除颤治疗的软件、固件和硬件。在一些示例中，ICD 14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，并且因此可以包括递送低电压起搏脉冲以及高电压冲击脉冲的能力。

ICD 14包括控制模块80、相关联的存储器82、治疗递送模块84、电感测模块86、遥测模块88以及心脏信号分析器90。电源98在需要时向ICD 14的电路提供电力，包括模块80、82、84、86、88、和90中的每个模块。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ICD 14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。而是，与一个或多个模块相关联的功能性可以由单独的硬件或软件部件执行，或者集成在公用的硬件或软件部件内。例如，由心脏信号分析器90执行的用于判定对由ICD 14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。

控制模块80与治疗递送模块84、心脏信号分析器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。例如，可以选择电极28和30之间的感测向量用于感测一个通道上的第一ECG向量，并且至少一个附加感测向量可以在与外壳电极15成对的电极24、28和30之一之间选择并且在另一个感测通道上接收。每个感测通道可以被配置为放大和过滤所述ECG以改善用于感测心脏事件(例如R波)的信号质量。

感测模块86的每个感测通道可以包括用于接收横穿所选电极产生的ECG信号的感测放大器。所述感测放大器将感测事件信号传递到控制模块80和/或心脏信号分析器90。例如，当接收到的ECG信号跨越感测阈值(其在一些情况下可以是自动调整的感测阈值)时，R波感测信号可以被传递到心脏信号分析器90的快速性心律失常检测器94和定时电路92。

感测模块86可以包括用于向控制模块80和/或心脏信号分析器90提供数字ECG信号的模数转换器。在一个示例中，设有两个感测通道用于从电极28和30之间的第一感测向量以及从与外壳电极15配对的电极28或电极30中选择的第二感测向量来接收ECG。这两个ECG信号由感测模块86转换成多位数字信号，并提供给快速性心律失常检测器94，用于执行如本文所述的ECG形态分析。

心脏信号分析器90包括用于检测和区别SVT、VT和VF的快速性心律失常检测器94以及定时电路92。定时电路92可以包括用于测量时间间隔(如RR间隔)和设置时间窗口(如相对于R波感测信号的形态模板窗口或形态分析窗口)或用于执行心脏信号分析器90的其他定时相关功能的各种定时器和/或计数器。

由定时电路94使用从感测模块86接收的R波感测信号的定时来测量RR间隔。快速性心律失常检测器94可以计算由定时电路92测量的落入不同速率检测区中的RR间隔，用于确定心室速率或执行用于检测室性快速型心律失常的其他基于心率或基于间隔的评定。

电感测模块86另外地或可替代地向心脏信号分析器90提供数字化ECG信号，用于基于信号形态学来检测快速性心律失常。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)以及美国专利号8,437,842(Zhang等人)中总体上披露了可以由ICD 14执行的用于检测、区别和治疗快速性心律失常并且适于包括本文所描述的技术的算法的示例。

检测算法对于存在或不存在威胁生命的VT和VF是高度敏感和特异的。治疗递送模块84包括高电压(HV)治疗递送模块，其包括一个或多个HV输出电容器，并且在一些情况下，包括低电压治疗递送模块。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。在检测到HV电容器已经达到递送所编程的冲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的高电压输出电路的操作，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波同步冲击脉冲。

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。

在控制模块80(包括存储器82、心脏信号分析器90以及所存储的检测标准和可以经由遥测模块88编程到存储器82中的其他控制参数)中协作地执行本文所描述的VT检测算法的执行中的某些步骤。可以在快速性心律失常检测器94中根据从感测模块86输出的R波感测事件信号之间的时间间隔来确定VT或VF的初始检测。通过在进行初始的基于RR间隔的VT检测之后对所感测的(多个)ECG信号的形态的分析，由快速性心律失常检测器94执行VT和SVT的鉴别。从感测模块86的一个或多个感测通道接收的数字ECG信号可以存储在存储器82中。快速性心律失常检测器94采用与形态分析结合的存储在存储器82中的数字化ECG信号。

如下所述，在稳定的心律(稳定的速率和形态)期间采集数字化的ECG信号，并由心脏信号分析器90使用以产生用于每个可用感测向量(例如分别在电极28和30之间、在电极28和外壳电极15之间以及在电极30和外壳电极15之间的三个向量)的形态模板。针对每个感测向量生成用于多种患者姿势的形态模板。

由快速性心律失常检测器94执行的形态分析包括将使用所选感测向量感测到的一个或多个ECG信号与存储在存储器82中的用于对应感测向量的形态模板进行比较。在共同转让的美国专利号7,904,153(Greenhut等人)中总体上披露了感测和处理皮下ECG信号的一些方面。

针对每个可用感测向量而为至少两种不同的患者姿势(例如坐着和躺着)生成形态模板。形态模板可以是从预定数量的心动周期获得的总体平均波形。可以相对于由电感测模块86产生的R波感测信号来限定模板窗口。可以在多个模板窗口上对ECG信号求总体平均值，以获得用于给定的感测向量和患者姿势的波形模板。形态模板可以定期更新。可以在美国专利号6,745,068(Koyrakh等人)、美国专利号7,706,869(Cao等人)以及美国专利号8,428,697(Zhang等人)中总体上披露用于生成和更新形态模板并且由ICD 14执行模板比较的方法。

由快速性心律失常检测器94使用所存储的模板来执行形态分析，以确定在未知心律期间由感测模块86接收的ECG信号与在已知窦性心律期间由心脏信号分析器90生成并存储在存储器82中的模板之间的相关性的形态学匹配分数或其他度量标准。许多方法可用于确定指示未知节律期间的ECG信号与窦性心律期间获得的模板之间的相似性或相关性的形态匹配分数。在一个示例中，确定形态匹配分数可以包括：确定在未知心律期间从所选感测向量接收的ECG信号与所存储的用于所选感测向量的形态模板之间的波形面积差异。标准化面积波形差通常可以是如于2013年3月14日提交的美国专利申请号13/826,097(Zhang等人)所披露的。

在美国专利号6,393,316(Gillberg等人)中总体上披露的小波变换方法是可以在本文公开的VT/SVT检测和区别技术中实施的形态匹配方法的另一个示例。其他形态匹配方法可以由快速性心律失常检测器94实施，其比较ECG信号的波形、振幅、斜率、时间拐点、峰值数目或其他特征，特别是ECG信号的R波或QRS部分。

横穿所选感测向量接收的ECG形态可以随着患者姿势的变化而改变。将未知快节律期间的ECG形态与在窦性心律期间获得的形态学模板进行比较可能由于由患者姿势的变化引起的ECG形态的变化而导致低形态匹配分数。窦性心动过速、心房扑动或任何其他SVT的快节律可能被错误地检测为可电击VT，从而导致不必要的冲击疗法。

通过获得针对每个可用感测向量而为不同的患者姿势所生成的多个形态模板，可以响应于由心脏信号分析器90进行的基于间隔的VT检测而将所述ECG形态与存储在存储器82中的依赖不同姿势的形态模板进行比较。如下所述，在未知节律期间使用所选感测向量从感测模块86接收的数字化ECG信号与存储的姿势相关模板进行比较，而无需使用姿势传感器来确定患者的实际姿势。在其他实施例中，传感器96可以包括用于检测患者姿势的变化的三维加速度计，用于生成用于不同患者姿势的模板。在美国专利号5,593,431(Sheldon)中总体上披露了可以用于检测患者姿势的多轴加速度计。

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VT或VF的检测和心脏复律或除颤电击的递送相关的ECG发作数据可以存储在存储器82中。在接收到询问命令时，存储的情节数据由遥测模块88发送到外部设备40。临床医生对发作数据的检查有助于诊断和预测患者的心脏状态和治疗管理决策，包括选择可编程VT/VF检测和治疗递送控制参数。

图4是由ICD 14执行的用于生成用于区别VT和SVT的形态模板的方法的流程图200。在方框202，检测目标患者姿势。在稳定的心律期间为多种患者姿势存储ECG形态模板。在一个示例中，为至少四种患者姿势(包括坐(或站立，但通常是直立的)、仰卧、右侧躺卧和左侧躺卧)中的每种患者姿势生成ECG模板。可以使用其他姿势，例如向前弯、斜坐、俯卧等。可以使用任何所需数量和姿势的组合。可以自动地由程序员或由临床医生指示患者采取第一种所需姿势，并且可以通过用户与外部设备40的交互将通知发送到ICD 14，以表示患者已经采取了用于生成模板的所需姿势之一。响应于接收到所发送的通知，ICD 14检测到患者处于用于模板生成的目标姿势。

在响应于检测到目标患者姿势而生成模板之前，ICD 14在方框204可以首先使用一个或多个可用感测向量来验证心律是稳定的。稳定的心律可以是窦性心律或其他室上性节律，其被证实在所需数量的心动周期上具有稳定的心率和/或在所需数量的心动周期上具有稳定的ECG形态。当心房起搏可用时，稳定的心律可以是正常窦性心律、窦性心动过速或心房起搏节律。在一些示例中，可以以多于一个窦性心率生成用于每个目标姿势的模板，因为心率有时可以改变ECG形态。

当患者保持在目标姿势时，在方框206生成用于每个可用感测向量的形态模板。例如，所述第一姿势可以是坐位。ICD 14可以生成用于电极28和30之间的感测向量、电极28和外壳电极15之间的感测向量以及电极30和外壳电极15之间的感测向量的形态模板，同时患者保持在坐位。对于用于所述第一姿势的三个感测向量中的每个感测向量存储所述形态模板。ICD 14可以将指示给定姿势生成模板已完成的通知发送回外部设备40，使得生成模板的过程可以进行到下一种姿势。

如果患者运动或ECG噪声伪影的其他潜在来源在模板生成期间发生，则用户可以有机会拒绝所生成的模板。在一些示例中，ICD 14可以将所生成的模板发送给所述编程器以供临床医生显示和接受。

然后可以要求患者采取第二姿势，例如仰卧位。所述用户可以与外部设备40交互以传送使ICD 14基于所述通知信号来检测下一种患者姿势并开始为所述第二姿势的生成ECG模板的通知。针对所需数量的患者姿势重复基于来自编程器的通知信号检测患者已经采取患者姿势，验证稳定心律并且为每个可用感测向量生成形态模板的过程，直到已经针对每个感测向量获得了所有姿势的模板。

在方框206用于生成模板的方法将部分地取决于由心脏信号分析器90(图3所示)采用的特定形态分析算法。在一个示例中，每个模板可以表示已经在模板窗口上对齐并且被平均以获得被存储为模板的平均心动周期波形的一系列心动周期。在另一个示例中，可以将平均波形的特征存储为模板。所存储的特征可以涉及Q波、R波、T波、QRS复合波或心动周期的任何所需部分。特征可以包括但不限于：波形面积、(多个)振幅、(多个)斜率、频率组成、信号宽度、峰值数量、最大幅度点和/或最大斜率点的时序等。在另一个示例中，使用小波变换来生成模板小波系数并将其存储为模板。

最初对于每个可用感测向量而为所需数量的不同患者姿势(例如至少两种不同的姿势，如坐着和躺着)生成并存储一组形态模板。在一个示例中，为至少四种不同的姿势(例如，坐着或站立、仰卧、俯卧、右侧躺卧、左侧躺卧、向前弯曲以及斜躺)生成模板。所述实际患者姿势不一定与每个形态模板一起存储，并且甚至对于ICD 14是未知的。在一些情况下，假设所述目标姿势以定向的或规定的顺序发生，使得为第一姿势产生的模板总是对应于患者的直立坐位，为第二姿势生成的模板总是对应于患者的仰卧位置等等。在其他情况下，患者采取的姿势的顺序可以是随机的。然而，在这种情况下，在假设的患者姿势期间伴随地生成针对每个感测向量生成的模板，使得每个向量的所有首先生成的模板对应于相同的姿势，每个向量的所有第二生成的模板对应于不同于与第一模板对应的姿势的相同姿势等等。

因此，所生成的模板可以存储在ICD存储器82中，具有对应于横穿不同感测向量的相似姿势的标记或编号。这种标记或编号对于在生成模板期间是何种实际患者姿势可以是非描述性的或是非标识的。在其他示例中，标记或编号可以是描述性的或与实际患者姿势相关联，例如基于所述目标姿势的规定顺序。为每个感测向量生成的模板的集合表示可能发生的形态模板的姿势相关变化。

当来自外部设备40的指令被用于触发ICD 14以生成用于所需患者姿势的形态模板时，在ICD 14中不需要姿势传感器。可替代地，姿势传感器可以包括在ICD 14中，用于以自动方法检测不同的患者姿势并触发形态模板的收集。可以确定或不确定实际患者姿势，例如，坐着、仰卧、俯卧或侧躺；姿势变化的检测可足以触发模板生成。所生成的模板可以针对每个感测向量被标记为姿势1、姿势2、姿势3等，使得可以识别对应于所有感测向量的共用患者姿势的模板，而无需知道是哪个实际患者姿势生成了模板。

一旦针对在方框208确定的每个可用感测向量而为每种所需患者姿势存储了模板，则在方框210将为给定向量的不同姿势生成的模板彼此进行比较。在一些情况下，特定感测向量可能比其他感测向量更不易受姿势引发的变化的影响。因此，如果模板与针对相同感测向量生成的另一个模板匹配，则在方框212可以减少针对在VT/SVT检测和区别期间使用的给定感测向量存储的模板的数量。

用于判定两个模板是否彼此匹配的标准可以取决于对VT/SVT检测和区别执行的形态分析的类型。形态学匹配标准可以包括应用于形态匹配分数的阈值百分比，所述形态匹配分数是以百分比确定的、模板特征之间的百分比差异或模板特征之间的比率。例如，匹配标准可以要求模板特征达到90％的匹配分数阈值，或者基于所进行的形态比较类型的另一个百分比值。在其他示例中，模板特征之间的10％或更小的阈值百分比差可以用于检测匹配模板。

在一个示例中，确定两个模板之间的归一化面积波形差(NWAD)。可以通过所述模板的最大振幅采样点而对模板的采样点振幅进行归一化。通过在两个模板已经在形态分析窗口上对准之后从另一个模板的归一化采样点中减去一个模板的归一化采样点来确定两个模板之间的NWAD。NWAD度量可以被确定为((1-AD)/模板WA)*100，其中AD是两个模板波形之间的绝对面积差，并且其中模板WA(波形面积)是归一化模板波形的面积。如果NWAD度量至少为90％(或其他阈值百分比)，则两个模板匹配。或者，如果两个模板的归一化波形面积在彼此的10％内，则这两个模板匹配。

应认识到，可以使用各种匹配标准和形态比较方法。在一个示例中，如果在两个不同的患者姿势期间针对相同的感测向量生成的两个或更多个模板基于预定的匹配标准而匹配，则在方框212保留一个模板并且弃用其他(多个)匹配模板。在另一个示例中，如果两个或更多个模板基于匹配标准而匹配，则可以对匹配模板进行平均以获得表示具有匹配模板的所有相应患者姿势的单一平均模板。通过弃用给定感测向量的任何冗余模板，或通过对两个或多个匹配模板进行平均来减少所存储的模板的总数，可以节省存储器和处理时间。

例如，如果左侧躺卧模板与右侧躺卧模板匹配，则可以弃用一个模板。如果剩余的模板不同于仰卧模板和就座模板，则对于给定的感测向量，可以在存储器82中保存三个模板。如果给定感测向量的所有四个模板彼此匹配，则对于所述感测向量存储单个模板。以这种方式，假设为四种不同的患者姿势收集模板，可以为每个感测向量存储一到四个模板，并且为一个向量存储的模板的数量可以不同于为另一个向量存储的模板的数量。

在另一个示例中，通过将为每个可用感测向量生成的所有模板平均为用于向量的一个平均模板，在方框212生成的模板的总数可以减少为所存储的模板的较小数量。为给定的感测向量生成的所有模板的平均可能需要此向量的所有模板之间的比较结果在平均之前满足所述模板之间的最小匹配分数。如下所述，使用平均模板时用于将心动过速检测为SVT的形态匹配标准可以不同于当使用非平均模板时使用的形态匹配标准。例如，当使用平均模板时，可能需要较低的或相对较不严格的形态匹配阈值。由于平均模板可以与用于产生平均模板的任何单独模板略微不同，因此可以使用相对较低的匹配阈值或者更一般地较不严格的匹配标准来确定未知节律期间的ECG信号何时与所述平均模板匹配。

应当认识到，在一些情况下，所有可用感测向量可以是高度姿势相关的。用于给定感测向量的所生成的模板中的任何一个都不能以足够高的匹配分数而彼此匹配而以将所生成的模板的总数减少到用于VT/SVT检测和区别的所存储的模板的较小数量。在这种情况下，所存储的模板的数量将等于所生成的模板的总数量，而不是减少的数量。

一旦为每个感测向量存储了唯一的姿势相关模板的最终数量，所存储的模板可用于由心动过速区别算法来使用。可以周期性地重复由流程图200所示的过程，以根据需要更新所存储的模板，如以下结合图7所描述的。

图5是对于多个感测向量生成和存储的心脏信号模板的概念图250。方框252表示为每个可用ECG感测向量生成的所有形态模板，在此示例中称为ECG1、ECG2和ECG3。ECG1可以对应于图1所示的感测电极28和30之间的向量。ECG2可以对应于电极28和外壳电极15之间的感测向量，并且ECG3可以对应于电极30和外壳电极15之间的感测向量。

最初，为所需数量的目标患者姿势中的每个患者姿势生成形态模板，为了说明起见，其可以统称为姿势1至姿势4。在三个可用感测向量的示例中，如方框252所示，生成总共十二个形态模板(模板1至4)。对应于姿势1至4的患者的实际姿势不需要是已知的。可替代地，可以已知姿势1对应于坐姿，姿势2对应于仰卧等等。

在为每种患者姿势和每个感测向量生成所有十二个模板之后，将针对每个感测向量的模板1到模板4彼此进行比较。存储用于VT/SVT检测和区别的减少数量的模板，如方框254所示。减少数量的模板可以包括被平均以形成表示多种姿势的复合模板的模板。可替代地或另外地，通过弃用显示为与相同的感测向量的另一个模板相比没有姿势相关变化的模板来使所生成的模板的数量减少到用于VT/SVT检测和区别的所存储的模板的数量。

在图5所示的说明性示例中，用于ECG1的模板1和模板2可以基于形态匹配标准进行匹配。模板2可以被弃用，并且模板1可以被保留在存储器82中。模板1可以可选地在存储器中重新标记为对应于姿势1和2的模板1、2以跟踪与弃用的模板匹配的所保留的模板。类似地，模板3可以匹配ECG1的模板4。模板4可以被弃用，并且模板3可以被保留。模板3可以可选地被重新标记为模板3、4，以便跟踪与用于ECG1的模板4匹配的所保留的模板。

可替代地，如果两个模板匹配，则可以对这两个模板进行平均。例如，在方框254中存储的ECG1的模板1、2可以是在方框252中显示为所生成的模板1和模板2的平均值。类似地，在方框252中生成的模板的模板3和模板4可以在方框254中被平均并存储为模板3、4。

在一些示例中，平均和弃用的组合可以用于将所生成的模板的总数减少到用于VT/VT检测和区别的所存储的模板的减少的数量。为了说明，ECG1的模板1和模板2的比较可以得到大于第一模板匹配阈值(例如95％的匹配分数)的匹配分数。当两个模板匹配大于第一匹配阈值的匹配阈值时，弃用一个模板。模板3和模板4可以与小于第一匹配阈值但大于第二模板匹配阈值(例如90％的匹配阈值)的匹配分数匹配。模板3和4可以被平均以生成表示两个模板的模板3、4。模板3、4可以被认为是所述两个模板的复合模板。

在图5所示的示例中，用于ECG 2的模板1至4被缩减为单个模板。根据模板形态匹配标准，例如超过模板匹配阈值的匹配分数，所有四个模板可以彼此匹配。可以弃用模板2、3和4，并且保留模板1。模板1可以可选地被重新标记为对应于所有四种患者姿势的模板1、2、3、4。可替代地，模板1、2、3、4可以是在方框252中为ECG2生成的全部四个模板1至4的平均值。在平均之前，可以验证所生成的模板1至4根据匹配标准(例如匹配分数超过预定的最小匹配阈值)而彼此匹配。在又一个替代方案中，模板2、3、4中的一些模板(如超过第一模板匹配阈值(例如，匹配分数为95％)的模板)可以被弃用，而模板2、3、4中的余下的模板(如小于第一匹配阈值但大于第二模板匹配阈值(例如匹配阈值为90％)的模板)可以被平均。

在说明性示例中，为ECG3生成的模板1至4根据模板形态匹配标准彼此不匹配。因此，在方框254存储用于VT/SVT检测和区别算法的所有四个模板。将针对所有可用感测向量的为每种患者姿势生成的模板的总数减少到用于在未知节律期间与来自相应感测向量的ECG信号进行比较的所存储的模板的减少的数量可以导致针对每个向量存储不同数量的模板，如图5所示。

根据描述性或非描述性标记而对在方框254存储的模板进行标记是可选的。如下所述，在一些示例中，用于给定姿势的模板(无论此姿势是已知的还是未知的)被视为一组，使得如果使用两个或更多个感测向量来采集用于检测VT的ECG信号，则最初使用对应于相同姿势(例如姿势1)的模板而用于与来自对应感测向量未知ECG信号进行比较。如果对应于姿势1的第一组模板中没有一个(或小于所需的最小数量)与未知节律期间的相应ECG信号匹配，则可以选择下一组模板而用于在未知节律期间与ECG信号进行比较。下一组模板可以全部对应于姿势2。在一些情况下，如果所存储的模板的数量已经从所生成的模板的总数减少，则下一组模板可以包括第一组中的模板。在图5的示例中，第一组模板可以选自ECG1模板1、2、ECG2模板1、2、3、4以及ECG3模板1。

第二组模板可以选自ECG1模板1、2、ECG2模板1、2、3、4以及ECG3模板2。对应于多于一种姿势的任何模板不一定需要在算法前进通过对应于不同姿势的不同模板组时进行重复比较。例如，出现在姿势1的第一组和姿势2的第二组两者中的ECG1模板1、2和ECG2模板1、2、3、4可以再次与对应的ECG感测向量信号进行比较，或者先前的比较结果可以用于避免冗余比较并节省处理时间。如果没有(或小于所需的最小数量的)姿势2模板与对应感测向量的ECG信号匹配，则可以选择对应于姿势3的姿势模板等等。不需要知道对应于姿势1、姿势2、姿势3和姿势4的实际患者姿势。

图6是根据一个示例的用于区别VT和SVT的方法的流程图300。在方框302，在一个或多个所选感测向量上接收ECG信号。ICD 14可以配置有两个感测通道，并且可以选择三个可用感测向量中的两个，如以上结合图5所述的ECG1、ECG2和ECG3中的两个。然而，可以利用更多的或更少的感测向量。

在一些示例中，最初基于心率来检测VT。对于每个接收到的ECG信号，由ICD感测模块86产生R波感测信号。由心脏信号分析器90响应于R波感测信号来确定RR间隔。在方框304，RR间隔用于根据基于心率或基于间隔的VT检测标准来检测VT。例如，可以基于落入编程的VT间隔范围中的检测间隔(NID)的所需数量来检测VT。为了说明，VT检测间隔范围可以包括小于或等于360ms并且大于320ms的RR间隔。心室纤颤检测间隔(FDI)范围可以限定为小于或等于320ms的RR间隔。VT NID可以被设置为12个连续间隔、24个连续间隔或另一个所需数量的VT检测间隔。如果所需数量的连续RR间隔处于VT检测间隔范围内，则可以进行初步VT检测。

在其他示例中，在方框304使用的初级VT检测标准可以包括：与心脏时间间隔、间隔模式和/或形态有关的相关规则的优先化集合；发病率；稳定性；大体形态检测标准或其任何组合。在上述结合的专利中，如在美国专利号5,545,186(Olson等人)、7,031,771(Brown等人)、8,160,684(Ghanem等人)以及8,437,842(Zhang等人)中，披露了可以在方框304用作初级检测标准的VT检测标准的各种示例。

如果在方框304基于RR间隔或其他初级检测标准进行VT检测，则在方框306，在确认VT节律分类和递送VT治疗之前，执行未知节律的比较形态分析。执行形态分析以判定在未知节律期间接收的ECG信号的形态是否与为各个ECG感测向量存储的形态模板相匹配。在未知节律期间与每个感测向量的ECG信号相比较的第一模板可以是针对给定向量所存储的模板中的任何一个。如上所述，当监测多于一个ECG信号时，对于每个感测向量而为相同姿势存储的模板可以用于与未知ECG信号进行比较而用于确定形态匹配分数。

在一个示例中，除了各个模板都具有相同的姿势之外，与为每个感测向量所选的初始模板集合对应的实际患者姿势是未知的。不需要判定在基于心率的VT检测时的实际患者姿势。在基于心率的VT检测时的实际患者姿势可能匹配或可能不匹配对应于在方框306处使用的第一组模板的姿势。

在另一个示例中，与在方框306处使用的初始模板相关联的实际患者姿势是已知的。例如，可以在方框306处首先选择针对每个ECG感测向量而为直立坐姿所存储的模板，以与每个感测向量的ECG信号进行比较。然而，不需要确定患者的实际当前姿势，并且其可以是或可以不是直立坐位。

如果在未知节律期间的ECG信号的形态与用于至少一个所选感测向量的第一存储模板匹配，如在方框308处所确定的，则在方框309处将基于心率的VT检测分类为SVT。在一些情况下，可以为SVT检测标准限定“灰色区域”。灰色区域是匹配阈值或其他匹配标准的边界范围。如果在所选感测向量中只有一个模板满足SVT检测标准，但是位于形态匹配标准的灰色区域内，则可能需要所有其他所选感测向量模板根据一些最小匹配标准来匹配未知ECG信号。换句话说，如果一个感测向量满足SVT检测标准但仅位于灰色区域内，并且用于其他(多个)选择感测向量的一个或多个其他模板与未知信号非常不相关，则没有检测到SVT。

为了说明，SVT检测标准可以包括SVT形态匹配分数阈值为70％以及灰色区域为60％至70％。当单个形态匹配分数达到70％的SVT形态匹配分数阈值时，检测SVT，而不管其他感测向量的其他模板之间的匹配分数。然而，当单个形态匹配分数位于从60％直到70％的灰色区域内时，仅当所有其他所选ECG感测向量导致形态匹配分数大于预定义的最小匹配阈值(例如大于20％)时才检测到SVT。如果选择两个ECG感测向量并且一个模板在灰色区域中得到匹配分数的结果、而另一个所选感测向量的另一个模板得到低于最小匹配阈值(例如低于20％)的匹配分数，则不符合所述SVT检测标准。所述第二模板的非常低的匹配分数和第一模板的仅边界匹配不支持SVT检测。在上述美国专利号8,437,842(Zhang等人)总体上披露了在SVT和VT检测标准中使用灰色区域。

在其他示例中，需要来自至少两个(或全部)所选感测向量的ECG信号和形态模板之间的匹配，以将所述节律分类为SVT。在一种情况下，可能需要用于特定姿势的所有模板来匹配每个对应的所选感测向量的ECG信号，以便检测SVT。在另一种情况下，如果针对每个所选感测向量存储的至少一个模板与未知ECG信号匹配，则检测到SVT，而不管所述匹配模板的相应姿势是否是相同的姿势。

在方框308处的形态匹配可以基于预定义的SVT检测标准。用于确定未知ECG信号形态和所存储的模板之间的匹配的SVT检测标准可以是或可以不是用于标识匹配形态模板的相同标准，用于将所生成的模板的总数减少到所存储的模板的较小数量，如以上结合图4和图5所述的。SVT检测标准可以包括比用于识别匹配模板的形态匹配标准低的形态匹配分数阈值。例如，用于减少所存储的模板的数量的形态匹配标准可以包括模板之间的形态匹配分数为90％，而SVT检测标准可能需要60％的形态匹配分数。

SVT检测标准(例如，限定为形态匹配分数阈值的实际值)可以基于正在执行的形态分析的类型而在实施例之间变化，并且可以由临床医生或其他用户编程。在一些示例中，不同的SVT检测标准可以应用于不同的所存储的模板。例如，可以将与被应用于没有与任何其他生成的模板平均的所存储的模板的形态匹配分数阈值相比更低的形态匹配分数阈值应用到表示两个或更多个生成的模板的平均值的所存储的模板。因此，当在方框306处选择与用于与未知节律的ECG信号进行比较的与每个感测向量的共同姿势相关联的模板时，还选择适当的SVT检测标准以在方框308处使用，以判定所述模板是否满足SVT检测标准。

在方框306中存储的模板被称为SVT模板，因为所述模板表示当心室去极化是从心房进行的而不是从心室产生时的ECG信号形态。因此，在方框308处的形态匹配指示所述节律是室上性的。不需要进一步的形态分析，并且不递送VT治疗。通过返回到方框302，ECG监测继续。

如果检测到SVT，则ICD 14可以在方框311处选择哪些模板将被用作后续比较中的(多个)第一模板。例如，在后续比较中使用的第一模板可以是为引起匹配模板的结果并导致SVT检测的姿势所存储的模板组。在另一个示例中，ICD 14可以判定每个感测向量的哪个存储的模板导致最高匹配分数，并且将所述模板设置为在后续比较中使用的第一模板。此判定可以包括将所有存储的模板与每个选择的感测向量的ECG信号进行比较。在所述ECG在所有模板被比较之前与模板匹配的情况下，此判定可以包括将ECG与模板的其余部分进行比较。导致最高形态匹配分数的模板可以在方框311处被选择作为下一次在方框306处执行形态比较时要使用的第一模板。预期用于一个感测向量的最高匹配模板将对应于与用于任何其他所选感测向量的最高匹配模板相同的患者姿势。

然而，在一些情况下，用于两个不同姿势的模板可以导致两个不同感测向量的最高形态匹配分数。在这种情况下，可以将从第三感测向量获得的第三ECG与其各自的形态模板中的每个形态模板进行比较，以判定哪个模板导致最高的形态匹配分数。在方框311处选择的用于下一个形态比较(方框306)的第一模板可以用于与对于所有可用感测向量的大部分具有最高匹配分数的模板相关联的姿势，即使并非所述大多数中的所有感测向量都是在方框302处选择的用于接收ECG信号的向量。

例如，假设在方框302处选择ECG1和ECG2用于ECG监测，如果ECG1的模板1在为ECG1存储的所有模板中在方框311处产生最高匹配分数，但是模板2在为ECG2存储的所有模板中产生ECG2的最高匹配分数，则在两个所选ECG向量之间的最高匹配模板的相关联姿势之间存在冲突。在这种情况下，可以将ECG3信号与用于ECG3的所存储的所有模板进行比较，以确定具有最高匹配分数的模板。如果用于ECG3的最高匹配模板与用于ECG1或ECG2的最高匹配模板中的任一个相同的姿势相关联，则用于此姿势的模板被设置为将要在方框306处在下一个比较期间使用的第一模板。

可能出现这样的情况，其中用于每个感测向量的最高匹配模板不对应于任何其他感测向量的相同姿势。在这种情况下，与产生所有所选的或所有可用的ECG感测向量的整体最高形态匹配的模板相关联的姿势可以指示在方框306处选择用于下一个比较的第一模板。可替代地，可以选择每个感测向量的最高匹配模板作为用于下一个比较的第一向量，而不管与那些模板相关联的冲突的患者姿势。

在方框306处用于下一个比较的(多个)第一模板的选择可以基于在检测到的SVT期间的最高匹配分数。可替代地，可以在心律已经返回到低于VT检测率区域的较低静息心率之后执行方框311处的模板选择。

如果在方框308处没有来自所选感测向量的ECG信号与用于每个对应感测向量的所选模板匹配，则心脏信号分析器90在方框310处判定另一个模板是否可用于任何感测向量。如果至少一个附加的所存储的模板是可用的，则在方框316处选择对应于与第一组模板不同的患者姿势的下一组模板。将下一组模板与在未知节律期间接收的各个ECG信号进行比较。所述过程继续，直到所有存储的模板都已被利用或检测到SVT。

如果所有存储的模板都已经与不满足SVT检测标准的相应感测向量信号进行比较，则在方框312处检测VT。在方框314，ICD 14递送治疗以治疗VT。可以递送心脏复律电击。在包括起搏能力的IMD系统中，可以递送ATP。

在方框308处基于存储的模板应用的SVT检测标准被描述为仅在基于初级VT检测标准(如基于RR间隔的标准)进行初步VT检测之后才应用的次级VT/SVT检测标准。在其他示例中，应用于在未知节律期间的ECG信号与存储的形态模板之间的比较的SVT检测标准可以包括在初级VT检测标准中，与或不与其他初级和/或次级检测标准一起使用。

参考图5所示的示例，响应于基于心率的VT检测(方框304)，在流程图300的方框306处为形态比较而选择的第一模板可以是用于姿势1的模板。例如，如果选择ECG1和ECG2用于ECG监测，则可以在方框302处基于所选的ECG1和ECG2感测向量中的一个或两个进行基于心率的VT检测。接下来，将ECG1模板1、2与在未知心律期间从ECG1接收的心脏信号进行比较，并且将ECG2模板1、2、3、4与在未知心律期间从ECG2接收的心脏信号进行比较。两个模板都与所选的ECG1和ECG2感测向量的姿势1相关联。

如果在未知节律期间两个ECG1和ECG2信号中的一个根据SVT检测标准与对应的ECG1模板1、2或ECG2模板1、2、3、4相匹配，则在方框309检测SVT。如果两个心脏信号都不满足SVT检测标准，则VT检测算法为下一种患者姿势2选择模板，所述模板将是与本示例中的姿势1相同的所存储的模板(用于ECG1和模板1、2和用于ECG2的模板1、2、3、4)。因此，所述VT检测算法在方框316选择下一种患者姿势3的模板。在方框308，将ECG1心脏信号与模板3、4进行比较。ECG2心脏信号可以再次与模板1、2、3、4比较，或者可以使用先前的比较结果。如果任一心脏信号根据SVT检测标准(例如，具有大于SVT检测阈值的匹配分数)与对应于姿势3的相应模板匹配，则在方框309处检测SVT。如果两个心脏信号都与姿势3的相应模板不匹配，则在方框312处未知节律被检测为VT，因为没有其他所存储的模板可以用于所选感测向量(ECG1和ECG2)。

由于VT/SVT检测和区别算法通过用于每个感测向量的存储模板来进展，可以选择新的模板，或者可以根据减少的存储模板的数量而针对给定的感测向量再次使用相同的模板。然而，在任何给定时间，可以选择与相同姿势相关联的模板而用于与相应的ECG信号进行比较。即使实际患者姿势可能是未知的，也要在患者处于给定姿势的同时接收每个所选感测向量的心脏信号。即使在接收ECG信号而用于多个所选的感测向量的同时患者姿势改变，在任何给定时间点的所有感测向量的姿势也是相同的。

不需要已知对应于模板1、模板2、模板3和模板4的实际患者姿势。根据一个示例，所需要的是所有模板1是在用于所有可用感测向量的相同的第一姿势期间生成，所有模板2是在用于所有可用感测向量的不同于第一姿势的相同的第二姿势期间生成等等。一旦生成，就可以产生减少数量的所存储的模板。针对给定姿势存储的模板可以用作用于与来自所选感测向量的多个相应ECG信号进行比较的集合。当其与多于一个姿势相关联(由于弃用匹配模板或将两个或更多个生成的模板平均)时，可以在多于一组模板中使用减少数量的姿势模板的一个姿势模板。

图7是用于判定何时应当更新一组所存储的模板的方法的流程图400。在方框401，可以针对每个可用感测向量(或每个单独模板)存储“新鲜度分数”，如在所存储的模板的有效性的指示中。由于ECG信号的变化，例如由于心脏基质的变化、患者服用的药物的变化或其他原因，模板的有效性可能随时间而减少。当在方框401处初始存储模板时，所述新鲜度分数被设置为开始最大值。

在方框402，从一个或多个可用感测向量来监测ECG信号。在方框404，例如基于稳定的RR间隔和/或稳定的ECG信号形态，在没有进行VT或VF检测的情况下检测稳定的室上性心律。在方框406，将在稳定的室上性节律期间从每个可用感测向量接收的ECG信号与用于每个相应感测向量的所存储的模板进行比较。可以在相对大量的心动周期(例如至少100个心动周期)上进行比较，但是在其他情况下可以使用数量更少的周期。在一些示例中，当已经验证了稳定的室上性节律时，在预定的周期性基础上执行所述模板和ECG信号之间的比较。模板更新标准被应用于方框408和410处的比较结果，以判定何时需要模板更新。

例如，可以响应于在方框406处进行的比较，在方框408处针对每个可用感测向量更新模板新鲜度分数。在一个示例中，如果在稳定的室上性节律的一个或多个心动周期期间，用于给定的感测向量的所有模板在稳定的室上性节律期间不能匹配ECG信号，则在方框408减小所述感测向量的新鲜度分数。用于调整新鲜度分数所需的心动周期比较的数量可以是连续心动周期、非连续心动周期或连续心动周期的非连续组。

如果用于给定感测向量的至少一个模板与在所需数量的心动周期的稳定的室上节律期间与ECG信号匹配，则可以用于此感测模板增加新鲜度分数。应认识到，除了一个以外所有用于给定感测向量的所存储的所有模板都可以对应于患者的当前姿势。因此，由于ECG信号的姿势相关差异，可以预期一些模板在稳定节律期间不能匹配ECG信号，但是如果模板集仍然有效则至少一个模板应当在大量心动周期上可靠地匹配ECG信号。

除了基于ECG信号比较来减少或增加给定感测向量的新鲜度分数之外，新鲜度分数可以是时间衰减的新鲜度分数。例如，新鲜度分数可以每天、每周或每月衰减预定量。在方框410，将新鲜度分数与模板更新阈值进行比较。如果任何可用感测向量的新鲜度分数落在更新阈值以下，则在方框412处生成一个或多个新模板。在一个示例中，使用结合图4描述的方法来更新用于至少所述感测向量(或所有可用的感测向量)的模板。

在另一个示例中，如果在稳定的室上性节律期间的ECG信号一致地不匹配用于给定感测向量的所存储的现有模板中的任何一个(基于小于70％或另一百分比的被评估的心动周期不匹配任何现有模板)，则在稳定节奏期间在方框412为所述感测向量生成一个新模板。可以在不确定患者的姿势的情况下生成新模板。在其他情况下，可以结合来自外部设备40或来自姿势传感器的患者姿势的指示来生成新模板。

在一些示例中，通过替换对于所述感测向量具有最低新鲜度分数的现有的所存储的模板来存储新模板，已经对于此感测向量存储了所述现有模板。具有最低新鲜度分数的模板被判定为过时的并被移除，并且为相关联的感测向量存储新的模板。因此，对于给定感测向量的新模板的添加可以与移除具有最低新鲜度分数的存储模板同时发生。如果在新模板生成时已知，则可以根据患者的姿势来标记新模板。可替代地，所述模板可以被存储为没有姿势标记的通用姿势模板，并且使用可以在图6的方框316处选择的用于在未知节律期间与ECG信号进行比较的附加模板。

应认识到，每个可用感测向量的新鲜度分数可以最初被设置为最小起始值，并且随着时间增加并响应于没有模板与稳定的室上性ECG信号匹配而增加，并且响应于至少一个模板与稳定的室上性ECG信号匹配而减小。在这种情况下，响应于新鲜度分数超过模板更新阈值，检测对更新所存储的模板的需要。

当存在姿势传感器时，在方框410处需要模板更新的判定可以在方框412处导致自动模板更新。当ICD 14未被配置为使用姿势传感器检测患者姿势时，ICD 14可以生成由遥测模块88发送到外部设备40的通知信号，以通知患者或临床医生需要更新。

在一些示例中，当存储的模板不需要更新时(方框410)，可以在方框416处基于在稳定的室上性节律期间存储的模板来检测患者的姿势。响应于ECG信号匹配一组存储的模板来检测姿势，所述模板对应于所选的感测向量上的相同姿势。当已知患者处于特定姿势(例如直立或卧姿)时，可在方框418处执行一个或多个ICD功能。在其他情况下，在方框418，将检测到的患者姿势与由ICD获取的其他患者生理数据和/或治疗递送数据相关联地存储以向数据提供姿势环境。

例如，可能需要在对应于特定患者姿势的特定患者状态期间在方框418处从生理传感器96进行生理测量，例如对应于仰卧姿势或侧卧姿势的静止状态或对应于直立姿势的非静止状态。姿势信息在各种患者监测算法中可能是有用的。例如，可能期望跟踪患者在躺位相对于斜躺位置相对于直立位置花费了24小时中的多少时间而作为患者生活质量的指示或者与患者的充血心衰状态相关。知道在记录其他类型的数据(如用于引线完整性监测、心力衰竭监测、睡眠监测、血压监测、胸阻抗监测、心律发作性症状、患者评注的发作性症状或其他类型的患者监测的数据)时的患者姿势可以向临床医生提供用于解释数据、诊断患者状况和/或管理治疗的附加信息。这样，与不同姿势相关联的所存储的模板可以用于在稳定的室上性节律期间识别患者的姿势，以用于启用或触发ICD 14的与姿势关联的功能和/或记录具有其他患者监测数据的上下文信息，而不需要使用多轴加速度计来检测患者姿势。

因此，在前面的描述中已经参照具体实施例给出了用于检测和区别VT和SVT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。