使用加速度计轴的步伐检测的制作方法

本公开总体涉及医疗设备系统，并且更具体地，涉及被配置成对与医疗设备系统耦合的人或患者所迈出的步伐进行检测和计数的医疗设备系统。

背景技术：

植入式医疗设备(imd)和例如可穿戴医疗设备之类的外部医疗设备(包括植入式起搏器和植入式心脏复律除颤器(icd))记录心电图(egm)信号，以用于感测心脏事件，例如，p波和r波。imd从感测心脏事件中检测心动过缓、心动过速和/或纤颤的发作，并且根据需要利用起搏治疗或高压抗快速性心律失常电击(例如，心脏复律或除颤电击)来对发作进行应答。一些imd包括如下的系统、或者是如下的系统或者是如下的系统的一部分：该系统包括生成其他生理信号(诸如，基于患者移动或活动、心血管压力、血氧饱和度、水肿或胸阻抗而变化的信号)的传感器。基于这些信号确定的生理参数可用于辅助检测心律失常，以及检测或监测其他心脏病况(诸如，心力衰竭或梗塞)，或更一般地，检测或监测患者的健康。

技术实现要素：

通常，本公开涉及用于检测由耦合到医疗设备的人或患者所迈出的步伐以及例如使用计数器记录所检测到的步伐的技术。在一些示例中将人或患者耦合到医疗设备包括将医疗设备植入患者体内，或者在其他示例中，耦合可包括例如以可穿戴医疗设备的形式将医疗设备紧固在人或患者外部但与人或患者接触。在各种示例中，医疗设备被配置成提供从位于人或患者体内或耦合到人或患者的单轴加速度计生成的输出信号。根据本文描述的各种技术处理从单轴加速度计生成的输出信号，以生成“经整流的(rectified)信号”。随后分析“经整流的信号”，以确定人或患者何时已经作出了被确定为合格步伐的移动，例如，何时正在散步或跑步。在各种示例中，基于经整流的信号与自动调整阈值进行比较来作出对合格步伐的检测。在各种示例中，所检测到的合格步伐被记录在计数器中，该计数器被配置成跟踪在各种参数之上(诸如，在时间之上、或者在预定义的事件(诸如，耦合到医疗设备的人或患者散步或跑了一定距离)之上)检测到的合格步伐的总数量。

作为一个示例，本公开涉及医疗设备系统，其包括：加速度计电路系统，所述加速度计电路系统被配置成输出指示沿着患者的单个移动轴的加速度的变化的信号；以及处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：接收来自加速度计的输出信号，并对所述输出信号进行整流以生成经整流的信号，其中对所述输出信号的整流包括为施加在所述输出信号之上的多个移动窗口中的每一个移动窗口生成经整流的值，其中为所述多个移动窗口中的每一个移动窗口生成整流值包括：确定窗口的输出信号的当前值、确定输出信号中的由所述窗口封围的一部分输出信号的最大值，以及从所述最大值中减去所述当前值；以及分析所述经整流的信号，以基于所述经整流的信号检测由患者所迈出的步伐的发生。

作为另一个示例，本公开涉及一种方法，该方法包括：接收作为来自加速度计的单个轴的输出信号而生成的信号；使用整流器电路对所述输出信号进行整流以生成经整流的信号，其中对所述输出信号进行整流包括通过以下操作来为施加在所述输出信号之上的多个移动窗口中的每一个移动窗口生成经整流的值：确定窗口的输出信号的当前值、确定所述输出信号中的由所述窗口封围的一部分输出信号的最大值、以及从所述最大值中减去所述当前值；以及使用步伐传感器电路分析所述经整流的信号，以检测由耦合到加速度计的患者所迈出的步伐的发生。

在另外的示例中，本公开涉及一种步伐检测和跟踪系统，包括：植入式医疗设备，所述植入式医疗设备包括：加速度计电路系统，所述加速度计电路系统被配置成输出指示沿着患者的单个移动轴的加速度的变化的信号；以及处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：接收来自加速度计的输出信号，并对所述输出信号进行整流以生成经整流的信号，其中对所述输出信号的整流包括为施加在所述输出信号之上的多个移动窗口中的每一个移动窗口生成经整流的值，其中为所述多个移动窗口中的每一个移动窗口生成经整流的值包括：确定窗口的输出信号的当前值、确定输出信号中的由所述窗口封围的一部分输出信号的最大值、以及从所述最大值中减去所述当前值，以及分析所述经整流的信号，以基于所述经整流的信号检测由患者所迈出的步伐的发生；以及外部设备，所述外部设备通信地耦合到所述植入式医疗设备，所述外部设备包括具有至少一个显示字段的显示器，所述至少一个显示字段被配置成显示由所述植入式医疗设备检测到的步伐的数量的指示。

本发明内容旨在提供本公开中描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的所附附图和说明书内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。

附图说明

在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个示例的细节。通过说明书和附图以及权利要求书，本公开的其他特征、目标、以及优点将变得显而易见。

图1是示出结合患者的示例医疗设备系统的概念图。

图2是示出图1的医疗设备系统的另一示例配置的概念图。

图3是示出结合患者的示例医疗设备系统的概念图。

图4a-4c分别是示出了结合患者的医疗设备系统的另一示例的前视图、侧视图和俯视图概念图。

图5是示出结合患者的另一示例医疗设备系统的概念图。

图6是示出了图4a-5的心内起搏设备的示例配置的概念图。

图7是示出植入式医疗设备的示例配置的功能框图。

图8是示出被配置成与一个或多个植入式医疗设备通信的外部设备的示例配置的功能框图。

图9是示出包括远程计算设备(诸如，服务器和一个或多个其他计算设备)的示例系统的功能框图，所述远程计算设备经由网络连接到植入式医疗设备和/或外部设备。

图10a是示出根据本公开中描述的各种技术的对感测到的波形的整流(rectification)的图形说明。

图10b是图10a的示出根据本公开中描述的各种技术的对感测到的波形的整流的图形说明的另一示例。

图11是根据本公开中描述的各种技术的另一示例经整流的信号的另一示例图形说明。

图12是根据本公开中描述的各种技术的另一经整流的信号的另一示例图形说明。

图13是示出根据本公开中描述的各种技术的系统的框图。

图14是三组训练参数x、y和z的测试结果，以及当根据本文所描述的技术操作任何设备时实现的实际测试结果的图形说明。

图15是示出可以由医疗设备系统实施以检测和跟踪由耦合到系统的患者所迈出的步伐的示例方法1000的流程图。

本文所提供的附图和说明书示出并描述了本公开的发明方法、设备和系统的各种示例。然而，本公开的方法、设备和系统不限于如本文所示出和所描述的具体示例，以及如将被本领域普通技术人员所理解的，本公开的方法、设备和系统的其他示例和变型被认为是在本申请的范围内。

具体实施方式

接收植入式设备的患者可以从监测他们的活动中受益。对改善公众的健康方面的最近兴趣包括对步伐进行计数的外部设备。如果无论你测量什么都能提供动力是真实的，则人们可能会因为有能力监测他们散步和/或跑步的步伐的数量而被驱动去散步和/或跑步从而走得更多。然而，这些外部设备具有诸如脱落、需要频繁充电、不适合在潮湿环境中穿戴之类的缺点。具有步伐检测器的植入式设备将不具有这些缺点，并且可以为具有植入式医疗设备的患者提供动力来改善其活动水平。监测活动(诸如，所迈出的步伐的数量)的能力有助于患者和护理提供者(诸如，医生和护士)跟踪被确定为患者治疗或恢复过程中的一部分过程的治疗的进展。在许多实例中，鉴于尺寸约束以及在任何给定时间植入式医疗设备可用的存储功率的限制，使用植入式医疗设备的功率损耗和用于执行给定功能或提供特征所需的处理量是重要的考虑因素。本公开描述了示例设备和方法，其被配置成例如当植入式医疗设备植入患者体内时，检测和跟踪由耦合到植入式医疗设备的患者所迈出的步伐。然而，本文描述的设备也可以是例如使用被配置为可穿戴医疗设备的设备(例如但不限于，可穿戴的腕带、可穿戴的踝带、紧固到患者身体的躯干部分的设备、或诸如衬衫之类的其他形式的可穿戴设备)耦合到患者而无需植入患者体内的设备。

在各种示例中，植入式医疗设备仅需要使用一个加速度计轴来提供信号，该信号被进一步处理以检测由耦合到植入式医疗设备的患者所迈出的步伐。因为仅需要单轴加速度计输入来检测患者步伐，因此该特征可由植入式医疗设备提供并且需要低水平的电池/功率资源，并且还需要少量的设备和电路系统，从而仅需要设备内的少量空间。在许多实例中，植入式医疗设备已经包括一个或多个加速度计，以用于与由设备提供的其他特征相关联的监测目的。由此，来自现有加速度计的输出可用于提供由本文所描述的算法所分析以检测和跟踪由患者所迈出的步伐的信号。

在各种示例中，在接收到由植入式医疗设备内提供的单轴加速度计生成的输出信号之后，实施算法的处理电路系统(如本文进一步描述的)创建“经整流的信号”，该经整流的信号加强输出信号的峰到峰的幅度，“整流”使用移动窗口并计算给定移动窗口内的最大值与移动窗口内的当前值之间的差值。针对这些窗口系列所计算的这些计算的差值组用于生成“经整流的信号”。使用自动调整阈来分析经整流的信号，其中在任何给定时间处和在一段时间内的自动调整阈的值与“经整流的信号”的值的比较标识由耦合到植入式医疗设备的患者所迈出的每个步伐。在各种示例中，检测到的步伐用于递增步伐计数器，该步伐计数器存储指示检测到的步伐的数量的值。在一些示例中，存储在步伐计数器中的值包括在一段时间(例如，一天、一周或一年内)内所检测到的步伐，或者在诸如患者去散步之类的预定义事件的进程期间所检测到的步伐，或者在疗程期间所迈出的步伐。

在各种示例中，处理电路系统仅在已经发生合格步伐时才递增步伐计数器。在一些示例中，为了成为合格步伐，必须在初始的步伐序列在预期速度内发生(例如，三个步伐以30-180步/分钟的速率依次发生)之后发生所检测到的步伐。对检测到的步伐的资格鉴定有助于防止例如当患者仅从一只脚移动到另一只脚但实际上不是在散步时，或者例如当患者仅移动最少数量的步伐(诸如，迈出一步并随后停下来)时，对步伐的不足和过度计数。

描述了仅使用三维加速度计的单轴(在一些示例中，为z轴)的步伐检测器算法。利用该算法来检测步伐的方法的各种示例包括接收由三维加速度计的单轴所生成的信号，对信号进行整流以加强存在在所接收到的信号中的峰到峰的幅度，并且在经整流的信号返回到零基线值的时段之后将阈值自动调整到每个最大幅度处。在各种示例中，在被整流之前，使用低通滤波器对接收到的信号进行滤波，滤波处理被配置成从信号中移除高频率。在各种示例中，该方法包括在检测到落入到每分钟步伐的特定范围之间的某个数量的连续步伐之后递增步伐计数器。

图1是示出结合患者14a的示例医疗设备系统8a的概念图。医疗设备系统8a是医疗设备系统的示例，该医疗设备系统被配置成实施本文描述的用于检测由患者14a所迈出的步伐的技术。在所示的示例中，医疗设备系统8a包括imd10a和外部设备30a。

imd10a是可插入的心脏监测器(icm)，icm能够从在心脏16a外部的定位中感测和记录心脏egm信号，并且在下文中将被称为icm10a。在一些示例中，icm10a包括或耦合到一个或多个附加的传感器，所述附加的传感器生成一个或多个其他生理信号，诸如，基于患者运动和/或姿势、血流或呼吸而变化的信号。被包括在icm10a中的附加传感器包括至少一个单轴加速度计，并且在各种示例中可以包括多个单轴加速度计、一个或多个多轴加速度计、以及单轴加速度计和多轴加速度计的某个组合。icm10a可以例如皮下地或肌肉下地植入在患者14a的胸腔外部，诸如，图1中所示的胸部位置。在一些示例中，icm10a可以采用可从爱尔兰都柏林的美敦力公司(medtronicplc)获得的reveallinqtmicm的形式。

icm10a可以将由icm10a收集的egm信号数据和其他生理参数数据传输到外部设备30a。外部设备30a可以是例如用于家庭、门诊、诊所或医院环境中的计算设备，以经由无线遥测与icm10a通信。外部设备30a可以耦合到远程患者监测系统，诸如，可从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的作为示例，外部设备30a可以是编程器、外部监测器或消费者设备(例如，智能电话)。

例如当被配置为icm10a的编程器时，外部设备30a可用于将命令或操作参数编程到icm10a中以用于控制icm10a的功能。外部设备30a可用于询问icm10a以检取数据，包括设备操作数据以及imd存储器中累积的生理数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令的。编程器、外部监测器和消费者设备是可用于询问icm10a的外部设备30a的示例。由icm10a和外部设备30a使用的通信技术的示例包括射频(rf)遥测，该射频遥测可以是经由蓝牙、wifi或医疗植入通信服务(misc)而建立的rf链路。

icm10a和外部设备30a两者都包括处理电路系统，并且任一设备或两个设备的处理电路系统可以执行本文描述的技术，诸如，接收表示由被包括在icm10a内的单轴加速度计或多轴加速度计的轴所生成的输出信号的感测波形，以及处理该输出信号以执行对由患者14a所迈出的一个或多个合格步伐的检测。

被包括在icm10a内的加速度计包括一个或多个加速度计，该一个或多个加速度计被配置成测量沿着参考图1中的坐标系9a所示出的一个或多个轴的加速力。坐标系9a的“x”轴沿着在患者14a的左侧和右侧之间水平延伸的轴放置，坐标系9a的“y”轴沿着从患者14a的头部到脚部的方向垂直延伸的轴放置，并且坐标系9a的“z”轴沿着在患者14a的前侧和后侧之间水平延伸的轴放置。在各种示例中，本文公开的设备和技术被配置成接收由沿着单个加速度轴测量加速度的加速度计所生成的输出信号，以及处理输出信号以基于单轴加速度计输出信号来提供如本文所描述的步伐检测。在各种示例中，被选择用于生成输出信号以根据本文所公开的技术检测步伐的轴是沿着“z”轴定向的加速度计，并且被配置成提供响应于沿着患者14a的矢状面生成的加速力而生成的输出信号。

icm10a是可以包括一个或多个加速度计和处理电路系统的设备的示例，如下面进一步描述的，该设备被配置成接收信号轴加速度计输出信号、处理输出信号、对信号进行整流、以及处理经整流的信号以诸如在患者14a正散步或跑步时检测患者14a是否已经迈出步伐。在各种示例中，icm10a、外部设备30a或icm10a和外部设备30a两者被配置成包括被配置成存储和跟踪由处理电路系统所检测到的多个步伐的一个或多个计数器。

图2是示出icm10a的另一示例配置的概念图。在图2中所示的示例中，icm10a可具体化为具有壳体62、近侧电极64以及远侧电极66的监测设备。壳体62可进一步包括第一主表面68、第二主表面70、近端72以及远端74。壳体62封围位于icm10a内部的电子电路系统，并保护被包含在其中的电路系统免受体液的影响。电馈通提供电极64和66的电连接。

在图2中所示的实施例中，icm10a由长度l、宽度w以及厚度或深度d来限定，并且采取细长矩形棱柱的形式，其中长度l比宽度w大得多，宽度w又比深度d大。在一个示例中，选择icm10a的几何结构—尤其，宽度w大于深度d，以允许使用微创性手术将icm10a插入在患者的皮肤下并且在插入期间保持在期望的取向上。例如，图2中所示的设备包括沿着纵轴的径向不对称(尤其是，矩形形状)，该纵轴在插入之后将设备维持在合适取向上。例如，在一个示例中，近侧电极64与远侧电极66之间的间距可从30毫米(mm)到55mm的范围、35mm到55mm的范围、以及从40mm到55mm的范围，并且可以是从25mm到60mm的任何范围或单个的间距。此外，icm10a可具有从30mm到大约70mm范围的长度l。在其他示例中，长度l可从40mm到60mm的范围、45mm到60mm的范围并且可以是在大约30mm与大约70mm之间的任何长度或长度范围。此外，主表面68的宽度w可从3mm到10mm的范围，并且可以是3mm与10mm之间的任一单个宽度或宽度范围。icm10a的深度d的厚度可从2mm到9mm的范围。在其他示例中，icm10a的深度d可从2mm到5mm的范围，并且可以是从2mm到9mm的任一单个深度或深度范围。此外，根据本公开的示例的icm10a具有为容易植入和患者舒适所设计的几何结构和尺寸。在本公开中所描述的icm10a的示例可具有三立方厘米(cm)或更少的体积，1.5立方cm或者更少的体积或在三立方厘米和1.5立方厘米之间的任何体积。

在图2中所示的示例中，一旦被插入到患者体内，第一主表面68就面向外、朝向患者的皮肤，同时第二主表面70与第一主表面68相对地定位。当被植入时，第一主表面68和第二主表面70排列在基本垂直于患者的z轴(诸如，如图1中所示的坐标轴系统9a的z轴)的分开且平行的平面中。如图2中所示的，icm10a的深度维度d沿着与z轴相同的维度放置，并且在各种示例中，一旦icm10a植入患者体内，深度维度d就是患者的矢状轴。icm10a可以包括提供单轴加速度计输出信号的加速度计，该单轴加速度计输出信号指示存在在相对于icm10a设备植入其中的患者的该z轴中的加速力的变化。单轴加速度计输出可用于诸如当患者正散步或跑步时，检测具有植入的icm10a设备的患者所迈出的步伐。此外，在图2中所示的示例中，近端72与远端74为圆形的，用于一旦被插入在患者的皮肤下面就减少不适和对周围组织的刺激。例如在美国专利公开no.2014/0276928中描述了用于插入icm10a的工具和方法。

近侧电极64和远侧电极66用于在胸腔内或胸腔外(其可以是肌肉下地或皮下地)感测心脏信号，例如，ecg信号。ecg信号可被存储在icm10a的存储器中，并且ecg数据可经由集成的天线82被传输到另一医疗设备，该另一医疗设备可以是另一植入式设备或外部设备，诸如，外部设备30a。在某个示例中，电极64和66可附加地或替代地用于感测感兴趣的任何生物电势信号，该任何生物电势信号可以是例如来自任何植入位置的egm、eeg、emg、或神经信号。

在图2中所示的示例中，近侧电极64紧邻近端72，并且远侧电极66紧邻远端74。在该示例中，远侧电极66不限于平整的(flattened)、面向外的表面，而是可从第一主表面68围绕圆形边缘76和/或端部表面78延伸到第二主表面70上，使得电极66具有三维弯曲的配置。在图2中所示的示例中，近侧电极64位于第一主表面68上并且大体上是平的、面向外的。然而，在其他示例中，近侧电极64可利用远侧电极66的三维弯曲的配置，从而提供三维近侧电极(未在该示例中示出)。类似地，在其他示例中，远侧电极66可利用与关于近侧电极64所示的类似的位于第一主表面68上的大体平的、面向外的电极。各种电极配置允许近侧电极64和远侧电极66位于第一主表面68和第二主表面70两者上的配置。在其他配置中，诸如图2中所示的配置，近侧电极64和远侧电极66中的仅一个位于主表面68和70两者上，并且在又其他配置中，近侧电极64和远侧电极66两者都位于第一主表面68或第二主表面70中的一个上(即，近侧电极64位于第一主表面68上，而远侧电极66位于第二主表面70上)。在另一示例中，icm10a可包括在主表面68和70两者上在该设备的近端和远端处或附近的电极，使得总共四个电极被包括在icm10a上。电极64和66可由多种不同类型的生物相容的导电材料(例如，不锈钢、钛、铂、铱、或者它们的合金)形成，并且可利用一种或多种涂料，诸如，氮化钛或分形(fractal)氮化钛。

在图2中所示的示例中，近端72包括头部组件80，该头部组件80包括以下项中的一个或多个：近侧电极64、集成天线82、抗迁移突出物(projection)84、和/或缝合(suture)孔86。集成天线82位于和近侧电极64相同的主表面(即，第一主表面68)上，并且也被包括作为头部组件80的一部分。集成天线82允许icm10a传输和/或接收数据。在其他示例中，集成天线82可被形成在与近侧电极64相对的主表面上，或可被合并到icm10a的壳体82内。在图2中所示的示例中，抗迁移突出物84位于邻近集成天线82，并且从第一主表面68突出开来，以防止该设备的纵向移动。在图2中所示的示例中，抗迁移突出物84包括从第一主表面68延伸离开的多个(例如，9个)小隆起物(bump)或突出部(protrusion)。如以上所讨论的，在其他示例中，抗迁移突出物84可位于与近侧电极64和/或集成天线82相对的主表面上。此外，在图2中所示的示例中，头部组件80包括缝合孔86，该缝合孔86提供将icm10a固定到患者的另一方式，以防止插入后的移动。在所示的示例中，缝合孔86位于邻近近侧电极64。在一个示例中，头部组件80是由聚合材料或塑料材料制成的模制的头部组件，其可以被集成到icm10a的主要部分或者与icm10a的主要部分分开。

icm10a如以上关于图2所示出和所描述的包括如下设备的示例：该设备包括一个或多个加速度计和处理电路系统，如下面进一步描述的，该设备被配置成接收信号轴加速度计输出信号、处理输出信号、对信号进行整流、以及处理经整流的信号以诸如当患者14a正散步或跑步时检测患者14a是否已经迈出步伐。

图3是示出结合患者14b的示例医疗设备系统8b的概念图。医疗设备系统8b是医疗设备系统的示例，该医疗设备系统被配置成实施本文描述的用于检测由患者14b所迈出的步伐的技术。在所示的示例中，医疗设备系统8b包括耦合到心室引线20和心房引线21的植入式医疗设备(imd)10b。imd10b是植入式心脏复律除颤器(icd)，该icd能够向患者14b的心脏16b递送起搏、心脏复律和除颤治疗，并且在下文中将被称为icd10b。

心室引线20和心房引线21电耦合到icd10b并延伸到患者心脏16b中。心室引线20包括电极22和24(示出被定位在患者的右心室(rv)中的引线上)，以用于在rv中感测心室egm信号和起搏。心房引线21包括电极26和28(示出被定位在患者的右心房(ra)中的引线上)，以用于在ra中感测心房egm信号和起搏。

心室引线20附加地携载高压线圈电极42并且心房引线21携载高压线圈电极44，以用于递送心脏复律和除颤电击。术语“抗快速性心律失常电击”在本文中可用于指代心脏复律电击和除颤电击两者。在其他示例中，心室引线20可以携载高压线圈电极42和44两者，或者可以携载除了在图3的示例中所示出的那些之外的高压线圈电极。

icd10b可以使用心室引线20和心房引线21两者，以获取来自患者14b的心电图(egm)信号并且响应于所获取的数据而递送治疗。医疗设备系统8b被示出为具有双腔室icd配置，但是其他示例可以包括一个或多个附加的引线，诸如，冠状窦引线，该冠状窦引线延伸进入右心房中，穿过冠状窦并进入心脏静脉中以沿着左心室(lv)来定位电极以用于感测lvegm信号并向lv递送起搏脉冲。在其他示例中，医疗设备系统可以是单腔室系统，或者以其他方式不包括心房引线21。

被配置用于执行本文所描述的技术的处理电路系统、感测电路系统和包括一个或多个加速度计的其他电路系统被容纳在密封壳体12内。壳体12(或其一部分)可以是导电的，以便在除颤期间用作用于起搏或感测的电极或用作有源(active)电极。由此，壳体12在本文中也被称为“壳体电极”12。

icd10b可以将由icd10b获取的egm信号数据和心律发作数据以及关于icd10b的治疗递送的数据传输到外部设备30b。外部设备30b可以是例如用于家庭、门诊、诊所或医院环境中的计算设备，以经由无线遥测与icd10a通信。外部设备30b可以耦合到远程患者监测系统，诸如，可从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的作为示例，外部设备30b可以是编程器、外部监测器或消费者设备(例如，智能电话)。

例如当被配置为icd10b的编程器时，外部设备30b可用于将命令或操作参数编程到icd10b中以用于控制icd10b的功能。外部设备30b可用于询问icd10b以检取数据，包括设备操作数据以及imd存储器中累积的生理数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令的。编程器、外部监测器和消费者设备是可用于询问icd10b的外部设备30b的示例。由icd10b和外部设备30b使用的通信技术的示例包括射频(rf)遥测，该射频遥测可以是经由蓝牙、wifi或医疗植入通信服务(misc)而建立的rf链路。

icm10b如以上关于图3所示出和所描述的包括如下设备的示例：该设备包括一个或多个加速度计和处理电路系统，如下面进一步描述的，该设备被配置成接收信号轴加速度计输出信号、处理输出信号、对信号进行整流、以及处理经整流的信号以诸如当患者14b正散步或跑步时检测患者14b是否已经迈出步伐。

在各种示例中，使用一个或多个计数器来跟踪所检测到的合格步伐的数量，该一个或多个计数器被包括在icm10b或外部设备30b中的任一者中、或者被包括在icm10b和外部设备30b的某个组合中或被包括在icm10b和外部设备30b两者中。在各种示例中，可以检取存储在一个或多个计数器中的一个或多个值并将其提供为输出，诸如，到与外部设备30b相关联的显示器(图3中未示出)的输出，以用于显示和查看所存储的一个或多个计数器值。

图4a-4c分别是示出了结合患者14c的医疗设备系统8c的另一示例的前视图、侧视图和俯视图概念图。医疗设备系统8c是如下医疗设备系统的另一示例：该医疗设备系统被配置成实施本文所描述的技术，诸如，接收表示由被包括在icm10b内的单轴加速度计或多轴加速度计的轴所生成的输出信号的感测波形，以及处理该输出信号以执行对由患者14a所迈出的一个或多个合格步伐的检测。

在所示的示例中，医疗设备系统8c包括被植入在患者14c体内的心血管外icd系统100a。icd系统100a包括imd10c，该imd10c是icd并且在下文中被称为icd10c，其连接到至少一个植入式心脏除颤引线102a。icd10c被配置成在检测到心房纤颤或心室纤颤时向患者的心脏16c递送高能量心脏复律或除颤脉冲。当满足纤颤检测标准时，心脏复律电击通常与检测到的r-波同步被递送。当满足纤颤标准时，通常递送除颤电击，而r-波不能从由icd10c所感测的信号中被辨别出。

icd10c被皮下地或肌下地植入在患者14c胸腔上方的左侧上。除颤引线102a可以至少部分地植入胸骨下位置中，例如，在胸腔和/或胸骨110与心脏16c之间。在一个这样的配置中，引线102a的近侧部分自icd10c朝向胸骨110皮下地延伸，并且引线102a的远侧部分在前纵膈112(图4c)中在胸骨110下面或下方向上延伸。前纵隔112由胸膜116(见图1c)横向地、由心包114(图4c)后向地、由胸骨110前向地界定。在一些实例中，前纵隔的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔包括一定量的疏松结缔组织(诸如蜂窝组织)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织(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102a的远侧部分基本上在前纵隔的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨110的后侧延伸。引线102a可至少部分地植入在其他胸内位置中，例如其他非血管、心包外的位置，包括围绕心包或心脏的其他部分的周边且毗邻于但不附连至心包或心脏的其他部分且不在胸骨110或胸腔上方的间隙、组织或其他解剖特征。

在其他示例中，引线102a可以植入在其他心血管外位置。例如，除颤引线102a可以在胸腔上方从icd10c朝向患者14c的躯干的中心皮下地延伸，在躯干的中心附近弯曲或转弯，并在胸腔或胸骨110上方皮下地向上延伸(extendssubcutaneouslysuperior)。除颤引线102a可横向偏移至胸骨110的左侧或右侧或位于胸骨110之上。除颤引线102a可基本上平行于胸骨110延伸，或在近端或远端处自胸骨110横向成角度。

除颤引线102a包括绝缘的引线体，该引线体具有包括被配置成连接至icd10c的连接器104的近端，以及包括一个或多个电极的远侧部分。除颤引线102a还包括一个或多个导体，该一个或多个导体在引线体内形成导电通路，并使电连接器与多个电极中的相应的数个电极互相连接。

除颤引线102a包括除颤电极，该除颤电极包括两个部分或区段106a和106b，统称(或替代地)除颤电极106。除颤引线106朝向除颤引线102a的远侧部分，例如，朝向除颤引线102a沿着胸骨110延伸的部分。除颤引线102a被放置在胸骨110下方或沿着胸骨110，使得在除颤电极106a或106b与由icd10c形成的或在icd10c上的壳体电极(或治疗向量的其他第二电极)之间的治疗向量基本上横跨心脏16c的心室。在一个示例中，治疗向量可被视为从除颤电极106上的点(例如，除颤电极部分106a或106b中的一个的中心)延伸至icd10c的壳体电极上的点的线。在一个示例中，除颤电极106可以是细长的线圈电极。

除颤引线102a还可包括沿着除颤引线102a的远侧部分定位的一个或多个感测电极，诸如感测电极108a和108b(单独或统称为“感测电极(多个)108”)。在图4a和图4b中所示的示例中，感测电极108a和108b通过除颤电极106a彼此分离。然而，在其他示例中，感测电极108a和108b两者都可在除颤电极106的远侧或者两者都在除颤电极106的近侧。在其他示例中，引线102a可以在除颤电极106的近侧和/或远侧的各个位置处包括更多或更少的电极。在相同或不同的示例中，icd10c可以包括在另一个引线(未示出)上的一个或多个电极。

icd系统100a可经由包括电极108a和108b与icd10c的壳体电极的组合的一个或多个感测向量来感测电信号。在一些实例中，icd10c可以使用感测向量来感测心脏电信号，该感测向量包括除颤电极部分106a和106b中的一个以及感测电极108a和108b中的一个或icd9的壳体电极。感测到的固有电信号可包括由心肌生成的并指示心脏16c在心动周期期间的各个时间处的去极化和复极化的电信号。icd10c分析由一个或多个感测向量所感测的电信号，以检测快速性心律失常，诸如，室性心动过速或心室纤颤。响应于检测到快速性心律失常，icd10c可开始使诸如具有一个或多个电容器的组(bank)之类的存储元件充电，且当存储元件充好电时，如果快速性心律失常仍然存在，则经由除颤引线102a的除颤电极106递送一个或多个除颤脉冲。

医疗设备系统8c还包括imd10d，imd10d例如是心内起搏设备(ipd)，被植入在心脏16c内并被配置成向心脏递送心脏起搏。imd10d在下文中被称为ipd10d。在所示的示例中，ipd10d被植入心脏16c的右心室内。然而，在其他示例中，系统8c可以附加地或替代地包括在心脏16c的其他腔室内的一个或多个ipd10d，或者附连到心脏16c的外表面(例如，与心外膜接触)使得起搏设备设置在心脏16c的外部的类似配置的起搏设备。

ipd10d被配置成感测心脏16c的电活动并且向心脏16c递送起搏治疗，例如，心动过缓起搏治疗、心脏再同步治疗(crt)、抗心动过速起搏(atp)治疗、和/或电击后起搏。ipd10d可经由穿过组织的一个或多个固定元件被附连至心脏16c的内壁。这些固定元件可将ipd10d固定到心脏组织，并保持电极(例如，阴极或阳极)与心脏组织接触。

ipd10d可以能够使用携载在ipd10d的壳体上的电极来感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成的、并指示心脏16c在心动周期期间的各个时间处的去极化和复极化的电信号。ipd10d可分析感测到的电信号，以检测心动过缓和快速性心律失常(诸如，室性心动过速或心室纤颤)。响应于检测到心动过缓，ipd10d可以经由ipd10d的电极递送心动过缓起搏。响应于检测到快速性心律失常，ipd10d可以例如取决于快速性心律失常的类型，而经由ipd10d的电极递送atp治疗。在一些示例中，ipd10d可响应于确定另一医疗设备(例如，icd10c)递送了抗快速性心律失常电击而递送电击后起搏。

ipd10d和icd10c可以被配置成协调其心律失常检测和治疗活动。在一些示例中，ipd10d和icd10c可以被配置成完全彼此独立地操作。在这种情况下，ipd10d和icd10c不能彼此建立遥测通信会话以使用单向或双向通信来交换关于感测和/或治疗的信息。相反，ipd10d和icd10c中的每一个分析经由它们相应的电极所感测的数据，以做出快速性心律失常检测和/或治疗决定。由此，每个设备不知道其他设备是否将检测到快速性心律失常、它是否或何时将提供治疗等。在一些示例中，ipd10d可以被配置成检测由icd系统100a所递送的抗快速性心律失常电击，这可改善皮下icd10c和ipd10d之间的治疗的协调，而不需要设备到设备通信。以这种方式，ipd10d可以仅通过检测除颤脉冲而不需要与应用抗快速性心律失常电击的除颤设备通信，来协调心脏刺激治疗的递送(包括atp的终止以及电击后起搏的递送的发起)与抗快速性心律失常电击的应用。

在其他示例中，ipd10d和icd10c可以进行通信以促进适当的心律失常的检测和/或治疗的递送。通信可以包括单向通信，其中一个设备被配置成传输通信消息，而另一个设备被配置成接收那些消息。通信可以替代地包括双向通信，其中每个设备被配置成传输和接收通信消息。在题为“用于无引线起搏和电击治疗的系统和方法(systemsandmethodsforleadlesspacingandshocktherapy)”并在2013年1月31日提交的共同转让的美国专利申请号13/756,085中描述了ipd10d与icd10c之间的患者治疗的递送的双向通信和协调。

外部设备30c可以被配置成基本上类似于以上关于图1描述的外部设备30a。外部设备30c可以被配置成与icd10c和ipd10d中的一者或两者通信。在外部设备30c仅与icd10c和ipd10d中的一者通信的示例中，非通信设备可以从与外部设备30c通信的设备接收指令或向与外部设备30c通信的设备传输数据。在其他示例中，用户可以经由联网计算设备远程地与设备30c交互。用户可以与外部设备30c交互以与ipd10d和/或icd10c通信。

例如，用户可以与外部设备30c交互以发送询问请求并检取由icd10c和ipd10d中的一者或两者存储的感测生理数据或治疗递送数据，并且对定义治疗的治疗参数进行编程或更新定义治疗的治疗参数，或者执行关于icd10c和ipd10d的任何其他活动。虽然用户是医师、技师、外科医生、电生理学家、或其他医疗保健专业人员，但在一些示例中用户可以是患者14c。如下面进一步描述的，例如，外部设备30c可以允许用户发送信号(诸如，重置信号)，以及停止和启动与ipd10d内提供的计数器相关的信号，以允许用户与存储与检测到的步伐的数量相关的值的一个或多个计数器交互。

尽管图4a-4c是在ipd10d和包括具有胸骨下放置的远侧部分的引线102a的心血管外icd系统100a的背景下示出或描述的，但是根据本公开的一个或多个方面的技术可适用于其他共存系统。例如，心血管外icd系统可以包括具有远侧部分的引线，该远侧部分皮下地植入于胸骨上方(或其他位置)，而不是在胸骨下植入。作为另一个示例，代替ipd，具有起搏器和连接至起搏器并从起搏器延伸的一个或多个引线的起搏系统可被植入心脏的一个或多个腔室中，或被附连到心脏的外部，以向一个或多个腔室提供起搏治疗。由此，图4a-4c的示例仅出于示例目的被示出，且不应被认为是对本文所描述的技术的限制。

图5是示出另一示例医疗设备系统8d的概念图，该另一示例医疗设备系统8d包括植入患者体内的心血管外icd系统100b和ipd10d。医疗设备系统8b可以被配置成执行本文中关于图4a-4c的医疗设备系统8c所描述的任何技术。具有与图4a-4c和图5中的标号相同的标号的部件可被类似地配置并提供类似的功能。

在图5的示例中，心血管外icd系统100b包括耦合到除颤引线102b的icd10c。与图4a-4c的除颤引线102a不同的是，除颤引线102b在胸腔上方从icd10c皮下地延伸。在所示的示例中，除颤引线102b朝向患者14d的躯干的中心延伸，在躯干的中心附近弯曲或转弯，并且在胸腔和/或胸骨110上方皮下地向上延伸。除颤引线102b可横向偏移至胸骨110的左侧或右侧或位于胸骨110之上。除颤引线102b可基本上平行于胸骨102延伸，或在近端或远端处自胸骨横向成角度。

除颤引线102b包括绝缘的引线体，该引线体具有包括被配置成连接至icd10c的连接器104的近端，以及包括一个或多个电极的远侧部分。除颤引线102b还包括一个或多个导体，该一个或多个导体在引线体内形成导电通路，并使电连接器与多个电极中的相应的数个电极互相连接。在所示的示例中，除颤引线102b包括朝向除颤引线102b的远侧部分(例如，朝向除颤引线102b的沿着胸骨110延伸的部分)的单个除颤电极106。除颤引线102b沿着胸骨110被放置，使得在除颤电极106与由icd10c形成的或在icd10c上的壳体电极(或治疗向量的其他第二电极)之间的治疗向量基本上跨越心脏16d的心室。

除颤引线102b还可包括沿着除颤引线102b的远侧部分定位的一个或多个感测电极(诸如感测电极108a和感测电极108b)。在图5中所示的示例中，感测电极108a和108b通过除颤电极106彼此分离。然而，在其他示例中，感测电极108a和108b两者都可在除颤电极106的远侧或者两者都在除颤电极106的近侧。在其他示例中，引线102b可以在除颤电极106的近侧和/或远侧的各个位置处包括更多或更少的电极，并且引线102b可以包括多个除颤电极，例如，如图4a-4c的示例中所示的除颤电极106a和106b。

图6是示出ipd10d的示例配置的概念图。如图6中所示的，ipd2包括外壳130、盖部138、电极140、电极132、固定机构142、凸缘134、以及开口136。外壳130和盖部138可以一起被认为是ipd10d的壳体。以此方式，外壳130和盖部138可以封围并保护ipd10d内的各个电部件，例如，电路系统。外壳130可以基本上封围所有的电部件，并且盖部138可以对外壳130进行密封并且创建ipd10d的气密密封壳体。虽然ipd10d通常被描述为包括一个或多个电极，但是ipd10d通常可包括至少两个电极(例如，电极132和140)用于递送电信号(例如，诸如心脏起搏之类的治疗)和/或提供至少一个感测向量。

电极132和140携载在由外壳130和盖部138创建的壳体上。以此方式，电极132和140可以被认为是无引线电极。在图6的示例中，电极140被设置在盖部138的外表面上。电极140可以是被定位成在植入时接触心脏组织的圆形电极。电极132可以是设置在外壳130的外表面上的环形电极或圆柱形电极。外壳130和盖部138两者可以电绝缘。

电极140可以用作阴极并且电极132可以用作阳极(或者反之亦然)以用于递送心脏起搏，诸如，心动过缓起搏、crt、atp或电击后起搏。然而，电极132和140可用于任何刺激配置中。另外，电极132和140可用于检测来自心肌的固有电信号。

固定机构142可以将ipd10d附连到心脏组织。固定机构142可以是主动固定尖齿、螺钉、钳子、粘合构件、或用于将设备附连到组织的任何其他机构。如图6的示例中所示的，固定机构142可以由维持预成型的形状的记忆材料(诸如，形状记忆合金(例如，镍钛))来构建。在植入期间，固定机构142可以向前挠曲以刺穿组织并且被允许朝向外壳130向后挠曲。以此方式，固定机构142可以嵌入在目标组织内。

凸缘144可以设置在外壳130的一端上，以使得能够拴系或取出ipd10d。例如，缝合或其他设备可以围绕凸缘144和/或通过开口146插入并且附连至组织。以此方式，凸缘144可以提供第二附连结构，以用于在固定机构142失效的情况下在心脏16c内拴系或维持ipd10d。一旦ipd10d需要从患者14d体内被移出(或移除)，则凸缘144和/或开口146还可以用于取出ipd10d，如果这种动作被认为是必要的话。

ipd10d可以是被配置为实施本公开的技术的起搏设备的一个示例。然而，其他植入式医疗设备可用于执行与ipd10d相同或类似的功能。例如，类似于ipd10d，ipd可以包括携载电极的小壳体，并且被配置成植入心脏16的腔室内。ipd还可以包括一个或多个相对短的引线，该一个或多个相对短的引线被配置成将一个或多个相应的附加电极放置在心脏的同一腔室或心脏的不同腔室内的另一位置处。以此方式，ipd的壳体可以不携载用于执行本文关于ipd10d描述的功能的所有电极。在其他示例中，ipd的每个电极可以由一个或多个引线携载(例如，ipd的壳体可以不携载任何电极)。在一些示例中，ipd或其他起搏设备可以包括或耦合到三个或更多个电极，其中每个电极可以递送治疗和/或检测固有信号。

在另一示例中，起搏设备可以被配置成植入心脏外部，例如，接近或附连到心脏的心外膜。由起搏的壳体携载的电极可以被放置成与心外膜接触和/或耦合到起搏的引线的一个或多个电极可以被放置成在足以提供心脏起搏的位置处与心外膜接触。在又其他示例中，被配置成执行本文描述的技术的起搏设备可以皮下地或肌肉下地植入，并且连接到携载一个或多个电极的一个或多个心内引线。

返回参考图4a-5，医疗设备系统8c和8d是如下的医疗设备系统的示例：该医疗设备系统被配置成接收来自由加速度计的单个轴所生成的输出信号，并且处理该输出信号以便诸如在患者正散步或跑步时，检测由耦合到加速度计的患者所迈出的步伐。在各种示例中，用于检测步伐的技术包括使用移动窗口来对输出信号进行“整流”以生成经整流的值系列，可以按时间相继布置该经整流的值系列，以提供与该输出信号相对应的经整流的信号。随后使用自动调整阈线进一步处理经整流的信号，以确定经整流的信号中的哪些部分表示由患者所迈出的步伐。

图7是示出了imd10的示例配置的功能框图。imd10可以与以下项中的任一项相对应：icd10a、icm10b、icd10c、ipd10d、或被配置成实施用于预测本公开中描述的急性心脏事件的技术的另一imd。在所示的示例中，imd10包括处理电路系统160和相关联的存储器170、感测电路系统162、治疗递送电路系统164、一个或多个传感器166、一个或多个加速度计165、以及通信电路系统168。然而，icd10a、icm10b、icd10c和ipd10d不需要包括这些部件中的所有部件，或者可以包括附加的部件。例如，在一些示例中，icm10a可以不包括治疗递送电路系统164。在各种示例中，处理电路系统160被配置成使用本文描述的技术的一个或多个变型来执行步伐检测的过程，该过程包括对单轴加速度计输出信号的信号处理、对单轴输出信号的整流、对经整流的信号的分析以提供步伐检测、以及包括根据本文描述的技术对检测到的步伐进行计数和资格鉴定的一个或多个特征。在各种示例中，将来自一个或多个加速度计165的一个轴的输出信号提供作为单轴加速度计输出信号，处理该单轴加速度计输出信号以检测由加速度计输出信号中存在的变化所表示的迈出的步伐。在各种示例中，一旦imd10已经植入患者体内，从在该患者的矢状轴上定向的轴中获取来自加速度计165的一个轴的输出信号，并且提供该输出信号并输出指示发生在该患者的该同一矢状轴中的加速力的变化的信号。

存储器170包括计算机可读指令，当由处理电路系统160执行该计算机可读指令时，致使imd10和处理电路系统160执行归属于本文的imd10和处理电路系统160的各种功能(例如，确定患者参数值、差异度量、分数和阈，以及确定是否要提供指示预测到急性心脏事件的警报)。存储器170可包括任何易失性的、非易失性的、磁、光或电介质，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)、闪存存储器、或任何其他数字或模拟介质。

处理电路系统160可以包括固定功能电路系统和/或可编程处理电路系统。处理电路系统160可包括以下各项中的任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(dsp)、专用集成电路(asic)、现场可编程门阵列(fpga)、或等效的分立或模拟逻辑电路系统。在一些示例中，处理电路系统160可以包括多个部件(诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个dsp、一个或多个asic、或一个或多个fpga的任何组合)、以及其他分立或集成逻辑电路系统。归属于本文的处理电路系统160的功能可以具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。

感测电路系统162和治疗递送电路系统164被耦合到电极190。图7中所示的电极190可以对应于例如：icm10a的电极64和66(图1)；icd10b的电极12、22、24、26、28、44和44(图3)；电极106、108和icd10c的一个或多个壳体电极(图4a-5)；或ipd10d的电极132和140(图6)。

电感测电路系统162监测来自所选择的两个或多个电极190的信号，以便监测心脏26的电活动、阻抗、或其他电现象。可进行对心脏电信号的感测，以确定心率或心率变异性，或以检测心律失常(例如，快速性心律失常或心动过缓)或其他电信号。在一些示例中，感测电路系统162可以包括一个或多个滤波器和放大器，以用于滤波和放大从电极190接收到的信号。

得到的心脏电信号可以被传递到心脏事件检测电路系统，该心脏事件检测电路系统在心脏电信号越过感测阈时检测到心脏事件。心脏事件检测电路系统可以包括整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。响应于感测到心脏事件(例如，检测到的p波或r波)，感测电路系统162向处理电路系统80输出指示。

以此方式，处理电路系统160可以接收与在心脏26的相应腔室中的检测到的r波和p波的发生相对应的检测到的心脏事件信号。检测到的r波和p波的指示可用于检测心室和/或心房快速性心律失常发作，例如心室或心房纤颤发作。一些检测通道可被配置成检测心脏事件(诸如p波或r波)，并向处理电路系统160提供发生这种事件的指示，例如，如1992年6月2日公告的授予keimel等人的题为“用于监测电生理信号的装置(apparatusformonitoringelectricalphysiologicsignals)”的美国专利no.5,117,824中所描述的。

感测电路系统162还可包括开关模块，以选择使用可用电极190中的那些(或电极极性)来感测心脏活动。在具有若干电极190的示例中，处理电路系统160可经由感测电路系统162内的开关模块选择用作感测电极的电极，即选择感测配置。感测电路系统162还可以将一个或多个数字化egm信号传递到处理电路系统160以用于分析，例如用于心律辨别。

处理电路系统160可以实施可编程计数器。如果imd10被配置成生成起搏脉冲并将起搏脉冲递送到心脏26，则这种计数器可控制与心动过缓起搏(例如，ddd、vvi、dvi、vdd、aai、ddi、dddr、vvir、dvir、vddr、aair、ddir起搏)以及其他起搏模式相关联的基本时间间期。由处理电路系统160定义的间期可包括心房起搏逸搏间期和心室起搏逸搏间期、不应期(在此期间，感测到的p波和r波对于重启这些逸搏间期的计时是无效的)、和这些起搏脉冲的脉冲宽度。处理电路系统160可响应于存储在存储器170中的起搏模式参数来确定这些间期的持续时间。

可以在利用感测电路系统162的检测通道感测到r波和p波时、或者在由治疗递送电路系统164生成起搏脉冲时，重置由处理电路系统160实施的间期计数器，并由此控制心脏起搏功能(包括心动过缓起搏、crt、atp、或电击后起搏)的基本计时。当由感测到的r波和p波重置时存在于间期计数器中的计数的值可被处理电路系统160用于测量r-r间期、p-p间期、p-r间期和r-p间期的持续时间，该r-r间期、p-p间期、p-r间期和r-p间期的持续时间是可存储在存储器170中的测量值。处理电路系统160可使用间期计数器中的计数来检测快速性心律失常事件，诸如，心房纤颤(af)，房性心动过速(at)、vf、或vt。这些间期还可用于检测总的心率、心室收缩频率、和心率变异性。存储器170的一部分可以被配置为多个再循环缓冲器，其能够保持测得的间期系列，可以由处理电路系统160响应于发生脉搏或感测中断而分析所述测得的间期系列，以确定患者的心脏26目前是否正表现出房性或室性快速性心律失常。

在一些示例中，心律失常检测方法可包括任何合适的快速性心律失常检测算法。在一个示例中，处理电路系统160可利用在以下美国专利中描述的基于规则的检测方法的全部或子集：olson等人的、在1996年8月13日公告的题为“用于心律失常的诊断和医治的基于优先规则的方法和装置”(“prioritizedrulebasedmethodandapparatusfordiagnosisandtreatmentofarrhythmias”)的美国专利no.5,545,186、或gillberg等人的、在1998年5月26日公告的题为“用于心律失常的诊断和医治的基于优先规则的方法和装置”“prioritizedrulebasedmethodandapparatusfordiagnosisandtreatmentofarrhythmias”的美国专利no.5,755,736。授予olson等人的美国专利no.5,545,186和授予gillberg等人的美国专利no.5,755,736。然而，在其他示例中，处理电路系统160也可以采用其他心律失常检测方法，诸如，利用心电图的计时和形态的那些方法。

在一些示例中，处理电路系统160可通过标识缩短的r-r(或p-p)间期长度来确定已发生了快速性心律失常。一般而言，当间期长度降到220毫秒以下时，处理电路系统160检测到心动过速，且在间期长度降到180毫秒以下时，处理电路系统80检测到纤颤。在其他示例中，当间期长度下降到330毫秒之间时，处理电路系统160可检测到室性心动过速，并且当间期长度降到240毫秒以下时，处理电路系统160可检测到心室纤颤。这些间期长度仅是示例，并且用户可按期望来定义间期长度，这些间期长度随后可被存储在存储器170内。作为示例，可能需要检测该间期长度达某个数量的连续周期、达移动(running)窗口内的周期的某个百分比、或达某个数量的心动周期的移动平均值。在其他示例中，可以使用附加的生理参数来检测心律失常。例如，处理电路系统160可以分析一个或多个形态测量、阻抗、或任何其他生理测量，以确定患者14正在经历快速性心律失常。

除了检测和标识特定类型的心脏事件(例如，心脏去极化)之外，感测电路系统162还可以对检测到的固有信号进行采样以生成心电图或心脏事件的其他基于时间的指示。感测电路系统162可以包括模数转换器或其他电路系统，其被配置为对经由电极190感测的电信号进行采样和数字化。处理电路系统160可以分析数字化的信号以用于各种目的，包括心脏26的快速性心律失常的形态标识或确认。

在一些示例中，加速度计165包括一个或多个加速度计，例如，一个或多个3轴加速度计。作为示例，由一个或多个加速度计生成的信号可以指示患者14的总体身体移动(例如，活动)、患者姿势、心音或与心脏的搏动相关联的其他振动或移动、或咳嗽、罗音(rales)、或其他呼吸异常。

治疗递送电路系统164被配置成生成电治疗并将电治疗递送至心脏。治疗递送电路系统164可包括一个或多个脉冲发生器、电容器、和/或能够生成和/或存储能量以作为以下治疗进行递送的其他部件：起搏治疗、除颤治疗、心脏复律治疗、其他治疗、或者这些治疗的组合。在一些实例中，治疗递送电路系统164可包括配置成提供起搏治疗的第一组部件以及配置成提供抗快速性心律失常电击治疗的第二组部件。在其他实例中，治疗递送电路系统164可利用相同的一组部件来提供起搏和抗快速性心律失常电击治疗两者。在又一些其他实例中，治疗递送电路系统164可共享起搏和电击治疗部件中的一些部件，而将其他部件仅用于起搏或电击递送。

治疗递送电路系统164可包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，例如一个或多个电容器)、以及控制电容器(多个)何时被放电到电极190以及脉冲宽度的开关电路系统。治疗递送电路系统164可以根据从处理电路系统160接收到的控制信号来执行对电容器充电至编程的起搏脉冲幅度以及对电容器放电达编程的脉冲宽度，该控制信号由处理电路系统160根据存储在存储器170中的参数来提供。处理电路系统160例如根据存储在存储器170中的参数来控制治疗递送电路系统164经由电极190的一个或多个组合将所生成的治疗递送到心脏。治疗递送电路系统164可以包括开关电路系统，用于例如如由处理电路系统160所控制的，选择使用电极190中的哪个来递送治疗。

通信电路系统168包括用于与另一设备(诸如，外部设备30或另一imd或传感器)通信的任何合适的硬件、固件、软件或它们的任何组合。在处理电路系统160的控制下，通信电路系统168可在天线的帮助下从外部设备30或另一设备接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送至外部设备30或另一设备，该天线可以是内部的和/或外部的。在一些示例中，通信电路系统168可以与本地外部设备通信，并且处理电路系统160可以经由本地外部设备和计算机网络(诸如由爱尔兰都柏林的美敦力公司(medtronic，plc)开发的美敦力网络)与联网计算设备通信。

临床医生或其他用户可以使用外部设备30或被配置成经由通信电路系统168与处理电路系统160通信的另一本地或联网计算设备来从imd10检取数据。所检取的数据可以包括存储在被包括在处理电路系统160和/或存储器170中的计数器中的一个或多个计数器值，该计数器值与所检测到的步伐的数值相对应。临床医生还可以使用外部设备30或另一个本地或联网计算设备来对imd10的参数进行编程。在一些示例中，临床医生可以针对给定患者选择患者参数(诸如，步伐之间的时间限制的范围)，以便将检测到的步伐计数为“合格步伐”，并在下面进一步描述。

图8是示出被配置成与一个或多个imd10通信的外部设备30的示例配置的功能框图。在图8的示例中，外部设备30包括处理电路系统200、存储器202、用户接口(ui)204、和通信电路系统206。外部设备30可以与关于图1、图2和图4a-5描述的外部设备30a-30c中的任一个相对应。外部设备30可以是具有用于对imd10进行编程和/或询问imd10的专用软件的专用硬件设备。可替代地，外部设备30可以是例如运行使得外部设备30能够对imd10进行编程和/询问imd10的应用程序的现有计算设备。

在一些示例中，用户使用外部设备30来对以下进行选择或编程：用于imd10的操作参数的值中的任意值，例如，用于患者参数感测、治疗递送、以及与步伐的检测相关。在一些示例中，用户使用外部设备30来接收由imd10收集的数据，诸如，步伐计数或imd10的其他操作和性能数据。用户可以经由ui204与外部设备30进行交互，该ui204可以包括用于向用户呈现图形用户界面的显示器、以及用于接收来自用户的输入的键盘或另一个机构(诸如，触敏屏)。外部设备30可以使用通信电路系统206与imd10无线通信，通信电路系统206可以被配置用于与imd10的通信电路系统168进行rf通信。

处理电路系统200可以包括集成电路系统、分立逻辑电路系统、模拟电路系统的任一组合，诸如，一个或多个微处理器、数字信号处理器(dsp)、专用集成电路(asic)、或现场可编程门阵列(fpga)。在一些示例中，处理电路系统200可包括多个部件，诸如以下各项的任意组合：一个或多个微处理器、一个或多个dsp、一个或多个asic、或一个或多个fpga、以及其他分立或集成逻辑电路系统、和/或模拟电路系统。

存储器202可以存储程序指令，该程序指令可以包括可由处理电路系统200执行的一个或多个程序模块。当由处理电路系统200执行时，这种程序指令可以致使处理电路系统200和外部设备30提供在本文中归于它们的功能。程序指令可以体现在软件、固件和/或ram器件中。存储器202可包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，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)、闪存存储器、或任何其他数字介质。

在一些示例中，外部设备30的处理电路系统200可配置成提供归于本文中的imd10和处理电路系统160的功能中的一些或全部。例如，处理电路系统200可以从加速度计的单个轴接收输出信号，并处理该输出信号以生成与该输出信号相对应的经整流的值。在各种示例中，使用施加在输出信号的预定数量的样本之上的移动窗口序列来生成经整流的值。处理电路系统200随后按随时间的相继顺序来布置这些生成的经整流的值，以生成经整流的信号，该经整流的信号具有与输出信号中提供的变化相对应的变化。如下面进一步描述的，随后使用自动调整阈来分析经整流的信号，以检测经整流的信号中的变化的存在，该变化指示诸如当患者正散步或跑步时由患者所迈出的步伐。在各种示例中，处理电路系统200和存储器202执行以上关于处理电路系统160所描述的与检测由患者所迈出的步伐有关的功能中的任何功能，所述检测由患者所迈出的步伐包括处理所接收的单轴加速度计信号以检测步伐、以及提供本文中所描述的与对检测到的步伐进行资格鉴定和/或对合格步伐进行计数相关的计数器功能中的任何功能。

图9是示出包括外部计算设备(诸如，服务器224和一个或多个其他计算设备230a-230n)的示例系统的功能框图，所述外部计算设备经由网络222耦合到imd10和/或外部设备30。在该示例中，imd10可以使用其通信模块168，以例如在不同时间处和/或在不同位置或环境中，经由第一无线连接与外部设备30通信、以及经由第二无线连接与接入点220通信。在图9的示例中，接入点220、外部设备30、服务器224、以及计算设备230a-230n互连，并且能够通过网络222彼此通信。

接入点220可包括经由各种连接(诸如电话拨号、数字用户线路(dsl)或线缆调制解调器连接)中的任一种连接到网络222的设备。在其他示例中，接入点220可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合到网络222。在一些示例中，接入点220可以与患者14共处一地。接入点220可以例如周期性地或响应于来自患者14或网络222的命令而询问imd10，以检取生理信号、患者参数值174、差异度量176、分数178、阈180、急性心脏事件的警报、和/或来自imd10的其他操作或患者数据。接入点220可经由网络222向服务器224提供检取到的数据。

在一些情况下，服务器224可以被配置用于为已经从imd10和/或外部设备30收集的数据提供安全存储部位。在一些情况下，服务器224可以将数据汇编在网页或其他文件中，以用于由受训练的专业人员(诸如临床医生)经由计算设备230a-230n来查看。可利用与由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的美敦力网络所提供的通用网络技术和功能类似的通用网络技术和功能来实施图9的所示系统。

在一些示例中，接入点220、服务器224或计算设备230中的一个或多个可以被配置成执行如下的技术(例如，可以包括被配置成执行如下的技术的处理电路系统)：本文中例如关于imd10的处理电路系统160以及外部设备30的处理电路系统200所描述的与诸如当患者正散步或跑步时检测由耦合到加速度计的患者所迈出的步伐有关的技术中的一些或全部。在图9的示例中，服务器224包括存储器226和处理电路系统228，存储器226用于存储与检测到的由患者所迈出的步伐相关的计数值、从imd10和/或外部设备30接收的计数值，处理电路系统228可被配置成提供本文中归于imd10的处理电路系统160和外部设备30的处理电路系统200的功能中的一些或所有。例如，处理电路系统228可以检测由患者所迈出的步伐、确定检测到的步伐是否是合格步伐、以及在本文进一步描述的，并使用一个或多个计数器跟踪检测到的步伐的数量。一个或多个计数器可以包括基础计数器，该基础计数器对检测到的步伐的总数量进行计数，直到患者或其他人(例如，临床医生)使用外部设备重置该计数器。另外，一个或多个计数器还可以包括间期计数器，该间期计数器可以基于由处理电路接收的命令或信号(例如，由患者通过外部设备所提供的)来开始对检测到的步伐和/或合格步伐进行计数，并且可以基于由患者通过外部设备提供的第二命令或信号或不同的命令或信号来停止对检测到的步伐和/或合格步伐进行计数。

图10a是示出根据本公开中描述的各种技术的对感测波形的整流的图形说明500。示出的感测波形502具有由垂直轴所表示的电压相对于如沿着水平轴所表示的时间的变化。在各种示例中，感测波形502是由单轴加速度计(诸如，图7中所示的加速度计165)提供作为输出信号的电压信号。在各种示例中，感测波形502是由被包括在植入式医疗设备中的加速度计的单个轴所提供的电压输出信号，该植入式医疗设备被植入患者体内并且被布置成以便提供沿着患者的矢状轴感测到的加速度的变化。在感测波形502内提供的电压变化范围不限于任何特定的电压变化范围，并且在一些示例中是如由加速度计提供的感测波形502的电压变化，该加速度计被配置为生成并提供被处理以检测步伐的单轴加速度计输出信号。在各种示例中，代替示出关于垂直轴的电压的变化的信号502，该变化被缩放以表示以重力单位(例如，重力＝9.80991m/s²)测得的万有引力的变化，并且波形502的变化表示如下的变化：以单位测得的、施加在由单轴加速度计正监测的轴中的万有引力的变化，该单轴加速度计提供输出信号、或与信号502相对应的输出信号的采样版本。

如图10a中所示的，感测波形502被“整流”以生成经整流的信号520。如本文所使用的，术语“整流”并不是指波形的“整流”的经典含义，该经典含义包括将包括相对于某个参考电压电平的正电压和负电压两者的波形改变为仅包括相对于该相同的参考电压电平的正电压电平的波形。而是，本文所使用的“整流”是指使用从一组采样窗口确定的值从感测波形502发展经整流的信号520，如本文进一步描述的，以生成包括相对于在感测波形502中提供的峰到峰幅度的加强的峰到峰幅度的正波形。参考经整流的信号520的“正波形”包括具有为零或大于基线(零)值的所有值的波形，该基线值由图10a中的虚线522所表示。在经整流的信号520中的感测波形502的峰到峰幅度的加强使得：一旦生成经整流的信号520并随后分析经整流的信号502以确定步伐的发生，具有包括生成感测波形502的加速度计的植入式医疗设备的患者所迈出的步伐的检测就会更加可靠。下面相对于步伐检测过程进一步描述分析经整流的信号(诸如，经整流的信号520)以检测步伐的过程。

在各种示例中，在从感测波形502生成经整流的信号520之前，使用低通滤波器对感测波形502进行滤波，以从该信号中移除较高频率噪声。在各种示例中，低通滤波器具有10hz的截止频率。在各种示例中，低通滤波器具有15db/10hz的频率滚降(rolloff)。然而，用于对感测波形502进行滤波的低通滤波器的截止频率和/或频率滚降不限于具有这些特定的说明性值，并且用于对波形502进行滤波的低通滤波器的截止频率和频率滚降的其他值和值的组合被设想用于对感测波形502进行滤波。用于对感测波形502进行滤波的低通滤波器的类型不限于任何特定类型的滤波器，并且可包括任何类型的电子低通滤波器。可用于对感测波形502进行滤波的电子低通滤波器的示例包括无源滤波器(例如，电阻/电容(rc)滤波器、电阻/电感(rl)滤波器、电阻/电感/电容(rlc)滤波器)和有源滤波器，该有源滤波器包括诸如晶体管和/或运算放大器之类的有源设备。在各种示例中，用于对感测波形502进行滤波的低通滤波器是一阶滤波器、二阶滤波器或更高阶滤波器中的一个。在执行对感测波形502进行滤波的示例中，被“整流”以生成经整流的信号520的信号是通过对感测信号502进行滤波而生成的信号，而不是作为来自提供感测信号502的加速度计的输出而提供的原始信号。在不利用滤波的示例中，如本文所描述的，可以基于作为来自提供感测波形502的加速度计的输出而提供的原始信号，来生成经整流的信号520。在各种示例中，通过以某个预定的采样率获取从加速度计的单个轴输出的原始信号的样本来生成信号502。

如图10a中所示，第一窗口504被配置成包括封围感测波形502的一部分的宽度506。感测波形502的被包括在第一窗口504内的该部分包括从开始时间508延伸到结束时间510的部分波形502。被包括在第一窗口504内的宽度506是可配置的宽度。在一些示例中，通过以下项来确定第一窗口504的宽度506：所选择的采样率(频率)和感测波形502的将被包括在第一窗口504中的预定义数量的样本的组合。作为说明，用于对感测波形502的电压电平进行采样的采样率被设置为256hz(例如，每秒获取波形502的256个样本)，并且将第一窗口504的每个宽度506的预定义数量的样本确定为35个样本。使用这些示例值，基于获取以每个样本1/256秒的速率被获取的35个样本所需的时间段，第一窗口504的宽度506在时间上近似等于感测波形502的0.1367秒。结束时间510处的波形502的值被指定为用于计算与被包括在第一窗口504内的波形502相关联的经整流的值的“当前值”。基于在由结束时间510所表示的时间处作为感测波形502的采样值提供的电压电平，来确定与感测波形502的电压电平相对应的当前值512。还确定针对第一窗口504的最大值，该最大值是第一窗口504内具有波形502的最高值的样本值。在图10a中，第一窗口504的该最大值将是在峰512处或附近所获取的波形502的值。一旦已经确定了第一窗口504内的波形502的当前值和最大值，就从最大值中减去当前值，以计算与由第一窗口504定义的当前值相关联的经整流的值。例如，将从在峰514处或附近所获取的波形502的样本值中减去在结束时间510处所获取的波形502的值，并且该计算的(差异)值被用作经整流的信号520的在以下时间处的经整流的值524：在经整流的信号520内的、与在结束时间510处的波形502的值相关联的时间。

如下面关于图10b进一步描述的，使用在波形502之上从左到右移动的移动窗口(表示时间上相继的窗口)，针对来自感测波形502的采样值中的每一个，计算用于经整流的信号520的对应的经整流的值。在时间内提供的并在该相同时间段内与波形502相对应的经整流的值组用于形成图10a中所示的经整流的信号520。如下面进一步描述的，随后分析该经整流的信号，以便检测由患者所迈出的步伐，如波形502的输出信号的值的变化所表示的并且如基于对经整流的信号520的分析来确定的。

图10b是示出根据本公开中描述的各种技术的对感测波形502的整流的图形说明500的另一示例。在图10b中再次示出了感测波形502，其中示例窗口504a、504b、504c、504d、和504e被施加在沿波形502的各个定位处。以与针对图10a中所示的第一窗口504所描述的方式类似的方式，如图10b中所示的示例窗口504a、504b、504c、504d、和504e中的每一个分别具有宽度、开始时间和结束时间，并且包括波形502的一部分(在时间上)，该部分由被封围在每个示例窗口内的时间段期间获取的波形502的样本值组所表示。

例如，窗口504a包括如下的宽度506a：该宽度506a具有开始时间508a和结束时间510a，并且在波形502的时间段内封围波形502的多个样本值。窗口504a的“当前值”由在结束时间510a处对波形502获取的样本的值确定，并且可以通过确定被封围在窗口504a内的波形502的样本值中的哪一个具有最高值来确定窗口504a内的波形502的样本的最大值。通过从与窗口504a相关联的最大值中减去当前值，可以计算经整流的值526，并且将该经整流的值526绘制为经整流的信号520的如下的值：在经整流的信号520的与结束时间510相对应的时间处的值，并因此对应于与窗口504a相关联的当前值。

作为说明，波形502的当前值与与窗口504a相关联的波形502的最大值的差异小于针对与如图10a中所示的第一窗口504相关联的这些对应采样值的差异，因此，导致经整流的值526比与第一窗口504相关联的经整流的值524低(更接近基线522)。经整流的值526的较低值导致：整流信号520的在由经整流的值524和经整流的值526所表示的点之间的曲线的向下方向。在各种示例中，可以在经整流的值524和526之间生成附加的窗口和附加的经整流的样本，其中在波形502中的被封围在第一窗口504与示例窗口504a中的部分之间所示的间隔不一定是适当的比例，并且在一些示例中，示例窗口504a不是如下所述的下一连续窗口：被配置成在从用于生成经整流的值524的第一窗口504中生成经整流的值之后从波形502中生成经整流的值。沿着波形502施加的移动窗口的间隔和连续窗口的频率不限于特定的间隔或频率，并且在下面关于示例窗口504c、504d、和504e被进一步描述。

在另一示例中，窗口504b包括具有开始时间508b和结束时间510b的宽度506b，并且包括在波形502的时间段内被获取的波形502的多个样本值。窗口504b的“当前值”由在结束时间510b处对波形502获取的样本的值确定，并且可以通过确定被封围在窗口504b内的波形502的样本值中的哪一个具有最高值来确定窗口504b的样本的最大值。通过从与窗口504b相关联的最大值中减去当前值，可以计算经整流的值528，并且将该经整流的值528绘制为经整流的信号520的如下的值：在经整流的信号520的与结束时间510b相对应的时间处的值，并因此对应于与窗口504b相关联的波形502的当前值。

作为说明，窗口504b的在结束时间510b处的波形502的当前值也是被封围在窗口504b内的波形502的样本的最大值。从被包括在窗口504b中的样本的最大(相同)值中减去窗口504b的当前值导致经整流的值528的计算值为零。经整流的值528的该计算的零值被示为沿着经整流的信号520的平坦区域529的点，该平坦区域沿着基线522处或附近。

因此，如由示例窗口504a所示的，当窗口内的最大值大于该窗口的当前值时，为与该窗口相关联的经整流的值生成正值，并且如由示例窗口504b所示的，当与窗口相关联的当前值也是被包括在该窗口内的样本的最大值时，为与该窗口相关联的经整流的值生成零值。通过使用如以上所描述的技术来计算这些经整流的值不会产生负值。由此，经整流的信号520被认为是正波形，因为用于生成经整流的信号520的所有经整流的值将具有零值或非零正值。另外，通过在这个问题中生成经整流的信号520，由经整流的信号520提供的峰相对于由波形502提供的信号值的差异将被加强，并且因此使用本文进一步描述的步伐检测技术及其等同方式，使得可更容易地检测由患者所迈出的如由波形502所表示的步伐。

在各种示例中，被包括在波形502中的每个样本值与移动窗口组中的单独窗口相关联，并且每个窗口生成与该窗口相关联的单独的计算的经整流的值。按在时间上与施加在波形502上的并用于计算这些经整流的值的窗口的当前值序列相对应的序列布置经整流的值，从而生成包括经整流的信号520的经整流的值组。由此，经整流的信号520包括按随时间的序列而布置的经整流的值组，其与按随时间的序列而布置的由波形502所表示的样本值组一一对应。用于生成经整流的值组的每个移动窗口包括由在该窗口的结束时间处从波形502中获取的最后的样本所表示的当前值，以及在获取该最后样本之前所获取的一数量的样本(例如，35个样本)。在各种示例中，具有该最后的样本和先前的该数量的样本的窗口用于计算与该窗口相关联的经整流的值，并提供与最后的样本的时间相关联的经整流的值，以用于生成经整流的信号。当接收到波形502中的最后的样本之后的下一相继样本时，移动该窗口，使得下一相继样本以及相同数量的先前的样本(例如，35个先前样本)现在被包括在经移动的窗口中。在该示例中，经移动的窗口将封围下一相继样本、来自先前的窗口的的最后的样本、以及被包括在先前的窗口中的样本中的所有样本(除了来自先前的窗口的最旧的(在时间上)样本)。被封围在经移动的窗口中的样本随后将用于计算要被包括在经整流的信号520中的并且在时间上与波形502的下一相继样本相对应的另一经整流的值。

以某个定义的速率或频率重复如下的这种模式以生成用于提供经整流的信号520的经整流的值组：接收波形502的下一样本、移动窗口以包括下一样本、以及计算与窗口的每次移动相对应的附加的经整流的值。在图10b中将窗口沿波形502随时间的移动的示例说明示出为窗口504c、504d、和504e。窗口504c在点516处具有开始时间，并且封围波形502的多个样本值。基于这些被封围的样本，计算经整流的值530并将其提供为沿着经整流的信号520的点。窗口504d是具有与窗口504c相同宽度的窗口，但是沿着波形502向右移动(在时间上稍晚)窗口504d，以封围波形502中的在时间上比被包括在窗口504c中的最新样本(在时间上)更晚生成的样本。窗口504d与窗口504c重叠，并因此包括许多与由窗口504c封围的样本值相同的样本值，加上至少一个或多个新样本值。一旦如窗口504d所示的定位移动窗口，就可以确定窗口504d的当前值和最大值，并且如以上关于经整流的值530所描述的计算和提供与窗口504d相关联的经整流的值532。

重复该过程，窗口504e是具有与窗口504c和504c相同宽度的窗口，但是沿着波形502相对向右移动(在时间上稍晚)窗口504e，以封围波形502中的在时间上比被包括在窗口504d中的最新样本(在时间上)更晚生成的样本。在一些示例中，窗口504e与窗口504c和504d重叠，并因此包括许多与由窗口504c和504d封围的样本值相同的样本值，加上至少一个或多个新样本值。一旦如窗口504e所示的定位移动窗口，就可以确定窗口504d的当前值和最大值，并且如以上关于经整流的值530所描述的计算和提供与窗口504d相关联的经整流的值532。

可以通过重复如下的相同模式来生成经整流的信号520：在波形502之上向右移动(在时间上稍晚)窗口、以及分别基于被封围在每个窗口中的样本值来针对每个窗口生成经整流的值(诸如，经整流的值530、532、534)。在各种示例中，针对波形502中提供的每个样本值生成经整流的值，因此施加在波形502之上的窗口的间隔是基于用于生成波形502的采样率。然而，在其他示例中，窗口被施加在波形502之上并且基于预定时间间隔沿着波形502将窗口移动到新位置，并且窗口不必绑定到用于生成波形502的采样率的计时(间隔)。在各种示例中，经整流的信号520的生成包括使用一种或多种曲线拟合技术(如本领域普通技术人员将理解的)，以基于以下的来生成经整流的信号520的连续曲线：通过如以上所描述的对移动窗口和由波形502提供的样本值进行处理而生成的经整流的值序列。一旦已经全部或部分地生成经整流的信号(诸如，经整流的信号520)，就可以执行对经整流的信号的分析，以检测由患者迈出的如由波形502中的变化所表示的步伐。例如关于图11和图12提供了步伐检测过程的进一步说明和描述。

图11是根据本公开中描述的各种技术的示例经整流的信号的图形说明600。图形说明600包括经整流的信号620，该经整流的信号620具有由虚线622示出的基线值、以及由虚线624所表示的阈底面(thresholdfloor)值。经整流的信号620包括表示计算的经整流的值组的曲线，该计算的经整流的值与如下的感测波形相对应：由单轴加速度计响应于由患者迈出步伐(例如在散步或跑步时)所生成的测得的加速力而生成的感测波形。在各种示例中，经整流的信号620是关于图10a和10b示出和描述的经整流的信号520。

如图11中所示的，经整流的信号620包括与如以上所描述的由单轴加速度计在一段时间内生成的感测波形相对应的计算的经整流的值的变化，当在图11中图形从左手侧朝向右手侧移动时，该值在时间上相继地移动。在各种示例中，经整流的信号620中的垂直变化表示存在在经整流的信号中的万有引力单位的变化，其中沿着经整流的信号620的垂直标度的每个单位是0.0125g单位的使用具有9.80991m/s²的力的重力的万有引力。信号620的经整流的值最初地开始于表示零值的基线值622处或附近。信号620的值开始增大，上升到与阈底面624相关联的值以上，并且在开始将值减小回到基线值622之前上升到峰630处的最大值。时间段632在信号620达到峰值630的时间与信号620返回到基线值622的时间之间流逝(pass)，信号620返回到基线值622的所述时间由箭头634所指示。一旦信号620的值已经返回到基线值622，就将由阈线(thresholdline)633所表示的自动调整阈值发起至等于信号620在峰630处的值的值，并且该自动调整阈值开始从初始化值减小。在一些示例中，不是在信号620返回到基线值的值(例如，零值)时发起自动调整阈值的减小，而是在信号620的值首先减小到基线值以上的某个预定值(诸如，7个单位的值(例如，7个单位乘以0.0125g/单位＝0.0875g的万有引力))的时间处开始减小阈的初始值。可以至少部分地由与峰630相关联的最大值确定自动调整阈线633的值的减小的速率(斜率)。例如，可以将自动调整阈的减小的速率(向下斜率)设置为峰值630的比率或倍数。在一些示例中，自动调整阈的斜率被设置为信号620的峰630处的值的1.8倍的值。一旦设置了自动调整阈值，并且确定了阈值的减小的速率，并且经整流的信号620的值在箭头634所指示的时间处已经返回到基线值622，则自动调整阈的值按照阈线633所指示的速率开始从初始值减小，直到自动调整阈值返回到等于阈底面624的值，或者直到自动调整阈值再次等于信号620的当前值。

如图11中所示的，自动调整阈值开始减小，所述减小在由箭头634所表示的时间(与信号620从峰630返回到基线值622时的相同时间相对应)处开始。在由箭头636所表示的时间段期间，信号620保持在等于基线值622的值处或附近，并且在阈底面624的值以下。在该时间段期间，自动调整阈值的值按照由阈线633所定义的速率继续减小。在箭头636所表示的时间段的结束处，信号620的值开始增加，并且在箭头638所表示的时间处，已经上升到至少等于由阈底面624所设置的值的值，并且自动调整阈值现在等于信号620的值。当发生这种情况时，认为在箭头638所表示的时间处检测到步伐。

在时间638处检测到步伐之后，信号620的值继续增加到峰值640，并随后开始减小。在一些示例中，一旦信号620达到峰值640并开始减小，则自动调整阈的值被重置为等于信号620在峰640处的值的初始值。在其他示例中，初始阈值可以以除峰值之外的某个值开始，例如，以峰值的百分比、或者峰值加上或减去预定值开始。时间段642在信号620达到峰640的时间与信号620返回到基线值622的时间之间流逝(pass)，信号620返回到基线值622的所述时间由箭头646所表示的时间段的开始指示。一旦信号620的值在已经上升到峰640之后返回到基线值622，就将由阈线643所表示的自动调整阈值发起至等于信号620在峰640处的值的值，并且该自动调整阈值开始从初始化值减小。可以至少部分地由与峰640相关联的最大值确定自动调整阈线643的值的减小的速率(斜率)。例如，可以将自动调整阈的减小的速率(向下斜率)设置为峰值640的比率或倍数。在一些示例中，自动调整阈的斜率被设置为信号620的峰640处的值的1.8倍的值。一旦设置了自动调整阈值，并且确定了阈值的减小的速率，并且经整流的信号620的值已经返回到基线值622，则自动调整阈的值按照由阈线643所确定的速率开始从初始值减小，直到自动调整阈值返回到等于阈底面624的值，或者直到自动调整阈值再次等于信号620的当前值。在各种示例中，因为斜线643的减小的速率(斜率)是由峰640的幅度值确定的，并且因为峰640的幅度值可与信号620在峰630处的幅度值不同，所以自动调整阈在峰640之后的减小的速率(向下斜率)可以不同，在一些示例中，比在峰630之后和峰640之前的时间段期间利用的自动调整阈的减小的速率更平坦(例如，更慢的减小速率)。这被称为“自适应斜率”过程，因为在经整流的信号中的峰之后的阈线的斜率(以及因此初始化阈值的减小的速率)是基于先前峰的幅度确定的。

在由箭头646所表示的时间段期间，信号620保持在等于基线值622的值处或附近，并且在阈底面624的值以下。在该时间段期间，自动调整阈的值按照由斜线643所定义的速率继续减小。自动调整阈继续减小，直到自动调整阈值返回到等于阈底面624的值，或者直到自动调整阈值再次等于信号620的当前值。如图11中所示的，在信号620的值再次上升到阈底面624的值之前，自动调整阈减小到等于阈底面624的值，在这些情况下，当自动调整阈的值达到阈底面624时，自动调整阈的值在值上停止减小并保持在由阈底面624所建立的值处。在由箭头646所表示的时间段的结束处，信号620的值开始增大，并且在由箭头648所表示的时间处，已经上升到等于由阈底面624所设置的值的值。当发生这种情况时，认为在箭头648所表示的时间处检测到步伐。

重复以上所描述的模式以针对每次的以下情况的相加而确定检测到步伐：信号620上升到阈底面值以上的峰值，返回到基线处或附近的值，并随后再次上升到为至少阈底面的值。例如，如图11中所示的，在由箭头648所指示的时间之后，信号620上升到由峰650所指示的值，并随后减小回到基线值622处或附近的值。一旦已经检测到峰650，则将自动调整阈初始化为基于经整流的信号620在峰650处的值的值，并且自动调整阈的初始值的减小的速率(向下斜率)被确定为斜线653。一旦信号620返回到基线值622，自动调整阈按照由阈线653所确定的速率开始减小，并且继续减小，直到该值要么等于由阈底面624所设置的值，要么再次等于经整流的信号620的值。在由箭头656所指示的时间段期间，经整流的信号620的值返回到基线值622，并且在由箭头656所指示的时间段期间保持在基线值622处或附近。在由箭头656所指示的时间段之后，经整流的信号620的值开始上升，并且在箭头658所指示的时间处上升到等于阈底面624的值，并且上升至等于阈值的值。基于这些发生，认为在由箭头658所表示的时间处检测到另一步伐。

在箭头658所指示的时间之后，经整流的信号620再次上升到如峰660所示的峰值，并且在箭头670所指示的时间处减小回到基线值622处或附近。如以上所描述的，针对自动调整阈值确定初始值和减小的速率，即由阈线663所指示的减小的速率。一旦经整流的信号620返回到基线值622，自动调整阈值就开始减小。如果经整流的信号620再次上升到阈底面624以上的值并且上升至等于阈值的值，则作出如下确定：检测到另一步伐(图11中未示出)。

在各种示例中，测量包括在当前检测到的步伐和之前检测到的步伐之间经过的时间间期的时间间期，并且将该时间间期进行比较以确定测得的经过时间是否落入预定的上时间限制范围和下时间限制范围内。例如，下预定时间限制可以设置为0.33秒，表示当患者正以每分钟180步的速度散步或跑步时的步伐之间的时间。在该相同的示例中，上预定时间限制可以设置为2.0秒，与当患者正以每分钟30步的速度散步或跑步时的步伐之间的时间相对应。本领域技术人员将理解，这些步伐速率以及因此对应的上预定时间限制和下预定时间限制是示例，并且用于上时间限制、下时间限制或上时间限制和下时间限制两者的不同预定时间限制可以被配置用于方法中，并且由被配置成如本文所公开的检测步伐的设备及其等同物使用。在各种示例中，下预定时间限制至少部分地基于经整流的信号的紧接在检测到潜在步伐之前检测到的峰的幅度，并且在每个步伐期间自动调整下预定时间限制。在一些示例中，如果经整流的信号峰具有大于10单位的值(例如，10单位乘以0.0125g/单位＝0.125g的万有引力)但小于56单位的值(例如，56单位乘以0.0125g/单位＝0.7g的万有引力)，下一潜在的步伐的经过的时间范围的预定的下限制被设置为3.3hz(近似0.303秒)的值，并且如果下一步伐发生在小于0.303秒的经过的时间段内，则该步伐被拒绝。在一些示例中，如果经整流的信号具有大于56单位的峰值，则拒绝相对于之前的步伐具有超过3.6hz(例如，被设置为近似0.278秒的下时间限制)的速率的任何后续步伐。在各种示例中，如果经整流的信号具有小于10单位的峰值，则拒绝快于2.0hz(例如，将下时间限制设置为近似0.5秒)的下一后续步伐。在各种示例中，拒绝如下的任何步伐：相对于先前的步伐，该任何步伐的经过的时间慢于0.1hz(10秒)。

将.033秒的示例值用作下时间限制并将2.0秒用作上时间限制，测量每个当前步伐相对于在当前步伐之前检测到的步伐的经过的时间。如果与之前的步伐和当前步伐相关联的所测得的经过时间落在0.33至2.0秒的范围内，或者在一些示例中等于这些值中的一个值，则当前步伐被认为是“经资格鉴定的”或“合格的”步伐，并且在一些示例中，对当前步伐进行计数。在一些示例中，计数指的是递增存储在计数器中的值，该计数器跟踪检测到的和/或合格的检测到的步伐的总数量。在一些示例中，在将后续步伐将用于递增用于记录检测到的步伐的数量的计数器值之前，必须计数到预定数量的连续步伐。例如，在将后续步伐用于递增计数器之前必须计数到的连续步伐的预定数量被设置为三的值。使用这些示例，在任何检测到的步伐将被允许用于递增用于记录检测到的步伐的数量的计数器的值之前，必须检测到三个连续步伐，每个步伐具有如下的在该步伐与先前步伐之间的经过的时间：落入上预定时间限制至下预定时间限制(例如，0.33至2.0秒)内，或在一些示例中等于上预定时间限制和下预定时间限制中(例如，0.33至2.0秒)的一个。如果检测到三个连续步伐(每个步伐满足在预定的上时间限制和下时间限制上传递的时间限制标准)，则检测到的并且也满足该时间限制标准的任何后续步伐将致使用于记录检测到的步伐的数量的计数器被递增。在各种示例中，递增计数器包括：一旦已经检测到预定的最小数量的合格步伐，并且只要后续步伐也是合格步伐，就针对每个后续检测的步伐将计数器值递增一的值。在各种示例中，当对后续检测到的步伐进行计数时，如果后续检测到的步伐不是合格步伐(例如，后续检测到的步伐与先前检测到的步伐之间的经过时间太长或太短)，则后续步伐不会致使计数器被递增。另外，如果接收到不合格的后续步伐，则将不会再次发起基于检测到的步伐来递增计数器，直到再次检测到预定数量的连续且合格的步伐。

图12是根据各种技术的经整流的信号720的图形说明700。图形说明700示出了经整流的信号720和相关联的自动调整阈线722。经整流的信号720可以是使用本文所描述的整流技术或其等同物，如本文所描述的从作为来自耦合到患者的单轴加速度计的输出所提供的感测波形中生成的信号。如所示的，经整流的信号720包括在一段时间内信号值相对于基线(零)值的多个变化。如图12中所示的阈线722表示与经整流的信号720的值相对应的随时间的阈值。如图7中所示的，“x”标记系列(指示为附图标记701至712)沿着阈线722定位，并且分别指示在由经整流的信号720所表示的时间段内检测到十二个步伐。例如，由斜线724所表示的阈线的初始减小的值与在时间725处的经整流的信号720的值相对应。因为已经在经整流的信号720中的检测到的峰(图7中未示出峰)之后设置了斜线724，并且在信号720上升并在经整流的信号720返回到基线(零)值处或附近的值时的一段时间之后，斜线724与经整流的信号720相交，因此相交点被确定为检测到的步伐，具体地，步伐701。

在检测到步伐701之后，经整流的信号720的值继续上升，直到检测到新的峰，在检测到新的峰之后，经整流的信号720减小回到具有在基线值处或基线值附近的值。作为检测到的步伐701之后的峰的结果，确定阈值和新阈值的减小的速率。由斜线722示出阈线722的新的减小的速率。当阈线722的值开始减小时，经整流的信号720的值开始从基线值增大。当阈线722的值再次等于经整流的信号720的值时，确定已经检测到下一步伐702。重复如下的模式，并且如下的模式导致在检测到步伐702之后检测到连续的步伐703到712：在经整流的信号720的峰之后重置阈线值和阈线值的减小的速率，以及减小阈线值，直到在经整流的信号720返回到基线并随后从基线值开始上升之后，阈线值等于经整流的信号720的值。

如图12中所示的，在检测到步伐之后的各种峰的幅度不是相等的幅度。例如，经整流的信号720的在检测到步伐703之后的下一峰的幅度在幅度上高于例如信号720的在检测到步伐705之后的下一峰的幅度。结果，在检测到步伐703之后阈线722的值的减小的斜率(如斜线724所示)比斜线726的斜率更陡(更向下倾斜)，斜线726表示在检测到步伐705之后阈线722的减小的速率。通过在步伐检测和经整流的信号720的下一后续峰之后改变阈线722的斜率，阈线722基于经整流的信号720的变化而“自动调整”。

在一些示例中，发生以上关于经整流的信号720和阈线722所描述的模式，但是作出如下确定：该模式不表示合格步伐。作为说明，在图12中由箭头727所指示的时间点处，在峰之后并且在返回到经整流的信号720的基线值之后，阈线722的值等于经整流的信号720的值。然而，该模式不被检测为步伐，因为在一些示例中，检测到步伐706与箭头727所指示的时间之间的时间段太短，换句话说，不满足步伐与先前检测到的步伐之间的最小经过的时间的下时间限制。在各种示例中，箭头727处示出的出现将不被计数为合格步伐，并且不用于递增用于跟踪检测到的且合格的步伐并对检测到的且合格的步伐进行计数的计数器的值。

图13是示出根据本公开中描述的各种技术的系统800的框图。系统800包括可被包括在植入式医疗设备(诸如，以下项中的任一项：icd10a、icm10b、icd10c、ipd10d或被配置成实施如以上所描述的信号处理、信号整流、和步伐检测的技术的另一imd)中的电路系统801。电路系统801包括耦合到处理电路系统803的加速度计802。在各种示例中，加速度计802和处理电路系统803与物理上位于这些植入式设备内的加速度计和处理电路系统相对应。在替代方案中，处理电路系统803可部分或全部地与位于植入式设备外部的其他处理电路系统(例如，在本文所描述的一个或多个外部设备中的任何一个中)相对应。在各种示例中，加速度计802被配置成向处理电路系统803提供输出信号。在各种示例中，由加速度计802提供的输出信号是表示加速度值的变化的波形(诸如，关于图10a和10b所示出和描述的波形502)，该加速度值的变化可以包括当耦合到电路系统801的患者迈出步伐时(诸如，当正散步或跑步时)所生成的变化。电路系统801可以耦合到外部设备820。在各种示例中，外部设备是以下项中的任一项：如关于图1所示和所描述的外部设备30a、如关于图3所示和所描述的外部设备30b、如关于图4a所示和所描述的外部设备30c、或者如关于图5所示和所描述的外部设备30d。

在各种示例中，电路系统801包括处理电路系统803，处理电路系统803包括采样/滤波器电路804、整流器电路806、步伐传感器电路808、以及一个或多个步伐定时器/计数器810。在各种示例中，采样/滤波器电路804对由加速度计802提供的输出信号进行滤波，以提供经滤波的输出信号。在一些示例中，采样/滤波器电路804被配置成接收由加速度计802生成的输出信号、或者从输出信号生成的经滤波的信号，并且按照某个采样率对输出信号或经滤波的信号进行采样，以提供表示输出信号随时间的变化值的波形。

来自采样/滤波器电路804的输出信号被提供给整流器电路806。整流器电路806被配置成使用本文描述的技术中的任何技术或其等效物来“整流”输出信号，以生成经整流的信号。在各种示例中，由整流器电路806生成的经整流的信号是以下项中的任一项：如关于图10a-b所示和所描述的经整流的信号520、如关于图11所示和所描述的经整流的信号620、或如关于图12所示和所描述的经整流的信号720。已经从采样/滤波器电路804接收输出信号的整流器电路806被配置成从所接收的信号生成经整流的信号，并将经整流的信号提供给步伐传感器电路808。步伐传感器电路808被配置成从整流器电路806接收经整流的信号，并且执行对经整流的信号的分析，以确定何时/是否存在如由经整流的信号中提供的变化所表示的步伐。步伐传感器电路808可以被配置成使用本文描述的步伐检测技术中的任何技术及其等同物来执行对由经整流的信号所表示的步伐的检测。

当步伐传感器电路808检测到步伐时，步伐传感器电路808可以被配置成将表示检测到步伐的信号输出到步伐定时器/计数器810。在各种示例中，输出信号可以是具有某个预定幅度和/或持续时间的电压脉冲。然而，由步伐传感器电路808提供的输出信号不限于电压脉冲，并且可以包括可以由定时器/计数器810接收并被解释为对检测到步伐的指示的任何类型的信号。由步伐传感器电路808提供的指示检测到步伐的输出信号被提供作为到定时器/计数器810的输入。在各种示例中，每次在定时器/计数器810处接收到已经检测到步伐的指示时，递增定时器/计数器810内的计数器的计数器值。存储递增的计数器值，直到电路810接收到对检测到的步伐的另一个这样的指示，或者直到电路810接收到指示计数器值将被重置例如为零值的信号。在各种示例中，电路810包括至少一个定时器，该定时器被配置成确定如下的经过时间：在接收到对检测到步伐的指示和接收到对检测到先前的步伐的指示之间已经发生的经过时间。例如，当在定时器/计数器810处接收到对检测到步伐的指示时，发起定时器并开始跟踪经过的时间，直到在计数器810处接收到对检测到步伐的下一指示。随后将经过的时间与上时间限制和下时间限制进行比较，以查看经过的时间是否落在由上时间限制和下时间限制所定义的时间范围内。如果经过的时间确实落在由上时间限制和下时间限制所定义的时间范围内，则与最后接收的对检测到的步伐的指示相关联的步伐被认为是合格步伐，并且对合格步伐的数量进行跟踪的计数器递增一的值。如果经过的时间不在由上时间限制和下时间限制所定义的时间范围内，则该步伐不被认为是合格步伐，并且作为接收到对该最新检测到的步伐的指示的结果，不递增计数器810内的对合格步伐进行跟踪的计数器。因此，在各种示例中，作为定时器/计数器810接收到来自步伐传感器电路808的对检测到步伐的指示的结果，仅将合格步伐用于递增计数器值。

在各种示例中，定时器/计数器810包括多于一个计数器，其中第一计数器可以被配置成对检测到的步伐和/或合格步伐进行计数，直到计数器被重置，并且其中一个或多个其他计数器可以被配置成基于由定时器/计数器810接收到的输入信号而开始和停止对检测到的步伐和/或合格步伐进行计数。例如，被包括在定时器/计数器810中的计数器中的一个或多个可以被配置作为间期计数器，并且被配置成忽略已经检测到步伐的指示，直到定时器/计数器810接收到用于该计数器的“开始”信号。在接收到开始信号之后，间期计数器将开始对接收到的对检测到的步伐和/或合格步伐的指示中的每一个进行计数，直到定时器/计数器810接收到指示“停止”信号的另一信号。在各种示例中，存储在间期计数器中的值将维持在间期计数器中，直到定时器/计数器810接收到“重置”信号。

除了基础计数器之外，间期计数器对于对在诸如治疗期间之类的预定期间内或在预定事件(诸如，当耦合到电路系统801的患者去散步时)内的步伐进行附加跟踪是有用的。通过具有单独的间期计数器，可以对期间或事件内的步伐进行跟踪，而无需重置或以其他方式影响正由基础计数器所跟踪的计数器值，其中基础计数器可以在与间期计数器正对检测到的步伐和/或合格步伐进行计数的时间间期相比不同的时间段(诸如，一天、一周、或一年)内，跟踪检测到的步伐和/或合格步伐。

如图13中所示的，电路系统801通信地耦合到外部设备820。外部设备803不限于任何特定类型的设备，并且可以是本文描述的外部设备中的任何外部设备，包括如本文所描述的外部编程器。在各种示例中，外部设备820是移动设备，诸如，蜂窝电话或膝上型计算机。如图13中所示的，外部设备820包括显示器821，显示器821被配置成提供对信息的视觉显示。显示器821不限于任何特定类型的显示器，并且可以是任何类型的视觉显示器，诸如，蜂窝电话或膝上型计算机的显示屏，或例如计算机监视器。在各种示例中，外部设备包括一个或多个显示字段822、824，所述一个或多个显示字段822、824被配置成显示对如下的指示：存储在被包括在定时器/计数器810中的计数器中的任何计数器中的一个或多个计数器。作为示例，显示字段822被配置成显示诸如数字值之类的指示，该指示指示存储在定时器/计数器819中的基础计数器中的值。在各种示例中，显示器821包括重置按钮823，重置按钮823在被致动时将来自外部设备820的信号提供给定时器/计数器810，使得存储在基础计数器中的计数器值被重置，例如重置为零值。在另一示例中，显示字段824被配置成显示诸如数字值之类的指示，该指示指示存储在定时器/计数器819中的间期计数器中的值。在各种示例中，显示器821包括开始按钮825、停止按钮826、和重置按钮827。如以上所描述的，间期计数器可用于在预定义时间段内或在特定事件期间对检测到的步伐和/或合格步伐进行计数。为了发起间期计数器，致动开始按钮825，并且外部设备随后向定时器/计数器810发送信号以激活间期计数器。一旦被致动，每当定时器/计数器810接收到对检测到的步伐和/或合格步伐的指示时，就将递增间期计数器。当前存储在间期计数器中的值将被显示在显示字段824中。将基于接收到检测到的步伐和/或合格步伐信号而继续递增间期计数器，直到按下停止按钮826，此时外部设备820将向定时器/计数器810发送信号以停止递增间期计数器。当使用停止信号被停止时，间期计数器将维持在接收到停止信号时存在的计数器值，其中该计数器值也可以被显示在显示字段824中。当致动重置按钮827时，外部设备820被配置成向定时器/计数器810发送重置信号，该重置信号将致使存储在间期计数器中的值重置，例如重置为零值。

在各种示例中，以上被描述为由处理电路系统803执行的功能中的一个或多个可以替代地由外部设备820执行。例如，可以直接将来自加速度计802的输出信号提供给外部设备820，并且替代地由位于外部设备820中的类似处理电路系统(图13中未示出)提供以上所描述的由处理电路系统801执行的功能。在各种示例中，可以替代地由位于外部设备820中的处理电路系统(图13中未示出)来执行以上被描述为由处理电路系统803执行的处理功能中的某个部分或一些部分。

图14是三组训练参数x、y和z的测试结果，以及当根据本文所描述的技术在单独的测试期间使用测试参数x、y和z来操作任何设备时实现的实际测试结果的图形说明850。

图15是示出可以由医疗设备系统实施以检测和跟踪由耦合到系统的患者所迈出的步伐的示例方法1000的流程图。为了便于描述，示例方法100被描述为由imd10的处理电路系统160执行。然而，不限于由imd10执行示例方法1000，并且可以由本文描述的设备中的任何设备或被配置成提供示例方法1000的特征的其他医疗设备系统来实施示例方法1000。

根据示例方法1000，imd10接收并处理加速度计输出信号(框1002)。在各种示例中，加速度计输出信号是单轴加速度计输出信号。在各种示例中，由加速度计提供单轴加速度计输出信号，该加速度计被定向为检测沿着相对于耦合到加速度计的患者的矢状轴的加速力的变化。在各种示例中，处理输出信号包括使用低通滤波器对输出信号进行滤波。在各种示例中，处理输出信号包括对输出信号的值进行采样，以基于采样率确定输出信号在不同时间处的值。

icm10对输出信号进行整流以生成经整流的信号(方框1004)。在各种示例中，对输出信号的整流包括对已经由低通滤波器滤波的输出信号的整流。在各种示例中，对输出信号的整流包括在输出信号之上施加移动窗口组，并且针对该移动窗口中的每一个，基于被封围在窗口内的当前值和最大值来计算经整流的值。在各种示例中，计算窗口的经整流的值包括从被封围在该窗口内的输出信号的最大值中减去当前值。

icm10分析经整流的信号，以检测由经整流的信号的变化所表示的步伐(方框1006)。在各种示例中，对经整流的信号的分析以检测步伐包括检测经整流的信号中的峰、基于检测到的峰的幅度来设置初始阈值、基于检测到的峰的幅度来确定用于降低阈值的速率、确定经整流的信号的值在检测到的峰之后何时返回到基线值、按照所确定的速率降低阈值直到阈值等于阈底面值或等于经整流的信号的值、并且当经整流的信号的值上升到阈底面值以上的值并且等于阈值时检测到步伐。

icm10基于资格鉴定参数来对步伐进行计数(框1008)。在各种示例中，icm10确定在对检测到步伐的指示与检测到先前检测到的步伐的时间之间的经过时间段是否落入由上时间限制和下时间限制所定义的时间范围内。如果经过的时间落在该时间范围内，则将检测到的步伐确定为合格步伐，并对其进行计数。如果经过的时间没有落在该时间范围内，则不对检测到的步伐进行计数。

本文所描述的设备和方法的各种特征包括：

“整流”

使用来自前轴经滤波的信号的样本

初始化第一窗口(n＝30个样本)

找到窗口中的最大值

通过从最大值中减去当前值来创建经整流的信号(rs)

rs(i)＝最大值-当前值(i)

移动窗口一个样本(i+1)

计算下一rs(i)值

感测步伐

以经编程设定设置的可调整的阈开始

阈(i)＝经编程设定(默认为常数，5)

如果rs(i)>阈(i)，则步伐事件

找到rs(i：i+30)中最大值的索引，设置阈(i：最大索引)＝最大幅度

等待(消隐)直到rs(i)达到7以开始减小阈(i)

从消隐期间的最大幅度开始将阈(i)线性减小到经编程设定

斜率将基于信号幅度而变化，对于更高幅度，斜率更陡

在较快速的散步(即散步/慢跑)期间出现更高的幅度

在较慢的散步(即，拖着脚走)期间出现较低的幅度

如果rs(i)>阈(i)，则步伐事件

递增步伐计数器

暂时步伐(ts)计数器＝0

计算步伐事件之间的时间。1/步伐时间＝步伐速率。

如果在散步/慢跑时步伐速率低于3.6hz或在拖着脚走时步伐速率低于1.5hz，则递增ts计数器。

只要每个步伐间期在范围内，就继续递增ts计数器

如果步伐间期在范围之外

如果ts计数器≥3，则永久步伐(ps)计数器＝ps+ts计数器

ts计数器＝0

结束

可根据本文描述的技术被设置为不同值的可调整变量包括但不限于以下项：

·用于阈值的减小的速率的斜率-例如，当经整流的信号的峰值大于1g力水平时，可以使用更陡的向下斜率。

·用于施加在输出信号上的移动窗口的窗口大小-例如，改变由每个窗口所包括(封围)的输出信号的样本值的数量

·与阈底面相关联的值

·阈幅度开始值-例如，在检测到经整流的信号中的峰之后设置的初始阈值

·阈开始时间-例如，在经整流的信号达到峰值(阈底面以上)的时间与开始减小初始阈值的时间之间允许经过的时间或“消隐时段”，该初始阈值是在经整流的信号中的检测到的峰值之后设置的。

总体上：

·提供步伐检测设备和方法，包括自适应斜率和自适应速率抑制算法，以基于来自单轴加速度计的输出信号来执行对人或患者的步伐检测

·可用性：通过降低步伐检测设备中的过度感测和感测不足来增大检测准确度。

可以以硬件，软件，固件或硬件、软件和/或固件的某种组合来实施本文所描述的技术的各个方面。可以通过这些技术中的任何技术实施的变量包括以伪代码实施的示例，该变量包括：

固件变量：(粗体字体是cadence_detect10中的变量名称)

最大差值(“整流”)窗口大小(例如，30个样本)：win

拖着脚走的步伐持续时间最小值(例如，0.67秒＝1.5hz)：maxshufflinghz

散步/慢跑步伐持续时间最小值(例如0.28秒＝3.6hz)：maxwalkinghz

步伐持续时间最大值(例如，10.0秒＝0.1hz):minshufflinghz

ts计数器上所需的添加到ps计数器的步伐的数量(例如，3)

基线阈设置(5)：thr

每个斜率的幅度阈：mvthr

每个幅度阈的斜率：slope,steepermultiplier

用于开始衰减的最大幅度的％(例如，100％)

用于开始衰减的阈(当前设置为7)：starttodecaythr

在rs(i)达到阈之后开始衰减的时间延迟(例如，0秒)。

可在一个或多个处理器内实现该技术的各个方面，该处理器包括一个或多个微处理器、dsp、asic、fpga、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路系统、以及具体化在编程器中的这种组件(诸如，医生或患者编程器、电刺激器、或其他设备)的任何组合。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种、或任何其他等效电路系统。

在一个或多个示例中，本公开中所描述的功能可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实施。如果以软件实施，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括形成有形的非瞬态介质的计算机可读存储介质。指令可由诸如一个或多个dsp、asic、fpga、通用微处理器、或其他等效的集成或分立逻辑电路系统之类的一个或多个处理器执行。因此，如本文中所使用的术语“处理器”可指的是前述结构或适合于实施本文中所描述的技术的任何其他结构的任何中的一个或多个。

另外，在一些方面，可在专用硬件和/或软件模块中提供本文描述的功能。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由单独的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或单独的硬件或软件部件内。而且，可在一个或多个电路或逻辑元件中完整地实施这些技术。本公开的技术可在各种设备或装置中实现，包括imd、外部编程器、imd和外部编程器的组合、集成电路(ic)或ic组、和/或驻留在imd和/或外部编程器中的分立电路系统。

已经描述了本公开的各个方面。这些方面和其他方面落在所附权利要求的范围内。