植入式医疗设备中心脏电信号的多阈值感测的制作方法
本公开大体上涉及用于控制用于从心脏电信号感测心脏电事件的阈值的植入式医疗设备系统和方法。
背景技术：
诸如心脏起搏器和植入式心脏复律除颤器(icd)之类的医疗设备经由由一根或多根医疗电引线和/或医疗设备的壳体携载的电极向患者的心脏提供治疗电刺激。电刺激可以包括诸如起搏脉冲、或心脏复律电击或除颤电击之类的信号。医疗设备可以感测伴随心脏的固有去极化的心脏电信号，并且基于感知到的心脏电信号来控制刺激信号到心脏的递送。在检测到诸如心动过缓、心动过速或纤颤之类的异常节律时，可以递送适当的电刺激治疗以便恢复或维持更正常的心律。例如，icd可以在检测到心动过缓或心动过速时向患者心脏递送起搏脉冲，或者在检测到心动过速或纤颤时向心脏递送心脏复律电击或除颤电击。
技术实现要素：
一般而言，本公开涉及用于通过医疗设备控制心脏事件感测阈值的技术。心脏事件感测阈值可以是由医疗设备控制的r波感测阈值，以避免t波和p波过感测，同时维持用于检测异常节律的高灵敏度，所述异常节律诸如房性或室性快速性心律失常。在下降时间间期期间，心脏事件感测阈值被保持在阈值处，该下降时间间期是基于心率间期(可以是起搏间期或感知到的事件间期)设置的。例如，下降时间间期可被设置为起搏间期的百分比。在一些示例中，医疗设备可以是耦合至携载至少一个感测电极的心血管外引线的icd。
在一个示例中，本公开提供了系统，该系统包括用于感测心脏电事件的植入式医疗设备。该系统包括感测电路、治疗递送电路和控制电路。感测电路被配置为从患者的心脏接收心脏电信号，并且响应于心脏电信号越过心脏事件感测阈值，而感测到伴随心肌去极化的心脏事件。治疗递送电路被配置为向患者的心脏递送电刺激治疗。控制电路被配置为：基于心率确定下降时间间期；控制感测电路将心脏事件感测阈值保持在预定的阈值处，直至下降时间间期期满；基于由感测电路感知到的心脏事件的频率确定电刺激治疗的需要；并且响应于确定需要电刺激治疗，控制治疗递送电路递送电刺激脉冲。
在另一示例中，本公开提供了由包括用于感测心脏电信号的植入式医疗设备的系统执行的方法。该方法包括：从患者的心脏接收心脏电信号；响应于心脏电信号越过心脏事件感测阈值，感测到伴随心肌去极化的心脏事件，在下降时间间期期满时将该心脏事件感测阈值从第一阈值调整为第二阈值；基于心脏事件的频率确定电刺激治疗的需要；以及响应于确定需要电刺激治疗，递送电刺激脉冲。
在另一示例中，本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质，包括一组指令，当该一组指令由植入式医疗设备系统的处理器执行时，致使该系统：通过植入式医疗设备的感测电路从患者的心脏接收心脏电信号；响应于心脏电信号越过心脏事件感测阈值，而感测到伴随心肌去极化的心脏事件；基于由感测电路感知到的心脏事件的频率，确定是否存在电刺激治疗的需要；并且响应于确定存在电刺激治疗的需要，控制植入式医疗设备的治疗递送电路递送电刺激脉冲。感测心脏事件包括：基于心率确定下降时间间期，以及控制感测电路将心脏事件感测阈值保持在预定的阈值处，直至下降时间间期期满。
本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中被阐述。
附图说明
图1a和图1b是根据一个示例的心血管外icd系统的概念图。
图2a-图2c是以不同植入配置植入有图1a的心血管外icd系统的患者的概念图。
图3是根据另一示例的具有电极配置的心血管外引线的远侧部分的概念图。
图4是根据一个示例的图1a-图2c的icd的示意图。
图5是示出了由图4的icd的感测电路产生的经滤波和整流的心脏电信号和r波感知事件信号的时序图。
图6是根据一个示例的经滤波和整流的心脏电信号和最大感测阈值限值的图。
图7是图6中示出的心脏电信号和基于可变的灵敏度相关的增益确定的最大感测阈值限值的图。
图8a是根据另一示例的多级r波感测阈值的图。
图8b是根据另一示例的非单调多级r波感测阈值的图。
图9是根据一个示例的由图1a-图2c的icd执行以用于控制r波感测阈值的方法的流程图。
图10是根据一个示例的用于在图1a-图2c的icd系统中选择灵敏度设置的方法的流程图。
图11是根据一个示例的用于选择r波感测阈值控制参数的方法的流程图。
图12是室性心动过速/心室纤颤(vt/vf)检测灵敏度曲线的示例的图。
图13是作为编程的灵敏度设置的函数的vt/vf检测灵敏度曲线的图。
图14是示出了心室起搏脉冲和经带通滤波和整流的心脏电信号和r波感测阈值的时序图。
图15是用于控制电刺激脉冲之后的r波感测阈值的方法的流程图。
图16是根据另一示例的用于通过植入式医疗设备控制r波感测阈值的方法的流程图。
具体实施方式
一般而言，本公开描述了用于通过植入式医疗设备(imd)使用多级心脏事件感测阈值感测心脏电信号的技术。多级心脏事件感测阈值是由imd的感测电路在控制电路的控制下设置的，并且以确定的时间间期在阈值水平之间被调整。当由感测电路接收到的心脏电信号越过心脏事件感测阈值时，感知到了心脏事件。在一些示例中，通过imd使用植入的心血管外电极接收到心脏电信号。如本文中所使用的，术语“心血管外”指血管、心脏和包围患者的心脏的心包膜外部的位置。由心血管外引线携载的植入式电极可以被定位成在胸外(在胸腔和胸骨的外部)或在胸内(在胸腔或胸骨的下方)，但是通常不与心肌组织紧密接触。本文公开的技术提供了用于通过应用多个感测阈值以避免对伴随心室复极化的t波的过感测以及对伴随心房去极化的p波的过感测来使用心血管外电极可靠地感测伴随心室去极化的r波的方法。
结合携载心血管外电极的植入式医疗引线描述了技术，但是本文公开的各方面可结合其他心脏电感测引线和电极系统来利用。例如，结合附图描述的用于控制心脏事件感测阈值的技术可以在被启用用于感测心脏电信号的任何植入式或外部医疗设备中实现，该任何植入式或外部医疗设备包括耦合到携载感测电极的经静脉引线或心外膜引线的植入式心脏起搏器、icd或心脏监测器；具有基于壳体的感测电极的无引线起搏器、icd或心脏监测器；以及耦合到外部电极、体表电极或皮肤电极的外部或可穿戴式起搏器、除颤器或心脏监测器。
图1a和图1b是心血管外icd系统10的一个示例的概念图，在该心血管外icd系统10中当前公开的技术可被实现。图1a是植入患者12体内的icd系统10的前视图。图1b是植入在患者12体内的icd系统10的侧视图。icd系统10包括连接至心血管外电刺激和感测引线16的icd14。在能够提供除颤和/或心脏复律电击和起搏脉冲的icd系统10的情境中描述图1a和图1b。
icd14包括壳体15，壳体15形成保护icd14的内部组件的气密密封。icd14的壳体15可由导电材料(诸如，钛或钛合金)形成。壳体15可以充当壳体电极(有时被称为罐电极)。在本文中描述的示例中，壳体15可以用作在递送使用高电压治疗电路所递送的心脏复律/除颤(cv/df)电击或其他高电压脉冲中所使用的活跃(active)罐电极。在其他示例中，壳体15可以连同基于引线的阴极电极用于递送单极、低电压心脏起搏脉冲。在其他情况下，icd14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的充当(多个)电极的(多个)外部部分可以涂覆有材料，诸如，氮化钛，以用于减少极化伪影。
icd14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，连接器组件17包括穿过壳体15的电馈通件，以提供在引线16的引线体18内延伸的导体与被包括在icd14的壳体15内的电子组件之间的电连接。如在本文中将进一步详细描述的，壳体15可容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、传感器、电心脏信号感测电路系统、治疗递送电路系统、电源和用于感测心脏电信号、检测心律以及控制并递送电刺激脉冲以治疗异常的心律的其他组件。
引线16包括具有近端27和远侧部分25的细长引线体18，近端27包括被配置成连接至icd连接器组件17的引线连接器(未显示)，并且远侧部分25包括一个或多个电极。在图1a和图1b所示的示例中，引线体18的远侧部分25包括除颤电极24和26以及起搏/感测电极28、30和31。在一些情况下，除颤电极24和26可以一起形成除颤电极，因为它们可以被配置成同时被激活。替代地，除颤电极24和26可以形成分开的除颤电极，在这种情况下，电极24和26中的每个电极可以被独立地激活。在一些情况下，除颤电极24和26被耦合至电隔离导体，并且icd14可以包括开关机构以允许电极24和26被用作单个除颤电极(例如，同时激活以形成公共阴极或阳极)或用作分开的除颤电极(例如，单独激活，一个作为阴极并且一个作为阳极；或者一次激活一个，一个作为阳极或阴极并且另一个保持不激活，其中壳体15作为活跃电极)。
电极24和26(以及在一些示例中，壳体15)在本文中被称为除颤电极，因为它们单独或共同地用于递送高电压刺激治疗(例如，心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长线圈电极，并且与低电压起搏和感测电极28、30和31相比通常具有相对高的表面面积，以用于递送高电压电刺激脉冲。然而，除了高电压刺激治疗之外或代替高电压刺激治疗，电极24和26以及壳体15还可以用于提供起搏功能、感测功能、或者起搏和感测功能两者。在这个意义上，本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被视为将电极24和26限制成仅用于高电压cv/df电击治疗应用。电极24和26可用于递送心血管外起搏脉冲(诸如，抗心动过速起搏(atp)脉冲或心动过缓起搏脉冲)的起搏电极向量中、和/或用于感测心脏电信号并检测室性心动过速(vt)和心室纤颤(vf)的感测向量中。
电极28、30和31是用于递送低电压起搏脉冲并且用于感测心脏电信号的相对小表面积电极。电极28、30和31被称为起搏/感测电极，因为它们通常被配置为在与除颤电极24和26相比相对较低的电压应用中使用，例如，用作用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号的阴极或者阳极。在一些情况下，电极28、30和31可以提供仅起搏功能、仅感测功能或两者。
在图1a和图1b所示的示例中，电极28位于除颤电极24的近侧，并且电极30位于除颤电极24和26之间。第三起搏/感测电极31可以位于除颤电极26的远侧。在图1a和图1b的示例中，电极28和30被示出为环形电极，并且电极31被示出为半球形尖端电极。然而，电极28、30和31可以包括多种不同类型的电极中的任一个，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等等，并且可以被定位在沿引线体18的任何位置处。进一步地，电极28、30和31可以具有相似的类型、形状、大小和材料或者可以彼此不同。
引线16在皮下或肌肉下在胸腔32上方从icd14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)居中地延伸。在靠近剑突20的位置处，引线16弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸腔和/或胸骨上方靠上延伸、基本上平行于胸骨22。尽管在图1a和图1b中示出为从胸骨22侧向偏移并且基本上平行于胸骨22延伸，但是引线16可被植入在其他位置，例如在胸骨22上方，偏移到胸骨22的右侧或左侧，从胸骨朝向左或右侧向成角度等。替代地，引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径被放置。引线16的路径可以取决于icd14的位置、沿着引线体18的电极的布置和位置、和/或其他因素。
导电体(未展示)从近侧引线端27处的引线连接器延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分25定位的电极24、26、28、30和31。引线体18可以具有管状或圆柱形的形状。在其他示例中，细长引线体18的远侧部分25(或所有部分)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线体18可由非导电材料(包括，硅树脂、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)形成，并且被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。然而，本文中公开的技术不限于这种构造或不限于任何特定引线体设计。
包含在引线体18内的细长导电体各自与相应的除颤电极24和26以及起搏/感测电极28、30和31电耦合。起搏和感测电极28、30和31中的每个起搏和感测电极被耦合至相应的导电体，该导电体可以是引线体内的分开的相应的导体。该相应的导体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24、26、28、30和31电耦合至icd14的电路系统(诸如治疗电路和/或感测电路)。导电体将治疗从icd14内的治疗电路传输至除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28、30和31中的一个或多个，并且将心脏电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28、30和31中的一个或多个传输至icd14内的感测电路。
icd14可以经由包括电极28、30和/或31的组合的感测向量的组合来获得与心脏8的电活动对应的心脏电信号。在一些示例中，icd14的壳体15与感测电极向量中的电极28、30和/或31中的一个或多个电极组合使用。icd14甚至可以使用包括一个或两个除颤电极24和/或26的感测向量(例如，在电极24与26之间，或电极24或26中的一个电极与电极28、30、31中的一个或多个电极和/或壳体15组合)，来获得心脏电信号。
icd14对从感测向量中的一个或多个感测向量接收的心脏电信号进行分析，以监测异常节律，诸如，心动过缓、室性心动过速(vt)或心室纤颤(vf)。icd14可以对心率和/或心脏电信号的形态进行分析，以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速性心律失常。在美国专利第7,761,150号(ghanem等人)中描述了用于检测快速性心律失常的一项示例技术，该专利通过引用以其整体并入本文。
icd14响应于检测到快速性心律失常(例如，vt或vf)而生成并递送电刺激治疗。icd14可以响应于vt检测而递送atp，并且在一些情况下，可以在cv/df电击之前或者在高电压电容器充电期间递送atp，以试图避免递送cv/df电击的需要。可以使用从电极24、26、28、30、31中的任何一个和/或壳体15选择的心血管外起搏电极向量来递送atp。起搏电极向量可以与感测电极向量不同。在一个示例中，在起搏/感测电极28和30之间感知心脏电信号，并且在用作阴极电极的起搏/感测电极30和用作返回阳极电极的除颤电极24之间递送atp脉冲(或其他心脏起搏脉冲)。在其他示例中，可在起搏/感测电极28与除颤电极24或26(或其二者)之间或在除颤电极24与除颤电极26之间递送心脏起搏脉冲。这些示例不旨在限制，并且认识到的是，可根据个体患者的需要选择其他感测电极向量和心脏起搏电极向量。
如果atp未成功终止vt或者在检测到vf时，则icd14可以经由除颤电极24和26中的一者或两者和/或壳体15递送一个或多个cv/df电击。icd14可以使用包括电极24、26、28、30和31以及icd14的壳体15中的一个或多个的起搏电极向量来生成并递送其他类型的电刺激脉冲，诸如，电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。如本文公开的，icd14可基于至少心脏事件的频率检测电刺激治疗的需要，该心脏事件是从经由一个或多个感测电极向量接收到的心脏电信号感知到的，该一个或多个电极向量是从可用的电极24、26、28、30和31以及壳体15选择的。感知到的心脏事件的快频率可导致确定需要atp和/或cv/df电击。心脏事件的慢频率可导致根据编程的起搏协议或模式进行心脏起搏，例如，vvi起搏或电击后起搏。例如，icd14可基于起搏间期在感知到心脏事件之前期满(指示编程的较低起搏频率以下的心脏事件的慢频率)检测起搏治疗的需要。
图1a和图1b是本质上是示例性的，并且不应当被认为是对本文所公开的技术的实践的限制。在其他示例中，引线16可以包括少于三个起搏/感测电极或多于三个起搏/感测电极和/或单个除颤电极或多于两个电隔离或电耦合的除颤电极或电极段。起搏/感测电极28、30和/或31可以位于沿着引线16的长度的其他地方。例如，引线16可以包括在除颤电极24与26之间的单个起搏/感测电极30并且不包括在除颤电极26的远侧或除颤电极24的近侧的起搏/感测电极。在共同转让的未决美国公开第2015/0306375号(marshall等人)和美国公开第2015/0306410号(marshall等人)中描述了可以结合本文所公开的心血管外起搏技术来实现的心血管外引线和电极以及尺寸的各种示例配置，两个专利均通过引用以其整体并入本文。
icd14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12的左侧。在一些情况下，icd14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，icd14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，icd14可以被植入在胸部区域中的皮下袋(pocket)中。在这种情况下，引线16可以在皮下或肌肉下从icd14朝胸骨22的胸骨柄延伸，并且在皮下或肌肉下从胸骨柄向下弯曲或转向并且延伸到期望位置。在又另一示例中，icd14可以放置于腹部。引线16同样可以被植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2a至图2c所描述的，引线16的远侧部分25可被植入在胸骨下空间中的胸骨/胸腔下方。
外部设备40被示出为通过通信链路42与icd14遥测通信。外部设备40可包括处理器52、存储器53、显示器54、用户界面56以及遥测单元58。处理器52控制外部设备操作并处理从icd14接收到的数据与信号。可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以用于查看icd操作和编程的参数以及从icd14检取的心脏电信号。例如，如结合图10和图11描述的，临床医生可查看在vf诱导期间从icd14接收到的心脏电信号以用于测试编程的灵敏度设置，以及查看在正常窦性节律期间从icd14接收到的心脏电信号以用于查看和选择可编程r波感测阈值参数。
用户界面56可包括鼠标、触摸屏、键盘等，以使得用户能够与外部设备40进行交互以与icd14发起遥测会话以用于从icd14检取数据和/或将数据传送到icd14，所述数据包括用于控制如本文描述的心脏事件感测阈值的可编程参数。遥测单元58包括收发器和天线，该收发器和天线被配置为与包括在icd14中的遥测电路双向通信，并且遥测单元52被配置为结合处理器52操作以用于经由通信链路42发送和接收与icd功能有关的数据。
可以使用射频(rf)链路(诸如
外部设备40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从icd14检取数据并在icd14中编程操作参数与算法以用于控制icd功能。外部设备40可以替代地被实现为家用监测器或手持式设备。外部设备40可以用于编程由icd14使用的心脏信号感测参数、心律检测参数和治疗控制参数。可使用外部设备40将用于根据本文公开的技术控制心脏事件感测阈值(例如，r波感测阈值)的至少一些控制参数编程进icd14中。
图2a-2c是以与图1a-1b中所示的布置不同的植入配置植入有心血管外icd系统10的患者12的概念图。图2a是植入有icd系统10的患者12的前视图。图2b是植入有icd系统10的患者12的侧视图。图2c是植入有icd系统10的患者12的横向视图。在该布置中，系统10的引线16至少部分地植入在患者12的胸骨22下方。引线16皮下地或肌肉下地从icd14朝剑突20延伸，并且在靠近剑突20的位置处弯曲或转向并且在前纵隔36内在胸骨下位置中向上延伸。
前纵隔36可被视为由胸膜39横向界定、由心包膜38从后面界定、并且由胸骨22从前面界定。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(诸如，蜂窝组织)、脂肪组织、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织、胸廓内动脉或静脉的小侧分支以及胸腺。在一个示例中，引线16的远侧部分25基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。
被植入成使得远侧部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。在图2a-2c中示出的示例中，引线体18的远侧部分25基本居中地位于胸骨22之下。然而，在其他情况下，远侧部分25可被植入成使得它从胸骨22的中心侧向地偏移。在一些情况下，引线16可以侧向地延伸，使得远侧部分25处于除了胸骨22之外的或代替胸骨22的胸腔32下方/以下。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入在其他心血管外、胸内位置中，包括胸膜腔或心脏8的心包膜38的周边或与心脏8的心包膜38相邻。在并入的专利参考中总体上公开了可以结合本文描述的技术使用的其他植入位置以及引线和电极布置。
图3是示出了具有引线体18'的曲线远侧部分25'的图1a-图2c的心血管外引线16的另一示例的远侧部分25'的概念图。引线体18’可形成具有沿着远侧部分25’的波状、曲线、弯曲、蜿蜒、或锯齿形的形状。在示出的示例中，沿着引线体18’的预形成的曲线部分携载除颤电极24’和26’。起搏/感测电极30’被携载在除颤电极24’与26’之间。起搏/感测电极28’被携载在近侧除颤电极24’的近侧。在该示例中，在除颤电极26’的远侧没有提供电极。
如图3中所示的，引线体18’可以被形成为具有包括两条“c”型曲线的曲线形远侧部分25’，这两条曲线一起可以与希腊字母伊普西龙(epsilon)“ε”相似。除颤电极24’和26’各自由引线体远侧部分25’的两个相应c形部分中的一个所携载，这两个c形部分在相同方向上远离引线体18’的中心轴线33延伸或弯曲。在所示的示例中，起搏/感测电极28’在携载电极24’的c形部分的近侧，并且起搏/感测电极30’在携载电极26’的c形部分的近侧。在一些情况下，起搏/感测电极28’和30’可以大致与引线体18’的笔直近侧部分的中心轴线33对齐，使得除颤电极24’和26’的中点与电极28’和30’侧向地偏移。在未决美国专利公开第2016/0158567号(marshall等人)中总体上公开了心血管外引线的其他示例，该心血管外引线包括由引线体的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分携载的一个或多个除颤电极以及一个或多个起搏和感测电极，这些电极可以利用本文中描述的起搏技术来实现，该专利通过引用以其整体并入本文。
图4是根据一个示例的icd14的示意图。封闭在壳体15(在图4中示意性地示出为电极)内的电子电路系统包括协作地监测一个或多个心脏电信号、确定何时需要电刺激治疗以及根据编程的治疗递送算法和控制参数按照需要递送治疗的软件、固件和硬件。软件、固件和硬件被配置为检测和区分vt和vf以用于确定何时需要atp或cv/df电击，并且可确定何时需要心动过缓起搏、电击后起搏、频率响应起搏或其他类型的电刺激。icd14被耦合至诸如携载心血管外电极24、26、28、30和31的引线16(如图1a中所示)之类的心血管外引线，以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏并用于感测心脏电信号。
icd14包括控制电路80、存储器82、治疗递送电路84、感测电路86和遥测电路88。电源98根据需要向icd14的电路系统(包括电路80、82、84、86和88中的每一个)提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。电源98与其他电路80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将从图4的总体框图来理解，但是为了清楚起见未被示出。例如，电源98可被耦合至包括在治疗递送电路84中的低电压(lv)充电电路以及高电压(hv)充电电路，以分别用于充电被包括在治疗递送电路84中的低电压和高电压电容器，以用于产生相应的低电压起搏脉冲(诸如，心动过缓起搏、电击后起搏或atp脉冲)或用于产生相对较高电压的脉冲(诸如，cv/df电击脉冲或较高电压的起搏脉冲)。在一些示例中，高电压电容器(而不是低电压电容器)被充电并且被利用以用于递送起搏脉冲。
图4中所示出的电路表示被包括在icd14中的功能，并且可以包括实现能够产生归因于本文的icd14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路组件。各种电路可包括以下各项中的一项或多项：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(共享的、专用的、或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供描述的功能的其他合适的组件或组件的组合。被采用来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icd中所采用的特定系统架构以及由icd所采用的特定检测和治疗递送方法来确定。鉴于本文的公开，在任何现代imd系统的情境中提供用于实现所描述的功能的软件、硬件和/或固件在本领域技术人员的能力范围内。
存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、或电非瞬态计算机可读存储介质，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)、闪存或任何其它存储器设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当该指令由一个或多个处理电路执行时，使得控制电路80和/或其他icd电路执行归因于icd14或那些icd电路的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。
本文中归因于icd14的功能可以被实现为一个或多个集成电路。对不同电路的描绘旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示必须通过分开的硬件或软件组件来实现这样的电路。而是，与一个或多个电路相关联的功能可以由分开的硬件、固件或软件组件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件组件内。例如，感测操作可由感测电路86在控制电路80的控制之下执行，并且可包括在处理器中实现的操作，该处理器执行存储在存储器82中的指令并且控制信号，诸如从控制电路80发送至感测电路86的计时和感测阈值幅度信号。
控制电路80例如经由数据总线与治疗递送电路84以及感测电路86通信，以用于感测心脏电活动、检测心律并且响应于感知到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送电路84和感测电路86被电耦合到由引线16携载的电极24、26、28、30和31(如果存在)以及壳体15，壳体15可用作公共电极或接地电极或用作用于递送cv/df电击脉冲或心脏起搏脉冲的活跃罐电极。
感测电路86可以被选择性地耦合到电极28、30以及31和/或壳体15，以便监测患者的心脏的电活动。感测电路86可额外地被选择性地耦合到用于在感测电极向量中的除颤电极24和/或26。感测电路86被启用以在一时间处选择性地监测从可用电极24、26、28、30、31以及壳体15中选择的一个或多个感测向量。例如，感测电路86可以包括开关电路系统，该开关电路系统用于选择电极24、26、28、30、31和壳体15中的哪一些被耦合到感测电路86中所包括的感测放大器或其他心脏事件检测电路系统。开关电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测电路86的组件耦合到选定电极的任何其他类型的开关设备。在一些情况下，控制电路80可以控制开关电路系统以选择性地将感测电路86耦合到一个或多个感测电极向量。感测电路86内的心脏事件检测电路系统可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(adc)、或其他模拟或数字组件。
在一些示例中，感测电路86包括用于从选自电极24、26、28、30、31和壳体15的多个感测向量获取心脏电信号的多个感测通道。每一个感测通道可以被配置成对从耦合至相应感测通道的所选择的电极接收到的心脏电信号进行放大、滤波和整流，以改善用于感测心脏事件(诸如，r波)的信号质量。例如，每个感测通道可以包括前置滤波器和放大器，用于对从所选择的一对电极接收的信号进行滤波和放大。所得的原始心脏电信号可从前置滤波器和放大器被传递至后置滤波器和放大器、模数转换器、整流器和心脏事件检测器，该心脏事件检测器将数字化、经滤波并且整流的心脏电信号与心脏事件感测阈值相比较以用于从接收到的心脏电信号感测心脏事件。心脏事件检测器可包括感测放大器、比较器或当心脏电信号越过心脏事件感测阈值时感测心脏事件的其他检测电路系统。在控制电路80的控制下基于由控制电路80确定的、存储在存储器82中的、和/或由控制电路80和/或感测电路86的硬件控制的计时间期和感测阈值，由感测电路86自动地调整心脏事件感测阈值。一些感测阈值控制参数可由用户编程并且经由数据总线从控制电路80传递至感测电路86。
如本文描述的，感测电路86可根据感测阈值感测r波，该感测阈值可在感知阈值越过之后或在由治疗递送电路84递送电刺激脉冲之后的特定时间处自动地调整至多个阈值水平。多个阈值水平和时间间期(在该时间间期中每一个阈值水平或值被应用)可被用于提供准确的r波感测，同时最小化t波过感测和p波过感测。如果由于心脏电信号越过r波感测阈值而使得t波和/或p波被错误地感知为r波，则快速性心律失常可被错误地检测，从而潜在地导致不必要的心脏电刺激治疗，诸如atp或电击治疗。使用本文描述的多级感测阈值技术避免了该情况，同时仍以高灵敏度提供vt和vf检测。过感测也可使得icd14当实际需要起搏时抑制心动过缓起搏脉冲。通过使用多级感测阈值避免过感测，避免了当实际需要起搏时抑制心动过缓起搏脉冲。
在基于感测阈值越过而感测到心脏事件时，感测电路86可以产生诸如r波感知事件信号之类的被传送至控制电路80的感知事件信号。感知事件信号由控制电路80使用以用于检测心律以及确定治疗需要。例如，连续感知事件信号之间的时间间期可被确定并且与快速性心律失常检测间期相比较以用于检测快速性心律失常，并且由此确定用于医治检测到的快速性心律失常的电刺激治疗的需要。感测电路86还可向控制电路80传递数字化心电图(ecg)信号，以用于针对检测和区分心率而执行的形态分析。在一些示例中，执行数字化心脏电信号的分析以用于如结合图11所描述的确定r波感测阈值控制参数。
来自所选择的感测向量的信号可通过带通滤波器和放大器传递，提供至多路复用器，并且随后通过模数转换器(这些设备全部包括在感测电路86中)转换为多位数字信号，以用于经由数据/地址总线在直接存储器存取电路的控制下存储在包括在存储器82中的随机存取存储器中。控制电路80可以是基于微处理器的控制器，该控制器采用数字信号分析技术以表征存储在存储器82的随机存取存储器中的数字化信号，以采用用于分析心脏信号和心脏事件波形(例如，r波)的诸多信号处理方法中的任一个来识别并且分类患者心律。可由icd执行以用于检测、区分和医治快速性心律失常(该icd可被适配成利用本文公开的技术以用于控制用于感测心脏电信号的多级心脏事件感测阈值)的算法的示例通常公开在美国专利第5,354,316号(keimel)、美国专利第5,545,186号(olson等人)、美国专利第6,393,316号(gillberg等人)、美国专利第7,031,771号(brown等人)、美国专利第8,160,684号(ghanem等人)、以及美国专利第8,437,842号(zhang等人)中，所有这些专利均通过引用以其整体并入本文。
治疗递送电路84包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，一个或多个高电压电容器并且在一些示例中包括一个或多个低电压电容器)、以及控制何时电容器(多个)在选定的起搏电极向量或cv/df电击向量两端放电的开关电路系统。可以由治疗递送电路84根据从控制电路80接收到的控制信号，执行将电容器充电至所编程的脉冲幅度以及对电容器进行放电达所编程的脉冲宽度。控制电路80可以包括控制何时递送atp或其他心脏起搏脉冲的各种定时器或计数器。
例如，控制电路80可以包括具有可编程数字计数器的起搏器计时和控制电路系统，该可编程数字计数器由控制电路80的微处理器设置以用于控制与由icd14递送的各种起搏模式或抗心动过速起搏序列相关联的基础时间间期。控制电路80的微处理器还可以设置心脏起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、极性或其他特性，这些参数可以基于存储在存储器82中的编程值。
在起搏期间，起搏器计时和控制电路系统内的逸搏间期计数器在固有r波的感测(如由来自感测电路86的r波感知事件信号指示的)时和起搏脉冲生成时被重置。根据所选择的起搏模式，如果逸搏间期在没有由于r波感知事件信号而被重置的情况下期满，则通过治疗递送电路84的起搏输出电路生成起搏脉冲。起搏输出电路经由开关矩阵耦合到所期望的电极，以用于跨越起搏负载对一个或多个电容器进行放电。逸搏间期的持续时间是由控制电路80经由数据/地址总线确定。当由感知到的r波重置时的逸搏间期计数器中存在的计数值可被用于测量r-r间期以用于检测各种心律失常的发生。如结合下文的图和流程图描述的，感测电路86可被配置为，根据感测后控制参数和根据脉冲后控制参数，控制用于从接收到的心脏电信号感测r波的r波感测阈值。被用于控制在电刺激脉冲(例如，起搏脉冲或cv/df)之后的r波感测阈值的一个或多个时间间期和/或感测阈值可以与被用于控制在感知到的固有r波之后的r波感测阈值的时间间期和/或感测阈值不同。
存储器82包括只读存储器(rom)，所存储的对控制电路80的操作进行控制的程序驻留在该rom中。存储器82可以进一步包括随机存取存储器(ram)，该ram被配置为多个再循环缓冲器，该再循环缓冲器能够保存一系列测得的间期、计数或其他数据以供控制电路80分析，以用于预测或诊断心律失常。
响应于vt的检测，可根据检测到的心动过速的类型和频率通过从包括在控制电路80中的微处理器加载方案至起搏器计时和控制电路中来递送atp治疗。在需要较高电压心脏复律或除颤脉冲的情况下，控制电路微处理器激活被包括在控制电路80中的心脏复律和除颤控制电路系统，以在高电压充电控制线的控制下启动经由充电电路对高电压电容器进行充电，充电电路和高电压电容器两者都被包括在治疗递送电路84中。经由电压电容器线(其被传到控制电路80)监测高电压电容器上的电压。当电压达到由控制电路80的微处理器设置的预定的值时，在被传到治疗递送电路84的电容器实线(fullline)上生成逻辑信号，从而终止充电。在起搏器计时和控制电路系统的控制下通过治疗递送电路84的输出电路经由控制总线向心脏递送cv/df脉冲。输出电路确定用于递送cv/df脉冲的电极和脉冲波形。在上文并入的专利中的任何专利中总体上公开的治疗递送和控制电路系统可以在icd14中实现。
由控制电路80用于检测心律和控制治疗递送的控制参数可以经由遥测电路88被编程到存储器82中。遥测电路88包括用于例如使用如上文描述的rf通信与外部设备40(图1a中所示)进行通信的收发器和天线。在控制电路80的控制下，遥测电路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。在一些情况下，遥测电路88可以用于向植入在患者12体内的另一医疗设备传输通信信号以及从该另一医疗设备接收通信信号。
图5是示出了经带通滤波和整流的心脏电信号102和由感测电路86产生的r波感知事件信号103的时序图100。心脏电信号102包括r波104、104’、t波106以及p波108。如本文使用的，“r波感测”通常指出于检测和区分固有心室节律的目的(例如，用于检测和区分心室纤颤、室性心动过速、室上性心动过速、心动过缓、心搏停止或其他类型的固有心律)而感测心脏电信号的固有qrs波群。感测电路86将r波感测阈值110自动地调整至多个阈值116、118和120。可由控制电路80基于感知到的r波104的最大峰幅度112确定多个阈值116、118和120并且将其与用于控制r波感测阈值110的多个计时间期130、132、134和136一同传递至感测电路86以用于检测下一r波104’。r波感测阈值110的阈值116、118和120也可被称为阈值“水平”或“设置”，或仅称为“阈值”，但是均指的是不同的电压幅度，当正向经整流带通滤波的心脏电信号越过该电压幅度时致使感测电路86产生r波感知事件信号。
在示出的示例中，当心脏电信号102越过r波感测阈值110(在阈值越过时该r波感测阈值110被设置为阈值120)时，r波104由感测电路86感知到。生成了r波感知事件信号150。在感测到r波104时，可开始感测后消隐间期130。感测后消隐间期可以是由硬件控制的固定的时间间期，该时间间期防止r波104被感知两次。在一个示例中，感测后消隐间期130是120ms，并且在其他示例中可以是120ms到160ms。在感测后消隐间期130期间，包括在感测电路86或控制电路80中的峰检测器电路确定r波104的最大峰幅度112。
在感测后消隐间期130期满时，最大峰幅度112被用于确定感测阈值116和118。在一个示例中，第二消隐间期132在感测到r波104时开始，并且稍长于第一消隐间期130。在第一消隐间期130期满时，控制电路80内的微处理器可获取r波峰幅度并且在第二消隐间期132的期满之前确定第一开始阈值116。在第二消隐间期132期满时，r波感测阈值110可被设置为开始阈值116。
第二消隐间期132可比第一消隐间期130长至少20ms。例如，在一些示例中，第二消隐间期132可以是140ms到180ms长。在一些实现中，第一消隐间期130是硬件控制的消隐间期，并且第二消隐间期132是由存储在存储器82中的固件或软件控制的数字消隐间期。第二消隐间期132可以是用户可编程值，由此使得其针对患者定制，例如，基于r波104的宽度。
控制电路80可在第一消隐间期130期满与第二消隐间期132期满之间的间期期间，将第一开始阈值116确定为r波峰幅度112的百分比。在一些示例中可最小化第一消隐间期130与第二消隐间期132之间的间期差异以使得固件处理时间能够确定第一开始阈值116，但也使得能够在第一消隐间期130期满之后尽可能早地进行r波感测。
通过实现存储在存储器82中并且由控制电路80的微处理器执行的第二消隐间期132和开始阈值116的计算，可在许多现存的imd系统中实现本文中所公开的多级r波感测阈值110，而不需要硬件修改，这些现存的imd系统包括硬件实现的消隐间期。较长的第二消隐间期132可以是固定的，或可编程的，以考虑与心内电描记图信号中的r波宽度相比较使用心血管外电极获得的心脏信号中通常看起来的更宽的r波。此外，将第二消隐间期132实现为数字消隐间期允许本文公开的r波感测阈值控制技术结合由icd14的硬件或固件执行的其他算法或方法操作，以在无需修改的情况下用于心律检测。例如，icd14可被配置为执行硬件或固件中实现的t波过感测拒绝算法，该硬件或固件被配置为根据如美国专利第7,831,304号(cao等人)中大体公开地确定差分滤波心脏电信号，该专利通过引用以其整体并入本文。通过将第二消隐间期132设置为由固件控制的数字消隐间期，可在不需要改变由同时操作的t波过感测拒绝算法(其可在硬件中实现)执行的操作的情况下控制r波感测阈值110。
在其他示例中，第一消隐间期130、用于确定r波峰幅度112的峰检测器和第二消隐间期132可全部在硬件中实现、全部在固件中实现或在二者组合中实现。在一些示例中，第二消隐间期132可以是可编程的，以使得在第一消隐间期130期满之后在第二消隐间期132的期满处感测的r波开始的时间可由用户根据患者需要来选择。当在硬件中实现了峰检测和开始阈值116的确定时，可使用单个硬件实现的消隐间期130，而无需用于提供固件处理时间(在此期间确定了开始阈值116)的第二消隐间期132。
第一感测阈值116可被设置成r波峰幅度112的百分比。例如，第一感测阈值116可以是峰幅度112的50％，并且在其他示例中可以是从40％到60％。用于确定开始阈值116的r波峰幅度112的百分比被选择成促进阈值116大于t波106的最大幅度的高可能性。可基于先前基线t波幅度测量或t/r幅度比例来选择用于确定开始阈值116的峰幅度112的百分比。在示出的示例中，开始阈值116在感测延迟期间134中被保持恒定，以将r波感测阈值110维持在最大t波幅度上方，直至t波106末端附近的时间点或t波106之后的时间点。在其他示例中，r波感测阈值110可具有随着感测延迟间期134缓慢衰减的开始阈值116。然而，衰减速率被选择为相对缓慢，由此使得感测延迟间期134的期满处的结束阈值仍大于预期的t波幅度。
如图5中所示，感测延迟间期134可在感测r波104时开始。替代地，感测延迟间期134可在第二消隐间期132期满时开始。感测延迟间期134可以是用户可编程间期，该用户可编程间期可针对患者需要进行定制以涵盖t波106，或至少涵盖t波的峰或t波106的大部分，以避免t波过感测。在一个示例中，感测延迟间期134是360ms，并且在其他示例中，感测延迟间期134可以是300ms到400ms(不旨在限制)。通过允许用户编程感测延迟间期134，用户具有调整在感知到的r波之后多早将感测阈值110调整至较低值(例如，阈值118)的能力。以此方式，如果由icd14检测到或报告了t波过感测，或者在由icd14存储并且传送至外部设备40的心脏电信号发作中观察到t波过感测，则临床医生具有在不损害心室纤颤或室性心动过速的检测的情况下增加感测延迟间期134以避免未来t波过感测的能力。
控制电路80可被配置为在t波过感测发生时检测t波过感测，并且当t波过感测被检测到时拒绝rr间期或vt或vf的其他证据。在上文并入的‘304专利(cao等人)和美国专利第8,886,296号(patel等人)和美国专利第8,914,106号(charlton等人)中大体上公开可被包括在icd14中的t波过感测拒绝算法的示例，后两个美国专利也通过应用以其整体并入本文。在一些示例中，控制电路80可响应于t波过感测检测，自动地增加感测延迟间期134和/或增加r波感测阈值110的开始值116。感测延迟间期134可被增加长达预定义的最大限值，例如，440ms。如果在预定的时间间期(例如，一分钟、一小时或一天)中没有检测到twos，或如果检测到了快速性心律失常发作(例如，检测到了三个或更多个vt或vf间期)，则感测延迟间期134可被自动地减小至更短的间期或减小至控制电路80的先前设置。
在一些示例中，感测延迟间期134被设置为等于由控制电路80使用的用于检测室性心动过速(vt)的心动过速检测间期(tdi)。替代地，感测延迟间期134可被设置为稍长于tdi，例如，比tdi长10到20ms。通过包括在控制电路80中的心律分析器将连续感知到的r波之间的间期(例如，图5中示出的两个连续r波感知事件信号150与152之间的rr间期140)与tdi以及纤颤检测间期(fdi)相比较。如果rr间期小于tdi，则心律分析器可增加vt间期计数器。如果rr间期小于fdi，则心律分析器可增加vf间期计数器。如果vt计数器达到检测vt的间期数量(nid)，则检测到了vt。如果vf计数器达到检测vf的nid，则检测到了vf。通过将感测延迟间期134设置成等于编程的tdi，r波感测阈值110在fdi和tdi(其长于fdi)整个过程中被保持在开始阈值116的高位处，由此使得由于tdi期间t波过感测而引起的错误地感知到的r波的可能性最小化，并且最小化了过感知的t波贡献于vt或vf检测的可能性。如果t波106在r波104之后长于tdi的间期处超过了r波感测阈值110的较低值，则t波过感知事件将不贡献于vt检测。相应地，感测延迟间期134可被设置成与针对vt检测编程的tdi匹配，并且如果tdi被重新编程为不同的值，则感测延迟间期134可被自动地调整以跟踪tdi。
在感测延迟间期134期满时，感测电路86将r波感测阈值110调整至第二阈值118，该第二阈值118低于开始阈值116。可将第二阈值118确定为r波峰幅度112的百分比。在一个示例中，阈值118被设置为r波峰幅度112的大约28％。在其他示例中，阈值118可被设置为r波峰幅度112的20％到30％。第二阈值118被设置为预期将大于p波108的峰幅度的值。p波幅度通常远低于r波，然而，取决于感测电极向量相对于心脏轴的对齐和其他因素，p波过感测可能在一些患者中发生，尤其当引线16是如图2a中所示地胸骨下定位时。
r波感测阈值110被保持在第二阈值118处，直至下降时间间期136期满。可在r波104被感知到时开始下降时间间期136，如图5中所示，或在消隐间期130、消隐间期132或感测延迟间期134期满时开始下降时间间期136。当下降时间间期136在感测r波104时开始时，其可被设置为1.5秒或其他相对较长的间期，以促进将r波感测阈值维持在第二值118处直至p波108之后、或至少直至p波108的峰幅度之后或p波108的大部分之后的高可能性。下降时间间期136可以是固定的间期或是由用户可编程的。在其他示例中，下降时间间期136可介于从0.8秒到2.0秒的范围中。在一些示例中，下降时间间期136可随着心率的变化而调整。例如，随着心率基于rr间期(诸如，rr间期140)的测量而增加，下降时间间期136可缩短。随着心率下降，下降时间间期136可增加。
第二阈值118被示出为从感测延迟间期134期满至下降时间间期136期满的恒定值。在其他示例中，第二阈值188可缓慢地衰减，直至下降时间间期136期满。然而，衰减速率将被选择为缓慢，以使得下降时间间期136期满处的结束r波感测阈值仍预期大于p波幅度，以避免p波过感测。示例衰减速率可以是每秒最大峰幅度112的10％。
如果在下降时间间期136期满之前心脏电信号尚未越过r波感测阈值110，则将r波感测阈值110从第二感测阈值118调整至最小感测阈值120，该最小感测阈值120可被称为“感测底面(floor)”。r波感测阈值110保持在最小感测阈值120处，直至心脏电信号102越过阈值120。在示出的示例中，当越过最小感测阈值120时，感知到了r波104’，致使感测电路86生成r波感知事件信号152。
在一些示例中，最小感测阈值120被设置等于编程的灵敏度设置122，该编程的灵敏度设置122可以是例如0.07毫伏(mv)、0.15mv、0.3mv、0.6mv或更高。在一些示例中，编程的灵敏度设置122可建立最小可能的感测阈值，在该情况下r波感测阈值110从不会被设置在编程的灵敏度设置122之下。在一个示例中，灵敏度设置122可以是在0.075与1.2毫伏(mv)之间可编程的，并且可由用户选择为从心脏信号102感测心脏事件所需的最小电压。随着灵敏度设置122的值下降，感测电路用于感测低幅度信号的灵敏度增加。由此，低灵敏度设置122对应于用于感测r波的高灵敏度。最低设置(例如，0.07mv)对应于感测电路86用于感测r波的最高灵敏度，并且最高设置(例如，1.2mv)对应于感测电路86用于感测r波的最低灵敏度。
具有在编程的灵敏度设置122之下的最大峰电压的心脏电信号102的脉冲被视为不旨在被感知到的噪声或事件(其可包括t波和p波)。当检测到或观察到了t波或p波感测时，用户可将灵敏度设置122重新编程为较高设置(较低灵敏度)。然而，通过提供使用可编程感测延迟时间间期134和下降时间间期136控制的多阈值r波感测阈值110，编程的灵敏度设置122可被保持在低值以提供用于感测r波和低幅度纤颤波的高灵敏度，同时仍然最小化t波和p波过感测的可能性。
除了确定开始阈值116和第二阈值118之外，控制电路80可建立最大r波感测阈值限值114，该最大r波感测阈值限值114限制r波感测阈值110的最大开始值。如果基于r波104的峰幅度112确定的r波感测阈值110的开始值116大于最大阈值限值114，则r波感测阈值110的开始值可被设置为最大阈值限值114。在一些情况下，可将最大r波感测阈值限值114设置为编程的灵敏度设置122的固定的倍数或固定的增益，例如，灵敏度设置122的八到十倍的增益。在其他示例中，应用至编程的灵敏度设置122以用于建立最大r波感测阈值限值114的增益是可变增益。可变增益可被限定为取决于编程的灵敏度设置122，如下文所述。
图6是包括r波202和t波204的经滤波和整流的心脏电信号200的图。可将最大r波感测阈值限值216和218的两个示例各自设置为相应编程的灵敏度设置220或222的固定倍数。如本示例中可见的，在一些情况下，当大幅度r波和t波发生时，设置为较低编程的灵敏度设置222的固定倍数的最大r波感测阈值限值218可导致t波过感测，因为t波204越过了最大r波感测阈值限值218。在说明性示例中，r波202的最大峰幅度212是10mv，并且灵敏度设置222被编程为0.3mv。当编程的灵敏度设置10倍的固定增益被用于设置最大阈值限值218时，最大r波感测阈值限值218被设置为3mv。在非常大r波202的情况下，被确定为r波202的最大峰幅度212的百分比(在示出的示例中为50％)的第一感测阈值214大于最大感测阈值限值218。由此，r波感测阈值在第二消隐间期132期满处被设置为最大感测阈值限值218，直至感测延迟间期134期满。设置为最大阈值限值218的r波感测阈值在本示例中将导致t波过感测，因为最大限制218小于t波204的幅度。
为了防止t波过感测，可编程较高灵敏度设置220，例如，0.6mv。在编程的灵敏度设置220是0.6mv并且为10的固定增益被用于确定最大限制216的示例中，最大感测阈值限值216是6mv。最大阈值限值216大于被确定为r波幅度峰212的百分比的开始感测阈值214，在本示例中，该开始感测阈值214是10mv的50％或5mv。该开始阈值214在第二消隐间期132期满时被应用为r波感测阈值，因为它小于最大阈值限值216。开始阈值214没有导致t波过感测，因为t波204的幅度小于开始感测阈值214。
如可以通过图6的说明性示例看到的，在大幅度r波和t波存在的情况下，当最大感测阈值限值被确定为灵敏度设置的固定增益并且灵敏度设置为低时，可发生t波过感测。为了避免t波过感测，可增加灵敏度设置以降低灵敏度，例如，如在图6中分别由灵敏度设置220和灵敏度设置222表示的从0.3mv增加至0.6mv。然而，较高灵敏度设置使得感测电路86对vt或vf期间发生的低幅度r波更不敏感，可能导致室性快速性心律失常发作的欠感测。
图7是图6中示出的心脏电信号200的图，具有使用应用至编程的灵敏度的可变的灵敏度相关的增益确定的最大感测阈值限值256和258的两个不同的示例。在一些示例中，由控制电路80用于确定在感知到的事件之后的最大感测阈值限值的编程的灵敏度设置的增益或倍数是编程的灵敏度的函数。最大感测阈值限值可以与编程的灵敏度设置成反比例地关联，由此使得较高的增益被应用至较低编程的灵敏度设置，以用于获得最大阈值限值。
例如，控制电路80可通过确定灵敏度设置的反比以及使用等式g＝a+b/s添加常数来计算用于确定最大感测阈值限值的可变增益(g)，其中，a和b是常数，并且s是编程的灵敏度(b/s是编程的灵敏度设置的反比)。在一些示例中，针对每一个可用的可编程灵敏度设置确定的增益被存储在存储器80中的查找表中，并且每当新灵敏度设置被编程时该增益由控制电路80检取。
在一个示例中，a至少为5并且b至少为1.5。例如，在上文针对增益g给定的等式中，a可等于6并且b可等于2.5。最大感测阈值限值的最小可能值将接近2.5，因为最大感测阈值限值是增益与编程的灵敏度设置的乘积，或是6s+2.5，其中s等于编程的灵敏度设置。对于灵敏度设置从0.075mv到1.2mv的可编程范围，灵敏度相关的增益介于从大约39.3(针对0.075mv(对应于最高灵敏度的)的最低灵敏度设置)到大约8.1(针对1.2mv(对应于最低灵敏度的)的最高灵敏度设置)的范围中。灵敏度越高，即，灵敏度设置越低，灵敏度相关的增益越高。
对于0.3mv的编程的灵敏度，通过g＝6+2.5/0.3给出灵敏度相关的增益，或使用上述示例中给定的常数给出约14.3的灵敏度相关的增益。当灵敏度设置222被编程为0.3mv时确定的最大感测阈值限值258是灵敏度相关的增益14.3乘以灵敏度设置0.3mv，或是大约4.3mv。该最大感测阈值限值258小于第一感测阈值254，该第一感测阈值254被确定为r波峰幅度212的百分比(本示例中为50％)。因此，r波感测阈值210将被设置为最大感测阈值限值258，但是在该情况下，使用可变增益设置的感测阈值限值258大于t波204的幅度，由此避免t波过感测，同时仍允许高灵敏度(低灵敏度设置)被用于在下降时间间期134期满之后在vt或vf(尤其是自发精细vf)期间感测低幅度波形。
继续上文给定的说明性示例，针对0.6mv220的编程的灵敏度设置确定的最大感测阈值限值256是使用大约10.2(g＝6+2.5/0.6)的灵敏度相关的增益确定的。在该情况下最大感测阈值限值256是6.1mv(0.6mv乘以10.2的增益)，这大于被确定为r波峰幅度212的百分比(例如，50％)的开始感测阈值254。在该情况下，r波感测阈值210在第二消隐间期132(图5中示出)期满处被设置为开始感测阈值254。
在0.6mv灵敏度设置220和0.3mv灵敏度设置222的两个情况中，感测延迟间期134期间的r波感测阈值在存在大幅度r波和t波的情况下避免了t波过感测。即使当使用了低灵敏度设置(例如，0.3mv或更低)，使得感测电路86保持对可能在室性快速性心律失常期间发生的小r波高度敏感时，也通过使用用于确定最大r波感测阈值限值的灵敏度相关的可变增益避免了t波过感测。
在感测延迟间期134期满处，将r波感测阈值从开始阈值254或258调整至第二阈值260，该第二阈值260在本示例中被确定为r波峰幅度212的25％。第二阈值260保持有效，直至下降时间间期136期满(在图5中描述)，在该下降时间间期136之后r波感测阈值210下降至编程的灵敏度设置，在图7中示出的示例中是0.6mv灵敏度设置220或0.3mv灵敏度设置222。
图8a是经滤波并且整流的心脏电信号300的图，该经滤波并且整流的心脏电信号300包括r波302、t波304以及p波306和具有多个感测阈值316、317、318和320的自动调整的r波感测阈值310。在图5、图6和图7的示例中，r波感测阈值310在下降至编程的灵敏度设置之前被设置为第一开始阈值和第二阈值。在其他示例中，r波感测阈值310在下降至编程的灵敏度设置之前可被调整至三个或更多个阈值。
如图8a中所示，开始阈值316可被确定为在第一消隐间期330期间检测到的峰r波幅度312的第一百分比，例如，峰r波幅度312的62.5％或峰r波幅度的55％到70％之间。可以从第二消隐间期332期满起维持开始阈值316，直至第一感测延迟间期333期满。第一感测延迟间期333可以是大约180ms，例如比第二消隐间期332长30到60ms。针对短间期应用的较高的开始阈值316可减小双重感测r波302的可能性，尤其是在展现了宽qrs波群的患者中。
在第一感测延迟间期333期满时，r波感测阈值310被调整至较低的第二感测阈值317，该较低的第二感测阈值317可以是r波峰幅度312的30％到60％之间，诸如r波峰幅度312的50％。第二感测阈值317被维持，直至第二感测延迟间期334期满，该第二感测延迟间期334可在300到360ms之间，并且可被设置为等于编程的tdi，如先前结合图5描述的。
在第二感测延迟间期334期满时，第三感测阈值318被应用，直至下降时间间期336期满，并且r波感测阈值310落至最小感测阈值320，该最小感测阈值320可等于编程的灵敏度设置。第三感测阈值318可以是r波峰幅度312的大约28％，或在其他示例中在20％到30％之间，并且在下降时间间期336中延伸，该下降时间间期336是一秒到两秒，例如，1.5秒。
图8b是根据另一示例的非单调多级r波感测阈值350的图。在图5和图8a的示例中，r波感测阈值110和r波感测阈值310分别是单调下降的感测阈值。在其他示例中，由控制电路80控制的多极r波感测阈值是非单调的，除了r波感测阈值中的下降阶跃(step)之外，该多极r波感测阈值还包括r波感测阈值的值中的一个或多个阶跃增加。
在图8b中示出了经滤波并且整流的心脏电信号300，包括r波302、t波304、以及p波306以及自动调整的r波感测阈值350。r波感测阈值350可包括在第二消隐间期332期满时开始的开始感测阈值316和在感测延迟间期334期满之后开始的第二感测阈值318。r波感测阈值350在下降时间间期336期满时降低至编程的灵敏度设置320。
如果心脏信号300没有在最大灵敏度间期338期满之前越过r波感测阈值350，则将r波感测阈值350增加至第三感测阈值322。第三感测阈值可等于第二感测阈值318或被设置为先前确定的基线p波最大峰幅度的百分比，例如，先前确定的p波最大峰幅度的1.5倍。最大灵敏度间期338控制r波灵敏度阈值350在增加至第三感测阈值322之前被保持在最大灵敏度(例如，编程的灵敏度设置320)处多久。在一些示例中，最大灵敏度间期338比下降时间间期336长大约200ms，由此使得如果没有发生r波感测阈值越过，则r波感测阈值350被设置为编程的灵敏度设置320长达200ms。
在最大敏感度间期338期满时，r波感测阈值350被增加至第三感测阈值322，以在非常缓慢的心率期间以及当p波306具有大于编程的灵敏度设置320的幅度时最小化过感测p波306的可能性。通过允许r波感测阈值350下降至编程的灵敏度设置320以提供高灵敏度长达由间期338控制的预定义的时间间期，避免了低幅度精细vf波形的欠感测。感测电路86可在下降时间间期336期满之后并且在最大灵敏度间期338期满之前感测低幅度室性快速性心律失常波形。然而，如果心率非常缓慢，由此使得p波306在r波302之后和下降时间间期336期满之后相对较晚地到达，则可通过将r波感测阈值350增加至第三阈值322来避免p波过感测，同时仍提供对于低幅度快速性心律失常波形具有高灵敏度的间期。可维持付三感测阈值322，直至发生感测阈值越过。在其他示例中，如图8b中所示，第三感测阈值322被保持，直至第二下降时间间期340期满，在第二下降时间间期340期满时，r波感测阈值350被调整回编程的灵敏度设置320。
图9是根据一个示例的用于控制r波感测阈值的方法的流程图400。在框402处，控制电路80建立了最大阈值限值。可基于如结合图7描述的灵敏度相关的增益来设置最大阈值限值。控制电路80确定了灵敏度相关的增益，随后将最大阈值限值计算为增益和编程的灵敏度设置的乘积。替代地，可使用独立于编程的灵敏度的增益(如结合图6描述的)，将最大阈值限值设置为编程的灵敏度设置的固定倍数。每当灵敏度被重新编程为不同的灵敏度设置时，在框402处重新建立最大阈值限值。
在框404处，响应于心脏电信号越过r波感测阈值而感知到r波，该r波感测阈值可被初始地设置为最大感测阈值、标称感测阈值、编程的灵敏度设置或其他开始值。响应于感测到r波，感测电路86在框408处产生r波感知事件信号，并且控制电路80如结合图5和图8a以及图8b描述的设置各种计时器或计数器以用于控制多阈值r波感测阈值。例如，第一消隐间期(其可以是硬件控制的消隐间期)、第二消隐间期(其可以是存储在存储器82中的固件控制的数字消隐间期)、感测延迟间期、下降时间间期以及最大灵敏度间期可在感测r波时由于由感测电路86接收到的心脏电信号的正向r波感测阈值越过而开始。
在框408处，在第一感测后消隐间期期间确定感知到的r波最大峰幅度。可通过峰跟踪和保持电路或其他硬件或固件确定r波峰幅度。r波峰幅度由控制电路80在第一感测后消隐间期期满处获取。控制电路80在框410处将开始阈值和第二阈值确定为r波峰幅度的两个不同的百分比。例如，开始阈值可被确定为r波峰幅度的40％到60％，并且第二阈值可被确定为r波峰幅度的20％到30％。控制电路80可在第一消隐间期期满之后执行固件，以用于在第二消隐间期期满之前确定开始第一阈值和第二阈值。可将开始阈值和第二阈值传递至感测电路86，作为由感测电路86的电路系统使用以用于控制r波感测阈值的控制值。在其他示例中，如结合图8a和图8b描述地确定三个或更多个阈值。
在第二消隐间期期满时(如框412处确定的)，感测电路86在框414处在控制电路80的控制下将开始r波感测阈值设置为被确定为r波峰幅度的百分比确定的开始阈值或设置为最大阈值限值(以其较小者为准)。如果心脏电信号越过开始r波感测阈值(如框416处确定的)，则过程返回框406，在框406处感测电路86产生另一r波感知事件信号并且如上文描述地重新开始各种控制时间间期，例如，如图5中示出的第一感测后消隐间期130、第二感测后消隐间期132、感测延迟间期134和下降时间间期136。
如果在框418处感测延迟间期在心脏电信号越过r波感测阈值之前期满，则感测电路86在框420处将r波感测阈值调整至从控制电路80接收到的第二阈值。如果心脏电信号越过调整至第二阈值的r波感测阈值(如框422处确定的)，则过程返回框406以生成r波感知事件信号并且如上文描述地重置控制时间间期。如果在框424处下降时间间期在心脏电信号没有越过r波感测阈值的情况下(框422)期满，则感测电路86在框426处将r波感测阈值调整至最小阈值或感测底面，该最小阈值或感测底面可以是编程的灵敏度设置。在其他示例中，可在感测阈值中实现不止两个下降阶跃，如结合图8a描述的，和/或可如结合图8b描述的包括感测阈值中的阶跃增加。
在框404处，感测电路86等待心脏电信号越过感测底面，并且如果心脏电信号越过感测底面，则过程通过前进至框406来重复。然而，如果启用了心脏电刺激治疗，例如心脏起搏治疗，则当响应于r波感知事件信号设置了各种计时器时，控制电路80可在框406处开始起搏间期。如果在框430处起搏间期在心脏电信号越过r波感测阈值之前期满，则控制电路80可前进至图15的框756(在下文描述)，以根据起搏后r波感测控制参数递送心脏起搏脉冲并且控制r波感测阈值。
虽然在图9中未示出，但是认识到的是，起搏间期可能在感测延迟间期期间期满(例如，atp脉冲)或在下降时间间期期间期满(例如，频率响应的起搏脉冲)或在导致起搏脉冲被递送的r波感测阈值越过之前的任何时间期满。控制电路80可根据结合图15描述的用于控制脉冲后r波感测阈值描述的方法操作。在图5-图8b中的任一个中示出的各种计时间期和阈值可被确定并且应用以用于控制递送的电刺激脉冲之后的r波感测阈值，并且不限于仅在固有r波感知事件之后使用。然而，用于控制电刺激脉冲之后的r波感测阈值的控制参数可与结合图5-图9描述的感测后r波感测阈值控制参数不同。结合下文图14-图16描述了脉冲后r波感测阈值控制参数的示例。
此外，虽然已描述了用于控制用于感测伴随心室去极化的r波的r波感测阈值的技术，但是要理解的是，公开的技术的各种方面可被用于控制用于感测其他心脏事件信号的心脏事件感测阈值，诸如伴随心房去极化的p波或伴随心室复极化的t波。例如，可基于灵敏度相关的增益和编程的灵敏度设置最大p波感测阈值限值；可基于灵敏度相关的增益和编程的灵敏度设置最大t波感测阈值限值。可使用多个阈值水平和多个时间间期控制p波和/或t波感测阈值。
图10是用于选择icd14中的灵敏度设置的方法的流程图。图10中示出的过程可在icd14植入时执行，或在引线更换过程期间执行，以用于确定用于检测vf期间的低幅度纤颤波的可靠灵敏度设置。由流程图500示出的过程可以是由icd14响应于从外部设备40接收到的编程命令而执行的半自动过程。
在框502处，选择了测试灵敏度设置。测试灵敏度设置可由用户使用外部设备40编程，或可以是标称灵敏度设置或优选的灵敏度设置两倍的值，该标称灵敏度设置或优选的灵敏度设置可基于测得的r波幅度。例如，如果在由icd14产生的心电图信号上观察到的并且传送至外部设备40的r波幅度是至少3mv，则可在框502处针对优选的0.3mv的灵敏度设置(测试设置的一半)而设置0.6mv的测试灵敏度设置。
在框504处，用户使用外部设备40向icd14传送vf诱导命令。icd14可使用任何实现的诱导方法诱导vf，诸如t电击，t电击是在与t波相关联的易激期(vulnerableperiod)期间递送的大能量电脉冲。如果在编程的灵敏度设置下检测到了vf，即框506的“是”分支，则根据编程的电击治疗控制参数递送除颤电击以终止vf。如果没有在预先确定的时间限制内在编程的灵敏度下检测到vf，则递送电击以用于终止诱导的vf，并且可在框508处降低灵敏度设置，以增加对于vf波形的灵敏度。可在框506处再次诱导vf以测试新的灵敏度设置。可按需重复该过程一次或多次，以确定允许成功的vf检测的最高灵敏度设置。替代地，如果没有在框506处使用第一灵敏度设置检测到vf，则可使用在诱导的vf期间的心脏电信号记录来确定vf波形的电压幅度，并且可在框512处将灵敏度设置编程低于vf波形幅度。在另其他示例中，如果感测电路86包括两个感测通道，则可使用两个不同地测试灵敏度设置同时地感知心脏电信号，以确定其中一个还是二者导致vf检测。
当以当前的测试灵敏度设置检测到vf时，灵敏度设置被编程为测试灵敏度设置的二分之一到三分之一。例如，如果测试到的灵敏度设置是0.6mv，则在框512处将灵敏度设置编程为0.3mv。通过使用用于设置最大r波感测阈值限值的灵敏度相关的增益，可以使用较低的灵敏度设置以有信心在icd系统10的植入之后短期地和长期地避免t波和p波过感测，同时仍提供用于检测vf的高灵敏度。
由心血管外电极接收到的心脏电信号的r波幅度在植入之后的短期阶段(数天或数周)期间并在长期植入之后(数月或数年)是相似的。相应地，在框512处确定的推荐的灵敏度设置无需基于自植入起的时间而变化，这不像经静脉icd系统，该经静脉icd系统可能短期内具有较大的r波幅度，并且长期内具有较小的r波幅度。可在心血管外icd系统10中使用两倍或三倍的灵敏度安全性裕度(换言之，使用测试到的灵敏度设置的二分之一到三分之一)，而不是已在过去针对经静脉icd系统实践的更高的安全性裕度，诸如四倍安全性裕度。如本文公开的使用两倍到三倍灵敏度安全性裕度的r波感测阈值的控制最小化了对自发精细vf(通常具有小波形幅度)欠感测的风险，同时避免了t波和p波过感测。
图11是根据一个示例的用于选择r波感测阈值控制参数的方法的流程图600。如上文结合图10描述的，灵敏度设置(其可限定最小r波感测阈值)可至少部分地基于vf检测测试。可在逐搏动的基础上基于峰r波幅度(如图7中所示)或如下文结合图14描述的基于电刺激脉冲之后的编程的灵敏度来设置r波感测阈值的开始值。应用至灵敏度以用于设置最大r波感测阈值的增益可以是取决于如结合图7描述的编程的灵敏度设置的可变增益。除了这些r波感测阈值控制参数之外，其他r波感测阈值控制参数可以基于心脏信号特征是可变的和/或可编程的，该心脏信号特征是针对个体患者确定的以针对该患者定制最佳r波感测阈值控制和/或是基于来自患者群体的经验数据的。
例如，用于设置感测后开始阈值116、第二消隐间期132、感测延迟间期134、感测后第二较低延迟阈值118和下降时间间期136(全部在图5中示出)的r波峰幅度的百分比可全部是可编程或可变值，这些可编程或可变值可针对个体患者定制和/或基于从患者群体获得的灵敏度性能数据定制。其他控制参数，诸如如图8a中所示的第二感测延迟间期334或如图8b中所示的最大灵敏度间期338，也可以是可编程的并且针对患者个体地定制的。
在框602处，一个或多个个体r波感测阈值控制参数设置和/或r波感测阈值控制参数设置的组合的基于群体的vt/vf检测灵敏度可被存储在icd存储器82中和/或存储在外部设备40的存储器53中。例如，可从icd患者群体收集的经验数据确定作为编程的灵敏度设置122(图5)、第二消隐间期132、下降时间间期136或上文描述的其他r波感测控制参数的函数的vt/vf检测灵敏度曲线。
图12是说明性vt/vf检测灵敏度曲线656的图650。作为沿着x轴654绘制的r波感测阈值控制参数的函数，沿着y轴652绘制了vt/vf检测灵敏度(被表达为所有实际检测到的vt/vf发作的百分比)。在图12中大体地指示了感测控制参数，但是该感测控制参数可以是第二消隐间期132、用于确定r波感测阈值的开始值116的百分比、感测延迟间期134、用于确定r波感测阈值的第二值118的百分比、灵敏度设置122(全部都在图5中示出)或本文描述的其他r波感测阈值控制参数中的任一个。
可设置警报阈值658，在该警报阈值658之下vt/vf检测灵敏度落在vt/vf检测性能预期(例如，95％)之下。当控制参数设置具有大于“x”的编程的值时，vt/vf检测灵敏度落在警报阈值658之下。如下文描述的，存储的vt/vf检测灵敏度数据可由控制电路80(或外部设备处理器52)用于单独地针对编程的r波感测阈值控制参数或与检测灵敏度的多参数n维模型中的其他参数值组合地查找预期vt/vf检测灵敏度。如果检测灵敏度落在icd性能预期的警报阈值658之下，则可如下文描述地生成临床医生警报。
图13是示例vt/vf检测灵敏度曲线686的图680。作为沿着x轴684绘制的编程的灵敏度设置的函数，沿着y轴682绘制了vt/vf检测灵敏度。当编程的灵敏度设置小于大约135毫伏时，vt/vf检测灵敏度大于警报阈值688，在本示例中警报阈值示出为95％，但是也可选择其他警报阈值水平。在本示例中，当编程的灵敏度设置是140毫伏或更高时，vt/vf检测灵敏度686落在警报阈值688之下，并且icd系统10可响应于大于140毫伏的灵敏度设置被选择用于编程，而生成在外部设备显示器54上显示的警报，如下文描述的。
图12和图13表示作为单个感测阈值控制参数设置的函数的vt/vf检测灵敏度。所认识到的是，替代如图12中所示的单个参数函数，vt/vf灵敏度可以以多参数n维模型来建模，该多参数n维模型考虑了感测阈值参数的组合。此外，所设想的是，替代灵敏度或除了灵敏度之外，可针对一个或多个感测阈值参数单独地或以多参数n维模型来建模vt/vf检测特异性。可基于基线心脏电信号特征确定感测阈值控制参数，并且该感测阈值控制参数可被选择以便于实现目标特异性和/或目标灵敏度。
返回图11，在框604处，包括在控制电路80中的处理器可确定基线心脏信号特征。例如，在确认的正常窦性节律期间，可确定r波幅度、r波宽度、t波幅度、p波幅度、r-t时间间期、r-p时间间期、t-p时间间期和/或基线噪声中的一个或多个。r-t、r-p和t-p时间间期可被确定为相应的r波、t波和p波的绝对最大峰幅度之间的时间间期或这些波的其他预定义的基准点之间的时间间期。可手动地确认正常窦性节律，或基于r-r间期大于快速性心律失常检测间期、无心脏起搏被递送和/或r波形态匹配分数大于预定的阈值来确认正常窦性节律。可通过控制电路80从感测电路86接收到的数字化、经滤波并且整流的心脏信号确定心脏信号特征。
替代地，可从传送至外部设备40并且由外部设备40显示的心脏电信号手动地确定心脏信号特征，或由外部设备处理器52从传送的心脏电信号自动地确定心脏信号特征。心脏信号特征值可随后由外部设备处理器52用于确定推荐的r波感测阈值控制参数，或心脏信号特征值可被编程进icd14、存储在icd存储器82中并且由包括在控制电路80中的处理器检取以用于确定r波感测阈值控制参数。
继续参考图5中示出的感测后r波感测阈值控制参数，在图11的框606处，控制电路80的处理器可确定用于设置r波感测阈值的开始值116的控制参数。如上文结合图7描述的，可基于编程的灵敏度设置确定应用至灵敏度设置以用于确定最大r波感测阈值限值的可变增益。最大r波感测阈值限值是被用于确定开始值116的一个控制参数。另一控制参数是被用于确定开始值116的当前感知到的r波104的最大峰幅度112的百分比。该百分比可基于在框604处从经滤波整流的心脏电信号确定的峰t波电压幅度与峰r波电压幅度112的t/r比例。例如，如果t/r比例是0.5，则可将开始r波感测阈值确定为最大峰r波幅度112的至少0.6或0.7或至少60％或70％的百分比。如果t/r比例是0.3，则百分比可被设置为50％或大于t/r比例的某一其他百分比。
在其他示例中，可基于在框604处确定的t波幅度设置开始值116的最小限值，例如，可将开始值的最小限值确定为大于最大峰t波电压幅度的百分比，例如，峰t波电压幅度的125％或峰t波电压幅度的150％，或者将开始值的最小限值确定为大于峰t波电压幅度的固定间距，例如，比峰t波电压幅度大0.25mv或0.5mv。
在框608处，控制电路80可确定用于设置第二阈值118(在图5中示出)的一个或多个控制参数。可将第二阈值118设置成小于用于确定开始值116的百分比的峰r波电压幅度112的第二百分比。该第二百分比可基于在框604处从经滤波整流的心脏电信号确定的最大峰p波电压幅度与最大峰r波电压幅度112的r/r比例。例如，如果p/r比例是0.2，则可将第二阈值118设置为最大峰r波幅度的0.4或40％。如果t/r比例是0.3，则百分比可被设置为50％或大于p/r比例的某一其他百分比。
在其他示例中，可基于在框604处确定的p波幅度设置第二阈值118的最小限值。例如，可将第二阈值118的最小限值确定为p波幅度的百分比(例如，p波幅度的125％或p波幅度的150％)，或将第二阈值118的最小限值确定为大于最大峰p波电压幅度的固定量(例如，0.2mv或0.3mv或大于峰p波幅度的其他固定量)。
在框610处，控制电路80可基于在框604处确定的r波宽度设置第二消隐间期132。如先前描述的，第一消隐间期130可以是硬件实现的绝对消隐间期，并且可限定第二消隐间期132的最小可能值。可在框604处从经带通滤波的心脏电信号将r波宽度测量确定为从r波的正向部分上的基准点到r波的负向部分上的基准点的时间间期，例如，从预定的电压的第一次正向越过到预定的电压的最后一次负向越过，或从最大+dv/dt到最小–dv/dt。第二消隐间期132可被设置为至少等于确定的r波宽度、r波宽度的预定的一部分或大于或小于r波宽度的固定间期。基于r波宽度确定第二消隐间期132的方式可取决于r波宽度是被如何确定的。在美国专利第8,983,586号(zhang)和美国专利第5,312,441号(mader等人)中大体上公开了用于确定r波宽度的示例方法，该两个专利均通过引用以其整体并入本文。
在框612处，控制电路80可基于在框604处确定的r-t间期确定感测延迟间期134。例如，感测延迟间期134可以是长于r-t间期的固定间期，例如，比测得的r-t间期长20ms，或是r-t间期的预定的百分比，例如，r-t间期的120％。
可由控制电路80在框614处基于在框604处确定的r-p间期确定下降时间间期136，例如，确定为大于r-p间期的的一固定间期或百分比。由于r-t和r-p间期可随着心率变化，因此控制电路80除了或替代使得各值基于测得的r-t和r-p间期，还可基于心率(例如，基于最近的rr间期或预定数量的近期rr间期的移动平均值)调整感测延迟间期134以及下降时间间期136。
可在框615处基于在框604处确定的p波幅度和/或基线噪声确定并且设置编程的灵敏度设置。可通过在心脏事件之间(例如，t波之后并在r波之前)设置的基线窗口期间测量峰心脏信号幅度来确定基线噪声幅度。可将灵敏度设置确定为大于确定的基线噪声幅度的最低设置或大于确定的基线噪声幅度的一固定间期或百分比。
在框616处，控制电路80可被配置为将r波感测阈值控制参数与在框602处存储的基于群体的vt/vf检测灵敏度数据相比较。r波感测阈值控制参数可包括如上文描述的由控制电路80各自动确定的控制参数的组合和/或用户编程的控制参数。可将各个控制参数设置或控制参数设置的组合与vt/vf检测灵敏度数据相比较，以当利用了同时选择的r波感测阈值控制参数时预测用于检测vt和vf的预期灵敏度。
如果控制参数中的任一个(单独地或组合地)导致低于警报阈值(例如，图12中的阈值658)的预期vt/vf检测灵敏度，则在框618处检测到警报状况。响应于检测警报状况，控制电路80可在框620处生成警报通知，该警报通知被传送至外部设备40并且在用户显示器54上显示。用户可随后查看编程的设置并且进行改进预期vt/vf检测灵敏度所需要的调整，或在不进行调整的情况下接受编程的设置。具有任何调整的编程的设置可在框622处被传送回icd14并且存储在存储器82中，以用于控制r波感测阈值。
在一些示例中，检测灵敏度数据被存储在icd14的存储器82中，并且流程图600的过程由控制电路80自动地执行以用于设置感测阈值控制参数。目标vt/vf检测灵敏度值可由用户编程进icd14，并且icd14可基于目标灵敏度和基线心脏信号特征确定感测阈值控制参数。该过程可被周期性地重复以用于更新感测阈值控制参数。
在其他示例中，在框602处存储的vt/vf检测灵敏度数据被存储在外部设备40的存储器53中。框604到框618的操作可由包括在控制电路80中的处理器执行，由外部设备处理器52在从icd14经由icd遥测电路88和外部设备遥测单元58接收心脏电信号发作之后执行，或由控制电路80的处理器和外部设备处理器52合作地完成，其中，一些步骤或操作由控制电路80执行，并且一些由处理器52执行。处理器52可在框616处执行比较，并且响应于在框618处检测到警报状况，在框620处在显示器54上生成警报通知的显示。在用户接受r波感测阈值控制参数的编程的设置时，在基于警报(如有生成)进行了任何调整之后，外部设备40将可编程控制参数设置传送至icd14。
图14是示出了心室起搏脉冲701和703以及经带通滤波并且整流的心脏电信号702的时序图700。心脏电信号702包括跟随起搏诱发的r波704的t波706和p波708。在房室阻滞期间，p波708可能未被传导至心室，以使得起搏间期705期满。如果起搏间期期满而心脏电信号702没有越过r波感测阈值710，则在在前的脉冲701之后以起搏间期705递送起搏脉冲703。起搏间期705可以是用于心动过缓起搏的较低频率间期、用于在电击后起搏期间防止心搏停止的备用起搏间期、抗心动过速起搏脉冲或根据编程的起搏治疗协议设置的其他起搏间期。
脉冲后r波感测阈值710由控制电路80和感测电路86控制。在递送心室起搏脉冲701时，开始了脉冲后消隐间期730。脉冲后消隐间期可以是由硬件控制的固定时间间期，以防止感测起搏诱发的r波704和任何起搏后极化伪影。在一个示例中，脉冲后消隐间期730可以是250ms，并且在其他示例中可以是200ms到500ms。脉冲后消隐间期730可长于感测后消隐间期130和132(图5)。图14中示出的脉冲后r波感测阈值710的示例通常与起搏脉冲有关，然而，用于控制脉冲后r波感测阈值710的脉冲后控制参数可被使用或调整以在cv/df电击或其他电刺激脉冲之后使用，其他电刺激脉冲诸如如结合图10描述的用于vt或vf诱导而递送的电刺激脉冲。例如，甚至更长的脉冲后消隐间期(例如，长达2秒)可在cv/df电击脉冲后使用，以允许更长的刺激后极化恢复。
在脉冲后消隐间期730期满时，r波感测阈值710被设置为脉冲后开始阈值716，该脉冲后开始阈值716可直接基于编程的灵敏度设置或最大阈值限值714。可通过使用如上文描述的灵敏度相关的增益来建立最大阈值限值714。例如，可将应用至编程的灵敏度的增益计算为8+1.8/s，其中，s是编程的灵敏度。为了获得最大阈值限值714，用灵敏度s乘以该增益，使得最大阈值限值714被设置为编程的灵敏度设置的八倍加1.8。该最大阈值限值714可以与最大阈值限值114(图5)相同，该最大阈值限值114建立以用于控制在感知到的固有r波之后的开始r波感测阈值。在起搏期间，可能不会确定诱发的r波704的最大峰幅度来用于设置r波感测阈值710的开始值716。起搏诱发的r波信号幅度可能不预测固有r波的幅度。因此最大阈值限值714可以用于，在不确定起搏诱发的r波704的峰幅度的情况下，确定起搏脉冲701之后的r波感测阈值710的脉冲后开始阈值716和脉冲后第二阈值718。
开始阈值716可以是最大阈值限值714的第一百分比，并且第二阈值718可以是最大阈值限值714的第二百分比。在说明性示例中，开始阈值716可以是最大阈值限值714的大约31％，并且第二阈值718可以是最大阈值714的大约15％。用于设置开始阈值716和第二阈值718的百分比可以是可编程的，并且可介于从10％到50％或更高的范围中(其中第二百分比低于第一百分比)。
在脉冲后延迟间期732期间，从起搏后消隐间期730期满至延迟间期732期满，保持开始阈值716。延迟间期732可以是固定的可编程时间间期，例如，500ms，以涵盖t波706，或至少涵盖t波的峰或t波706的大部分，以避免t波过感测。脉冲后延迟间期732可被优化以最小化t波过感测的可能性，如先前结合图5关于感测延迟间期134大体描述的。延迟间期732可取决于脉冲后消隐期730，例如，比起搏后消隐期长250ms但是不大于如下文描述的下降时间间期734。
在延迟间期732期满时，感测电路86将r波感测阈值710从开始值716调整至低于开始值716的第二阈值718。r波感测阈值710被保持在中间阈值718处，直至下降时间间期734期满。可在递送起搏脉冲701时开始下降时间间期734。可由控制电路80基于起搏的心率(例如，基于起搏间期705)确定下降时间间期734。在一个示例中，下降时间间期734被设置为起搏间期705的50％，但是可被设置为起搏间期705的大于或小于50％的其他百分比。
在一些示例中，可在有限的范围内设置下降时间间期734，例如，高达最大上限和/或低至最小下限。例如，最大下降时间间期可以是在电刺激脉冲之后600至750ms。下降时间间期734可具有最小下限，由此使得下降时间间期734不早于延迟间期732期满。
可将被确定为起搏间期705的所选择的百分比的下降时间间期734与最小下降时间间期相比较，该最小下降时间间期可等于延迟间期732。如果被确定为起搏间期705的百分比的下降时间间期734等于或小于最小下降时间间期，则感测电路86可设置下降时间间期等于最小下降时间间期。当最小下降时间间期等于延迟间期732时，可在从消隐期730期满延伸到延迟间期732期满的延迟间期732的部分736中将r波感测阈值710保持在开始阈值716。在延迟间期732期满时，r波感测阈值710被调整为最小感测阈值720。
响应于被确定为起搏间期705的百分比的下降时间间期等于或小于延迟间期732，下降时间间期可被设置为等于延迟间期732，由此使得从脉冲后消隐期730期满至下降时间间期期满，心脏事件感测阈值被保持在等于开始阈值716的第一阈值处。可跳过被确定为最大阈值限值714的第二百分比的中间感测阈值718。下降时间间期734和延迟间期732可同时期满，由此使得在开始感测阈值716下降至最小感测阈值720之前没有将r波感测阈值710设置为中间感测阈值718的情况下，将开始感测阈值716调整为最小感测阈值720。
在另一示例中，如果被确定为起搏间期705的百分比的下降时间间期734短于感测延迟间期732，可将感测延迟间期732截断为等于下降时间间期734。在脉冲后消隐间期期满时，r波感测阈值710被设置等于开始值716，并且保持在该值处，直至下降时间间期734和感测延迟间期732同时期满。在下降时间间期734和截断的感测延迟间期732期满时，可将r波感测阈值710从开始值716调整为最小感测阈值720。中间阈值718可被跳过。
取决于被递送的电刺激治疗，起搏间期705可被设置为各种时间间期。由此，可将下降时间间期734确定为与电刺激治疗相关联的起搏间期705的百分比，该电刺激治疗根据确定的治疗需要被递送。可针对不同的电刺激治疗设置不同的最小下降时间间期。例如，在cv/df电击或电击后起搏脉冲之后的延迟间期732(其可被设置为长于脉冲后消隐间期730的固定间期)可长于在心动过缓起搏脉冲之后的延迟间期。如果最小下降时间间期被设置为等于延迟间期732，则可被设置用于控制在cv/df电击和/或电击后起搏脉冲之后的r波感测阈值的最小下降时间间期可长于可被设置用于控制在心动过缓起搏脉冲之后的r波感测阈值的最小下降时间间期。例如，电击后和/或电击后起搏期间的最小下降时间间期可以是800ms，并且在心动过缓起搏脉冲之后(例如，vvi起搏期间)的最小下降时间间期可以是500ms。这些最小下降时间间期可等于相应的电刺激治疗期间使用的对应的延迟间期。可将最大下降时间间期设置为固定值(例如，长达800ms或更大)，并且在一些示例中，可将不同的固定最大下降时间间期存储在存储器82中，以在不同类型的电刺激脉冲之后(例如，在电击脉冲、电击后起搏脉冲、vvi起搏脉冲等之后)使用。
当被确定为起搏间期705的百分比的下降时间间期734超过延迟间期732时，将r波感测阈值710从开始感测阈值716调整至中间感测阈值718。在感测延迟间期732期满之后的下降时间间期734的部分738中，r波感测阈值710可被保持在第二感测阈值718处。在下降时间间期734期满时，如果心脏电信号702尚未越过r波感测阈值710，则将r波感测阈值710调整至最小感测阈值720，或“感测底面”。如上文描述，最小感测阈值720可被设置为等于编程的灵敏度设置，该编程的灵敏度设置可以是例如0.075mv、0.15mv、0.3mv、0.6mv或更高。r波感测阈值710保持在最小感测阈值720处，直至心脏电信号702越过阈值710或者起搏间期705期满，以其先发生者为准。在示出的示例中，起搏间期705期满，并且起搏脉冲703被递送。
图15是用于控制电刺激脉冲之后的r波感测阈值的方法的流程图750。结合流程图750描述的方法大体上涉及控制在起搏脉冲之后的r波感测阈值，然而，在其他电刺激脉冲之后的r波感测阈值可以以相同或相似的方式被控制，所述其他电刺激脉冲诸如，cv/df电击脉冲或用于诱导室性快速性心律失常的t波电击。
在框752处，控制电路80建立了最大阈值限值。如上文描述的，可通过确定多个编程的灵敏度设置和/或添加预定的常数来设置最大阈值限值。在一个示例中，最大阈值限值被设置为编程的灵敏度设置的八倍加1.8。在框752处确定的最大阈值限值可以与在图9的框402处确定的最大阈值限值相同，图9的框402处确定的最大阈值限值用于建立可在感知到的固有r波之后设置的最大r波感测阈值。在一些情况下，可使用灵敏度相关的增益确定最大阈值限值。在其他示例中，在框752处确定的最大阈值限值可与在图9的框402处确定的最大阈值限值被不同地确定。
在框752处确定的最大r波感测阈值限值在框754处被用于基于编程的灵敏度设置确定开始感测阈值和第二中间感测阈值。在图9的框402处确定的最大r波感测阈值设置了开始r波感测阈值的最大限值，该开始r波感测阈值的最大限值是基于如上文结合图5和图9描述的感测后消隐间期期间确定的峰幅度确定的。
由于电刺激脉冲之后使用的开始阈值和第二中间阈值不基于r波的确定的峰幅度，因此这些值可以是在递送的起搏脉冲之前预定的。因此，不需要在消隐间期期间在逐搏动的基础上确定起搏脉冲之后使用的开始阈值和第二阈值。可在逐搏动地确定在固有感知到的r波之后使用的开始阈值和第二阈值，因为它们基于感测后消隐间期期间确定的峰r波幅度。可针对编程的灵敏度设置一次确定在电刺激脉冲之后使用的脉冲后开始阈值和第二阈值，并且可仅响应于编程的灵敏度设置的变化而重新确定在电刺激脉冲之后使用的脉冲后开始阈值和第二阈值。
在框754处确定的开始阈值可以是最大阈值限值的第一百分比，并且第二中间阈值可以是最大阈值限值的第二百分比。如上文描述的，开始阈值可以是最大阈值限值的31％，并且中间阈值可以是最大阈值限值的15％，但是也可使用最大阈值限值(或编程的灵敏度设置)的其他百分比或相对比例。
可在框756处根据编程的起搏协议递送起搏脉冲。在在前的起搏脉冲或感知到的固有r波之后以起搏间期递送起搏脉冲。起搏间期可以是较低频率间期，其被设置以用于控制心动过缓起搏(例如，vvi起搏)，起搏间期还可以是电击后的备用起搏频率间期、atp间期或用于控制通过治疗递送电路84的电刺激脉冲的递送的其他时间间期。
控制电路80在框758处基于起搏间期确定下降时间间期。可将下降时间间期设置为起搏间期的百分比，例如，起搏间期的一半。如上文描述的，可将下降时间间期设置为起搏间期的预定的百分比，但是不低于预定的最小间期。在一些示例中，下降时间间期可不被设置为小于图14中示出的延迟间期732。在其他示例中，如果在框758处确定的下降时间间期短于感知延迟间期，则感测延迟间期被截断为等于下降时间间期。
可将下降时间间期设置为起搏间期的预定的百分比，但是不大于最大下降时间，该最大下降时间可以是固定的时间间期，例如，600到750ms。虽然下降时间被示出为在框758处在起搏脉冲递送之后被确定，但是所认识到的是，可预测到递送的起搏脉冲和脉冲后r波感测，在起搏脉冲递送之前、在起搏间期正在运行时确定下降时间间期。
在框760处，控制电路80设置计时器或计数器以用于控制起搏脉冲之后的多级r波感测阈值。例如，脉冲后消隐间期(其可以是由存储在存储器82中的固件控制的数字消隐间期)、感测延迟间期、确定的下降时间间期和起搏间期可各自在框756处的起搏脉冲递送时开始。脉冲后消隐间期可长于感知到的r波之后使用的消隐间期。脉冲后消隐间期可以是在起搏脉冲之后的250ms长的数字消隐间期。当递送的电刺激脉冲是cv/df电击脉冲时，脉冲后消隐间期可以更长，例如，800ms或更长。脉冲后消隐间期可以是可编程的，并且被设置在起搏脉冲之后250ms到电击脉冲之后2秒之间。
在脉冲后消隐间期期满时，如框762处确定的，感测电路86在框764处将开始r波感测阈值设置为在框754处确定的开始阈值。如果心脏电信号越过开始r波感测阈值，如在框766处确定的，则过程返回图9的框406，其中感测电路86产生r波感知事件信号并且重新开始用于控制在感知到的r波之后的r波感测阈值的各种控制时间间期，的如上文结合图9描述的。
如果感测延迟间期在框768处在心脏电信号越过r波感测阈值之前期满，则感测电路86在框770处将r波感测阈值调整至在框754处确定的第二阈值。如果由感测电路86接收的心脏电信号越过被调整至第二阈值的r波感测阈值，如在框772处确定的，则处理前进至图9的框406以生成r波感知事件信号并且重置感测后r波感测阈值控制时间间期,如上文描述的。在下降时间间期被设置为等于延迟间期由此使得二者均在框768处期满的情况下，可跳过在框770处的从开始阈值调整至第二中间阈值并且过程前进至框774。
如果下降时间间期在框774处在心脏电信号没有越过r波感测阈值的情况下(框772)期满，则感测电路86在框776处将r波感测阈值调整至最小阈值或感测底面，该最小阈值或感测底面可以是编程的灵敏度设置。在其他示例中，在相应下降时间间期(例如，各自被设置为起搏间期的不同的百分比)期满时可实现并且调整感测阈值中不止两个下降阶跃。
感测电路86在框778处等待心脏电信号越过感测底面，并且在框780处等待起搏间期期满，以其先发生者为准。如果心脏电信号在框778处越过最小感测阈值，则过程前进至图9的框406以生成r波感知事件信号并且使用感测后r波感测阈值控制参数来控制r波感测阈值。如果在框780处起搏间期在没有r波感测阈值越过的情况下期满，则在框756处递送起搏脉冲。流程图750的过程使用起搏脉冲之后的起搏后r波感测阈值控制参数继续控制r波感测阈值。如果起搏间期已变化，则可在框758处重新确定下降时间，由此使得可随着起搏频率的变化动态地调整下降时间间期。起搏间期可出于以下原因出现变化：用户编程；基于患者活动的频率响应起搏；使用不同的脉冲间间期的atp协议；或被递送的电刺激治疗的变化。
图16是根据另一示例的用于通过植入式医疗设备控制r波感测阈值的方法的流程图800。在框802处，icd14的感测电路86可基于由接收到的心脏信号越过心脏事件感测阈值而在心脏电信号中感测到心脏事件。在检测电刺激治疗的需要之前，控制电路80可根据如结合图5-图9中的任一个描述的用于控制感测后r波感测阈值的技术，来控制由感测电路86在框802处使用的心脏事件感测阈值。
icd14可被配置为在框804处基于感知到的心脏事件的频率确定第一电刺激治疗的需要，该感知到的心脏事件可以是预定的数量的最近感知到的心脏事件。例如，icd14可基于连续感知到的心脏事件(例如，r波)之间确定的所需数量的心脏事件间期落入快速性心律失常检测间期区来检测到快速性心律失常。心脏事件的频率可由此导致快速性心律失常检测，从而导致控制电路80确定atp和/或cv/df电击的需要。在另一示例中，感知到的心脏事件的频率可使得控制电路80在感知到的心脏事件没有在cv/df电击之后的电击后起搏间期期间发生的情况下，确定cv/df电击和电击后起搏的需要。
如果确定了第一电刺激治疗的需要，控制电路80在框806处确定下降时间间期，以在根据第一刺激治疗递送的电刺激脉冲之后使用。可在框806处将下降时间间期确定为第一刺激治疗的起搏间期的百分比，例如，当确定需要cv/df电击时，将下降时间间期确定为电击后起搏间期的百分，或当确定需要atp时，将下降时间间期确定为atp间期的百分比。
可将确定的下降时间间期与对应于第一刺激治疗的第一最小下降时间间期相比较。用于在框806处确定下降时间间期的起搏间期的百分比可以是可编程的值。响应于第一刺激治疗期间递送的电刺激脉冲设置的感测延迟间期可以是固定值或可编程值。在一些情况下，在框806处被确定为第一刺激治疗的起搏间期的百分比的下降时间间期可小于感测延迟间期。在一些示例中，第一最小下降时间间期可等于用于控制第一刺激治疗期间的心脏事件感知阈值的感测延迟间期。在其他示例中，在框808处与确定的下降时间间期相比较的第一最小下降时间间期可大于或小于与第一刺激治疗相关联的感测延迟间期。
在框810处，控制电路将下降时间间期设置为第一最小下降时间间期和确定的下降时间间期中的最大的那个。过程返回至框802以在第一刺激治疗期间根据脉冲后心脏事件感测阈值控制参数感测心脏事件，直至感知到固有心脏事件。如果在框810处将最小下降时间间期设置为等于或小于感测延迟间期，则控制电路80可控制感测电路86将心脏事件感测阈值保持在第一阈值处达以下时间段：下降时间间期的、从脉冲后消隐间期期满延伸直至下降时间间期期满的那部分，该第一阈值被设置为等于基于最大阈值限值确定的开始阈值。如果最小下降时间间期大于感测延迟间期，则控制电路80可控制感测电路86将心脏事件感测阈值保持在开始阈值(该开始阈值设置为最大阈值限值的第一百分比)处直至感测延迟间期期满，并且从延迟间期期满至下降时间间期期满，将感测阈值保持在下一较低的阈值处，该下一较低的阈值被设置为最大阈值限值的第二百分比。
如果确定的下降时间间期大于与第一刺激治疗相关联的第一最小下降时间间期，即框808的“否”分支，则控制电路80在框812处将下降时间间期设置为确定的下降时间间期，并且返回框802以根据与第一刺激治疗对应的的脉冲后心脏事件感测阈值控制参数来控制心脏事件感测阈值。感测电路86被配置为在下降时间间期期间将心脏事件感测阈值保持在最大阈值限值的预定的百分比处。在一些示例中，在下降时间间期的从感知延迟期间期满延伸至下降时间间期期满的的那部分中将心脏事件感测阈值保持在最大阈值的预定的百分比处。在延迟间期期间，可将心脏事件感测阈值设置为被设置成最大阈值限值的第一百分比的开始阈值，并且在下降时间间期期间保持在第二阈值处，该第二阈值被设置为最大阈值限值的第二较低的百分比。以此方式，从脉冲后消隐期期满至下降时间间期期满，心脏事件感测阈值等于或大于第二阈值。
在一些示例中，控制电路80被配置为确定第二电刺激治疗的需要。如果没有检测到第一刺激治疗的需要，即框84的“否”分支，则控制电路80可在框814处确定第二电刺激治疗的需要。第二电刺激治疗的需要也可基于感知到的心脏事件的频率。例如，如果没有在起搏间期期间感知到心脏事件，由此使得感知到的心脏事件的频率小于编程的起搏频率，则控制电路80确定第二电刺激治疗(例如，心室起搏脉冲)的需要。
可由控制电路80根据任何实现的心律失常检测算法或如并入的引用文件中的任一个大体上公开的执行在框804或框814处确定电刺激治疗的需要。如果控制电路80在框804或814中的一个处没有确定需要电刺激治疗，则感测电路86继续在框802处基于r波感测阈值感测心脏事件，该r波感测阈值是根据如本文描述的(例如，结合图5-图9中的任一个)感测后控制参数来控制的。
控制电路80被配置为通过在框816处基于第二电刺激治疗的起搏间期确定下降时间间期，来对确定需要第二电刺激治疗作出响应。在框818处，将被确定为第二电刺激治疗的起搏间期的百分比确定的下降时间间期与第二最小下降时间间期相比较。第二最小下降时间间期可与第一最小下降时间间期不同。例如，在电刺激脉冲之后使用的感测延迟间期可被设置为脉冲后消隐间期加预定的时间间期，例如，250ms。与第二电刺激治疗期间使用的脉冲后消隐间期(例如，至多250ms)相比较，脉冲后消隐间期可在第一刺激治疗期间更长，例如，长达800ms、长达1500ms或甚至长达两秒。第一刺激治疗期间的脉冲后感测间期可以是例如1000ms或更多，并且第二刺激治疗期间的脉冲后感测间期可以是例如500ms。可将第一最小下降时间间期设置为第一感测延迟间期，并且可将第二最小下降时间间期设置为第二感测延迟间期，该第二感测延迟间期可短于第一延迟间期。
控制电路80被配置为将下降时间间期设置为第二最小下降时间间期(在框820处)与被确定为第二刺激治疗的起搏间期的百分比的下降时间间期(在框822处)中的最大的那个。过程返回至框802，以根据设置的下降时间间期和与第二刺激治疗相关联的其他脉冲后心脏事件感测阈值控制参数，来控制心脏事件感测阈值。
例如，控制电路80控制感测电路86在设置的下降时间间期期间，将r波感测阈值保持在被确定为最大阈值限值的百分比的阈值处。如上文描述的，感测电路86可在脉冲后消隐间期期满之后，将r波感测阈值设置为被设置成最大阈值限值的第一百分比设置的开始阈值；在感测延迟间期期满时，将r波感测阈值调整为被确定为最大阈值限值的第二百分比的第二阈值；将r波感测阈值保持在第二阈值处，直至设置的下降时间间期期满；以及在设置的下降时间间期期满时，将r波感测阈值调整为最小感测阈值，只要心脏电信号不越过r波感测阈值。如果在框802处感知到固有心脏事件，则控制电路80和感测电路86返回到根据感测后控制参数控制心脏事件感测阈值。
以此方式，心脏事件感测阈值的控制可在感测后控制参数与对应于一个或多个电刺激治疗的脉冲后控制参数之间交替。在这些情况的每一个中，可基于心率动态地确定用于控制从阈值调整到最小感测阈值的下降时间间期，该心率可以是感知到的固有频率或起搏的频率。当下降时间间期是基于确定电刺激治疗的需要之后的起搏的频率时，可基于安排的或已递送的电刺激治疗脉冲的起搏间期来确定下降时间间期。在其他情况下，心脏事件感测阈值的控制可在感测后控制参数(其具有固定的下降时间)与对应于一个或多个电刺激治疗的脉冲后控制参数之间交替，该脉冲后控制参数利用基于起搏间期或其他心率间期的动态的下降时间。
由此，在前面的描述中已经参照特定示例呈现了用于由imd系统控制心脏事件感测阈值的方法和装置。在其他示例中，本文所描述的各种方法可以包括以与本文所显示和描述的说明性示例不同的顺序或组合执行的步骤。可理解到，可对参考示例做出各种修改而不背离本公开以及所附各权利要求的范围。
示例1.一种方法，包括：从患者的心脏接收心脏电信号；响应于心脏电信号越过心脏事件感测阈值，而感测到伴随心肌去极化的心脏事件，在下降时间间期期满时将该心脏事件感测阈值从第一阈值调整为第二阈值；基于心脏事件的频率确定电刺激治疗的需要；以及响应于确定需要电刺激治疗而递送电刺激脉冲。
示例2.根据示例1的方法，进一步包括，其中递送电刺激脉冲包括在在前的电刺激脉冲之后以起搏间期递送电刺激脉冲；以及基于心率通过确定起搏间期的百分比来确定下降时间间期。
示例3.根据示例2的方法，进一步包括设置在电刺激脉冲的递送之后的确定的下降时间间期；设置在电刺激脉冲的递送之后的第二起搏间期；响应于第二起搏间期期间心脏电信号越过心脏事件感测阈值，而由感测电路感测到心脏事件；响应于在第二起搏间期期间感测到心脏事件，设置不同于确定的下降时间间期的固定的下降时间间期；基于在第二起搏间期期间感知到的心脏事件的峰幅度确定第三阈值；以及在固定的下降时间间期期间将心脏事件感测阈值保持在第三阈值处。
示例4.根据示例1-3中任一个的方法，其中，确定下降时间间期包括：确定两个连续感知到的心脏事件之间的心脏事件间期；以及将下降时间间期设置为等于心脏时间间期的百分比。
示例5.根据示例1-4中任一个的方法，进一步包括基于编程的灵敏度设置建立最大感测阈值；以及将第一阈值设置为最大感测阈值的百分比。
示例6.根据示例1-5中任一个的示例，进一步包括将心脏事件感测阈值设置为开始阈值；在延迟间期期间将心脏事件感测阈值保持在开始阈值处；在延迟间期期满时，将心脏事件感测阈值从开始阈值调整至第一阈值；以及将在下降时间间期期满时将心脏事件感测阈值从第一阈值调整至第二阈值。
示例7.根据示例1-6中任一个的方法，进一步包括确定心脏事件感测阈值的开始阈值；将确定的下降时间间期与延迟间期相比较；响应于下降时间间期等于或小于延迟间期，将心脏事件感测阈值保持在等于开始阈值的第一阈值处达延迟间期；以及响应于心脏电信号在延迟间期期间没有越过开始阈值，在延迟间期期满时将心脏事件感测阈值从开始阈值调整为第二阈值。
示例8.根据示例1-7中任一个的方法，进一步包括：确定心脏事件感测阈值的开始阈值；将确定的下降时间间期与感测延迟间期相比较；响应于下降时间间期等于或小于感测延迟间期，将心脏事件感测阈值保持在等于开始阈值的第一阈值处达下降时间间期；以及响应于心脏电信号在下降时间间期期间没有越过开始阈值，在下降时间间期期满时将心脏事件感测阈值从开始阈值调整为第二阈值。
示例9.根据示例1-8中任一个的方法，进一步包括：将基于心率确定的下降时间间期与最大下降时间限值相比较；以及将下降时间间期设置为最大下降时间限值与基于心率确定的下降时间间期中的最低的那个。
示例10.根据示例1-9中任一个的方法，其中，确定电刺激治疗的需要包括确定第一电刺激治疗的需要或第二电刺激治疗的需要中的一个，第二电刺激治疗与第一电刺激治疗不同；并且基于心率确定下降时间间期包括将下降时间间期确定为以下各项中的一个：响应于确定需要第一电刺激治疗而确定为第一电刺激治疗的第一起搏间期的第一百分比，或者响应于确定需要第二电刺激治疗而确定为第二电刺激治疗的第二起搏间期的第二百分比；响应于确定需要第一电刺激治疗，将确定的下降时间间期与第一最小下降时间间期相比较；响应于确定需要第二电刺激治疗，将确定的下降时间间期与不同于第一最小下降时间间期的第二最小下降时间间期相比较；响应于确定需要第一电刺激治疗，将下降时间间期设置为确定的下降时间间期与第一最小下降时间间期中的较大那个；以及响应于确定需要第二电刺激治疗，将下降时间间期设置为确定的下降时间间期与第二最小下降时间间期中的较大的那个。
示例11.根据示例1-10中任一个的方法，其中，感测心脏电事件包括经由由耦合至植入式医疗设备的心血管外引线携载的至少一个电极接收心脏电信号。
示例12.一种非瞬态计算机可读存储介质，其包括一组指令，所述一组指令在由植入式医疗设备系统的处理器执行时致使该系统：通过植入式医疗设备的感测电路从患者的心脏接收心脏电信号；响应于心脏电信号越过心脏事件感测阈值，而感测到伴随心肌去极化的心脏事件；基于由感测电路感知到的心脏事件的频率确定是否存在电刺激治疗的需要；以及响应于确定存在电刺激治疗的需要，控制植入式医疗设备的治疗递送电路递送电刺激脉冲，其中，感测心脏事件包括基于心率确定下降时间间期；以及将心脏事件感测阈值保持在第一阈值处，直至下降时间间期期满。
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