用于心律失常鉴别的r‑r间隔模式识别1.优先权声明2.本技术要求2021年4月9日提交的第17/226,915号美国非临时专利申请和2020年5月4日提交的第63/019,550号美国临时专利申请的优先权。
技术领域：
：3.本文描述的实施例总体上涉及用于执行心律失常鉴别的方法、系统和设备，更具体地，涉及用于提高心律失常发作检测特异性(诸如但不限于心房颤动(atrialfibrillation，af)发作检测特异性)的方法、系统和设备。
背景技术：
：：4.各种类型的植入式医疗设备(implantablemedicaldevice，imd)用于监测心脏的心律失常。某些类型的imd，诸如植入式心脏起搏器和植入式心率转复除颤器(implantablecardiacdefibrillator，icd)，能够响应于检测到的心脏的心律失常提供适当的疗法。其他类型的imd(诸如可插入式心脏监测器(insertablecardiacmonitor，icm))被用于诊断的目的。icm已越来越多地用于诊断心脏的心律失常，诸如心房颤动(af)。5.心房颤动(af)是室上性心动过速(supraventriculartachycardia，svt)的非常常见的类型，其大约导致所有卒中(stroke)的五分之一，是缺血性卒中的主导危险因素。然而，af通常是无症状和间歇性的，这通常导致不能及时进行适当的诊断和/或治疗。为了克服这一点，许多心脏设备，诸如icm，现在通过获得电描记图(electrogram，egm)信号并基于egm信号测量r‑ꢀr间隔变化性来监测af。例如，icm或其他imd可以将r‑r间隔变化性的测量与变化性阈值进行比较，以在超过变化性阈值时自动检测af。事实上，icm主要通过量化r‑r间隔的变化性(即通过量化心室收缩定时中的变化性)来识别af。6.存在一些市面上可获得的icm，包括由伊利诺伊州芝加哥市雅培实验室制造的confrimrxtmicm、由明尼苏达州明尼阿波利斯市medtronic公司制造的reveallinqtmicm和由德国柏林市biotronikse&co.kg制造的biomonitortm2(af和s版本)。当icm检测到心律失常(诸如af)的发作时，可以记录关于该发作的信息，并且可以将对应的egm片段(和/或其他信息)从icm传输到患者护理网络以供临床医生审查。假阳性心律失常检测是非常不期望的，因为对大量临床上不相关的心律失常的发作进行分类的负担既耗时又昂贵。此外，假阳性心律失常检测可能导致技术人员审查的额外费用，患者可能遭受不必要的焦虑，并且假阳性心律失常检测可能导致昂贵、不舒适和不方便的后续测试。7.假阳性心律失常检测(诸如假阳性af检测)的一个来源，是由r‑r间隔的规则地不规则“模式(pattern)”所导致。例如，多个活动的心房灶(foci)可以轮流激活心室。虽然这可以导致高的心率变化性(即r‑r间隔变化性)并触发af检测，但心率模式会重复它们自身。这种现象并不是归因于真正af的“不规则地不规则的”混乱节律，并且这些发作应该被拒绝。然而，目前的imd，诸如icm，通常从这些r‑r间隔的规则地不规则的“模式”触发假阳性af检测。因此，仍然存在对用于将这样的模式与从af导致的实际混乱节律进行区分的改进技术的需要，并且更一般地，对用于执行改进的心律失常鉴别的改进技术的需要。8.心跳节律可以是(1)规则的，(2)规则地不规则的，或(3)不规则地不规则的。不规则地不规则的节律不展示心跳间隔的模式，并通常与af有关。相比之下，展示出潜在或隐藏模式的规则地不规则的节律(使用传统的自动af检测方法其可能不明显)通常与af无关，但可能导致假阳性af检测。具体地，被发现是规则地不规则的健康的心脏节律不太可能与af相关联。9.依赖于检测序列心跳间隔(例如，r‑r间隔)中的不规则性以确定节律是af的可能性的用于检测af发作的自动方法可以被心跳信号中的规则地不规则模式所愚弄。这可以导致自动方法错误地识别af，即，导致假阳性af检测。技术实现要素：10.本技术的某些实施例针对可以被用于改进心律失常发作检测特异性(诸如但不限于af发作检测特异性)的方法、设备和系统。11.根据某些实施例，用于改进心律失常发作检测特异性的方法包括，获得窗口内直至对潜在心律失常发作的检测之前(直至……之前，leadupto)的r‑r间隔的有序列表，(其中r‑r间隔中的每一个具有各自的持续时间)，以及(基于有序列表)确定窗口内的主要重复的r‑r间隔模式的测量。该方法还包括，将主要重复的r‑r间隔模式的测量与模式阈值进行比较，并且响应于主要重复的r‑r间隔模式的测量低于模式阈值，确定对潜在心律失常发作的检测与实际心律失常发作不相对应。12.根据某些实施例，确定窗口内的主要重复的r‑r间隔模式的测量包括：对于k＝1至m中的每一个k，其中m是至少为4的整数，确定窗口内相隔k个间隔的r‑r间隔对之间的中位r‑r间隔差异的指示符，从而产生中位r‑ꢀr间隔差异的m个指示符；识别中位r‑r间隔差异的m个指示符中的最小值；以及将窗口内的主要重复的r‑r间隔模式的测量确定为是中位r‑r间隔差异的m个指示符中的最小值。13.根据某些实施例，被确定的中位r‑r间隔差异的m个指示符包括m个中位百分比差异值，该中位百分比差异值中的每一个使用以下等式来确定：对于间隔n＝1:n和间隔间距k＝1:m，对于k，中位百分比差异＝median(100*|rr(n)–rr(n+k)|/rr(n))，其中rr(n)是窗口内的第n个r‑r间隔，rr(n+k)是窗口内的第(n+k)个r‑r间隔，|rr(n)‑rr(n+k)|是rr(n)–rr(n+k)的绝对值，以及n是窗口内r‑r间隔的总数。14.根据某些实施例，该方法用于由植入式医疗设备(imd)使用，该imd被配置为执行将与由imd检测到的一个或多个心律失常发作相对应的数据保存在imd的存储器内或者传输到外部设备这两种操作中的至少一者，以使得该数据在以后的时间是可用的以用于进一步分析。响应于imd检测到潜在心律失常发作，上述概括的步骤由imd执行。在imd确定对心律失常发作的检测与实际心律失常发作不相对应之后，imd执行允许与潜在心律失常发作相对应的数据被覆盖或者防止将与潜在心律失常发作相对应的数据传输到外部设备这两种操作中的至少一者。15.根据某些实施例，该窗口包括指定的时间段，并且获得r‑r间隔的有序列表包括：获得与指定时间段相对应的直至对潜在心律失常发作的检测之前的电描记图(egm)或心一经选择的k的值是通过递增k以使得k＝k+1而产生的。根据其他实施例，从k的值域中选择的k的初始值是m，并且每次为另一经选择的k的值重复上述步骤时，所述另一经选择的k的值是通过递减k以使得k＝k‑1而产生的。根据某些实施例，对于k的值所确定的r‑r间隔对之间的中位r‑r间隔差异的对应指示符包括使用以下等式确定的中位百分比差异值：对于间隔n＝1:n，中位数百分比差异＝median(100*|rr(n)–rr(n+k)|/rr(n))，其中rr(n)是窗口内的第n个r‑r间隔，rr(n+k)是窗口内的第(n+k)个r‑ꢀr间隔，|rr(n)–rr(n+k)|是rr(n)–rr(n+k)的绝对值，以及n是窗口内r‑r间隔的总数。21.本技术的某些实施例针对包括一个或多个电极、感测电路，以及处理器或控制器中的至少一者的设备。感测电路耦合到一个或多个电极，并被配置为获得指示患者心脏电活动的信号。处理器或控制器中的至少一者被配置为获得窗口内直至对潜在心律失常发作的检测之前的r‑r间隔的有序列表，其中这些r‑r间隔中的每一个具有各自的持续时间。处理器或控制器中的至少一者还被配置为，对于从k的值域中选择的k的值，确定窗口内相隔k个间隔的r‑r间隔对之间的中位r‑r间隔差异的对应指示符；将中位r‑r间隔差异的指示符与阈值进行比较；以及如果中位r‑r间隔差异的指示符小于阈值，则确定对潜在心律失常发作的检测与实际心律失常发作不相对应。根据某些这样的实施例，如果对于k的值，处理器或控制器中的至少一者确定对潜在的心律失常发作的检测与实际心律失常发作不相对应，则对于值域内k的一个或多个进一步的值确定中位r‑r间隔的指示符，直到确定对潜在心律失常发作的检测与实际的心律失常发作不相对应，或者直到在k的值域内没有额外的k值用于为k进行选择。根据某些这样的实施例，k的值域是从1至m，其中m是至少为4的整数，并且其中处理器或控制器中的至少一者被配置以使得：从k的值域中选择的k的初始值是1，并且每次存在另一经选择的k的值时，该另一经选择的k值是通过递增k以使得k＝k+1而产生的；或者从k的值域中选择的k的初始值是m，并且每次存在另一经选择的k值时，该另一个经选择的k值是通过递减k以使得k＝k‑1而产生的。根据某些实施例，对于k的值所确定的r‑r间隔对之间的中位r‑r间隔差异的对应指示符包括使用以下等式确定的中位百分比差异值：对于间隔n＝1:n，中位百分比差异＝median(100*|rr(n)–rr(n+k)|/rr(n))，其中rr(n)是窗口内的第n个r‑r间隔，rr(n+k)是窗口内的第(n+k)个r‑r间隔，|rr(n)ꢀ–rr(n+k)|是rr(n)–rr(n+k)的绝对值，以及n是窗口内r‑r间隔的总数。22.在某些实施例中，相隔k个间隔的r‑r间隔对之间的成对差异被表示为百分比，并且n‑k个成对差异百分比的中位数被表示为百分比，即如上文所概括的对于k的中位百分比差异。在其他实施例中，相隔k个间隔的r‑r间隔对之间的成对差异被表示为简单的差异(即，rr(n)–rr(n+k))，又称δ，它们不是百分比，并且n‑k个成对差异百分比的中位数也被表示为不是百分比的简单的差异。在其他实施例中，相隔k个间隔的r‑r间隔对之间的成对差异被表示为比率，其中位数也表示为比率。例如，可以通过rr(n)/rr(n+k)或rr(n+k)/rr(n)的比率，或者通过被比较的两个r‑r间隔中的较高者比上两个r‑r间隔中的较低者或反之来表示差异，而不是通过计算rr(n)–rr(n+k)来确定第n个和第(n+k)个r‑r间隔之间的差异。这样的比率越接近统一(即1)，规则地不规则模式就越可能存在，该规则地不规则模式是非心律失常事件的指示符。在使用比率的情况下，所使用的阈值可以是阈值范围，例如，在0.8和1.2之间，但不限于此。在本文描述的实施例的范围内，其他变体也是可能的。23.本概述不旨在是对本技术实施例的完整描述。本技术的实施例的其他特征和优点将从下面的描述中显现，其中结合附图和权利要求已经详细阐述了优选实施例。附图说明24.图1包括三十秒窗口内直至对潜在af发作的检测之前的示例egm片段。25.图2示出了包括在图1中所示出的三十秒窗口内的四十个r‑r间隔的列表的表。26.图3是示出四十个r‑r间隔(在图1所示出的三十秒窗口内并且在图2的表格中所列出)与时间的图。27.图4a、4b和4c是用于概述用于改进心律失常发作检测特异性的本技术的各种不同方法的高级流程图。28.图5示出了被植入患者体内并可以用于实施本技术的某些实施例的imd的一个实施例的框图。29.图6示出了用于与图5中介绍的imd进行通信和/或对其编程的外部设备的一个实施例的框图，该外部设备可以用于实施本技术的某些实施例。具体实施方式30.众所周知，电描记图(egm)或心电图(ecg)内表示的每个心动周期通常包括p波，随后是qrs波群，随后是t波，qrs波群包括q波、r波和s波。p波是由心房的去极化引起的。随后是心房收缩，该心房收缩由心房压力轻微上升所指示，有助于心室进一步充盈。心房收缩之后是心室去极化，如qrs波群所指示，心室去极化发起心室的收缩，导致心室压力升高，直到心室压力超过肺和主动脉舒张压，导致血液从心室喷出时前向流动。其后心室复极发生，如由t波所指示，这与心室舒张的开始有关，在该心室舒张中，前向流动停止，心室中的压力下降到心房中的压力以下，此时二尖瓣和三尖瓣打开，在舒张期间开始被动填充心室。术语egm、egm信号和egm波形在本文中被互换地使用。类似地，术语ecg、ecg信号和ecg波形在本文中被互换地使用。ecg和egm信号两者都是指示患者心脏电活动的信号，其也可以称为心脏电信号等。31.r波是qrs波群中最大的波，它通常通过将egm或ecg的样本与r波阈值进行比较来识别。可以基于egm或ecg波形获得各种测量，包括r‑ꢀr间隔的测量，其中r‑r间隔是一对连续r波之间的持续时间。如上所述，在
背景技术：
：中，检测af的常用技术是基于r‑r间隔变化性的测量。然而，对于检测af，仅仅依靠r‑r间隔变化性可以导致许多假阳性af检测。这是因为仅依靠r‑r间隔变化性将无法检测r‑r间隔的规则地不规则模式，该r‑ꢀr间隔的规则地不规则模式不指示af，而是如果多个活动的心房灶轮流激活心室可以导致的。如下文将进一步详细描述的，本文所描述的本技术的某些实施例，通过对不指示af的r‑r间隔的规则地不规则模式与确实指示af的不规则地不规则模式进行区分，提供了改进的af鉴别。有益地，这样的实施例可以用于减少假阳性af检测，并从而增加af检测的特异性。更一般地，本技术的实施例可以用于增加心律失常检测的特异性。32.根据本技术的某些实施例，获得窗口内直至对潜在心律失常发作的检测之前的r‑r间隔的有序列表，其中这些r‑r间隔中的每一个具有各自的持续时间。潜在的心律失常发作，也可以被称为心律失常触发，可以因为r‑r间隔变化性超过指定阈值至少指定时间段，和/或使用用于检测潜在的心律失常发作的一些其他技术而发生。这样的窗口可以被定义为，例如，直至对潜在心律失常发作的检测之前的指定数量n的r‑r间隔。这样的窗口可以替代地被定义为，例如，直至对潜在心律失常发作的检测的检测之前的指定数量n的秒。对于更具体的示例，n可以等于三十(30)，在这种情况下，前述窗口可以包括直至潜在发作心律失常发作之前的三十个r‑r间隔，或者三十秒窗口内直至对潜在心律失常发作的检测之前的r‑r间隔。对于n，更小或更大值的使用也在本文所描述的实施例的范围内。33.在某些实施例中，确定窗口内的主要重复的r‑r间隔模式的测量，并将其与模式阈值进行比较。如果主要重复的r‑r间隔模式的测量低于模式阈值，则确定的是对潜在心律失常发作的检测与实际心律失常发作不相对应。相反，如果主要重复的r‑r间隔模式的测量高于模式阈值，则存在对潜在心律失常发作的检测与实际心律失常发作相对应的增加的置信度，即存在检测到的潜在心律失常发作与真阳性检测相对应的置信度增加。虽然本技术的实施例可以用于为各种不同类型的心律失常增加心律失常检测的特异性，但是这样的实施例对于增加af检测的特异性特别有用。因此，在下面的讨论中，所讨论的心律失常的类型通常是af。然而，应该理解的是，本技术的实施例也可以用于为除af之外的各种其他类型心律失常(诸如但不限于心动过缓、心搏停止、房性心动过速(atrialtachycardia，at)、室性心动过速(ventriculartachycardia，vt)和心室颤动(ventricularfibrilation，vf))增加心律失常检测的特异性。此外，注意术语“心律失常发作”“心律失常的发作”“发作的心律失常”等被认为是可互换的。34.图1包括三十(30)秒窗口内直至对潜在af发作的检测之前的示例egm片段，其中在该窗口内有四十(40)个r‑r间隔。对潜在af发作的检测在本文中也可以被称为潜在af检测、af触发等。为了将egm片段适配在单一页面上，图1中的egm片段被分成三个分离的十秒面板，它们被示出为一个在另一个之上。图1内标记了示例r‑r间隔。在三个十秒面板的顶部面板内的r‑r间隔被标记为rr1、rr2、rr3……rr12，其中rr1对应于r‑r间隔号1，rr2对应于r‑r间隔号2，rr3对应于rr间隔号3……rr12对应于r‑r间隔号12。除了对应于r‑r间隔号40的rr40，在另外两个十秒面板中的r‑r间隔没有被标记，以便最小化图1中的杂乱。35.图2中的表包括在图1中所示出的三十秒窗口内的四十个r‑r间隔的列表。在图2中最右边的列中示出的是窗口内直至对潜在af发作的检测之前的r‑r间隔的有序列表的示例，其中这些r‑r间隔中的每一个具有各自的持续时间。参考图2，rr1的持续时间是734.4毫秒(ms)，rr2的持续时间是632.8ms，rr3的持续时间是921.9ms……rr40的持续时间是625.0ms。从图2可以理解，其中所示出的最小r‑r间隔持续时间为275.8ms，以及其中所示出的最大r‑r间隔持续时间为1085.9ms。从图2可以理解，存在非常高的r‑r间隔变化性，这是导致对潜在af发作的检测的原因。36.图3是示出四十个r‑r间隔(在图1中所示出的三十秒窗口内的并且在图2中的表中所列出的)与时间的图。最小r‑r间隔持续时间(275.8ms)和最大r‑r间隔持续时间(1085.9ms)由箭头指出，这也是图2中的情况。从图3还可以理解的是，存在非常高的r‑r间隔变化性，这是导致对潜在af发作的检测的原因。37.根据本技术的某些实施例，获得并分析窗口内直至对潜在af发作(或其他类型的潜在心律失常发作)的检测之前的r‑r间隔的有序列表，以确定其中是否存在隐藏其中的规则地不规则模式，这指示对潜在af发作的检测是假阳性检测。更具体地，在某些实施例中，为了确定窗口内是否存在r‑r间隔的规则地不规则模式，在相隔一个间隔、相隔两个间隔、相隔三个间隔……ꢀ和相隔m个间隔的r‑r间隔对之间确定成对差异。这导致m组成对差异。例如，假设存在窗口内的四十个r‑r间隔(如上面参考图1和2描述的示例窗口中的情况)被分析，第一组成对差异可以包括第一个和第二个r‑r间隔之间的差异、第二个和第三个r‑r间隔之间的差异、第三个和第四个r‑r间隔之间的差异……第三十九个和第四十个r‑r间隔之间的差异。第二组成对差异可以包括第一个和第三个r‑r间隔之间的差异、第二个和第四个r‑r间隔之间的差异、第三个和第五个r‑r间隔之间的差异……第三十八个和第四十个r‑r间隔之间的差异。第三组成对差异可以包括第一个和第四个r‑r间隔之间的差异、第二个和第五个r‑r间隔之间的差异、第三个和第六个rr间隔之间的差异……第三十七个和第四十个r‑r间隔之间的差异。第m组成对差异可以包括第一个和第m个r‑r间隔之间的差异、第二个和第(m+1)个的r‑r间隔之间的差异、第三个和第(m+2)个的r‑r间隔之间的差异……ꢀ第(40‑m)个和第40个的r‑r间隔之间的差异。对于m组成对间隔中的每组成对间隔，确定该组的中位数(或中位数的指示符)，其中相对低的中位数(或其指示符)指示存在隐藏模式(最有可能意味着af没有发生)，相对高的中位数(或其指示符)指示不存在规则地不规则模式(最有可能意味着af实际上的确发生)。在某些实施例中，识别该m个组的最小中位数(或其指示符)并将其与模式阈值进行比较，其中最小中位数(或其指示符)是窗口内主要重复的模式的测量的示例。如果最小中位数(或其指示符)低于模式阈值，那么确定的是对潜在af发作的检测与实际af发作不相对应。相反，如果最小中位数(或其指示符)高于模式阈值，那么存在检测到的潜在af发作对应于实际af发作的增加的置信度，即存在检测到的潜在af发作对应于真阳性检测的增加的置信度。下面参考图4a中的高级流程图描述以上概述的实施例的额外的细节。更具体地，图4a用于概述用于改进af发作检测特异性本技术的某些方法。这样的方法可以响应于对潜在af发作的检测而被触发。38.参考图4a，步骤402涉及获得窗口内直至对潜在心律失常发作(例如，潜在af发作)的检测之前的r‑r间隔的有序列表，其中这些r‑r间隔中的每一个具有各自的持续时间。例如，可以通过识别egm或ecg片段内的r波并确定这些r波中的连续r波之间的间隔，从而产生r‑r间隔的有序列表，来获得r‑r间隔的有序列表。可以通过将egm或ecg片段或其样本与r波感测阈值进行比较，并在达到或超过r波感测阈值时识别r波，来识别在egm或ecg片段内的这样的r波。在本文描述的实施例的范围内，其他变化也是可能的。例如，可以替代地或额外地使用r波或qrs波群形态模板来识别r波。39.如上所述，在图2中示出了窗口内直至对潜在af发作的检测之前的r‑ꢀr间隔的有序列表的示例。在步骤402处获得的r‑r间隔的有序列表将优选地仅包括真r‑r间隔。然而，由于t波和/或p波过感测，在步骤402处获得的间隔的有序列表还可以包括一个或多个过感测的r‑r间隔。换句话说，包括在窗口中直至对潜在心律失常发作(例如，潜在af发作(也称为“af触发”))的检测之前的r‑r间隔的有序列表，除了包括真r‑r间隔之外，还可以包括可能存在的一个或多个过感测的r‑r间隔，例如，如果一个或多个p波和/或t波被错误地识别为r波。为了最大化参考图4a概述的方法的特异性，可以在步骤402之前、作为步骤402的一部分、或者在步骤402和下一步骤403之间，执行用于识别和移除过感测的r‑r间隔的一种或多种技术。40.仍然参考图4a，在步骤403处，指定各种变量的值。更具体地说，在步骤403处，存在k＝1的设置，其中k表示r‑r间隔对中的r‑r间隔之间的间隔间距。此外，n的值被指定，其中，n是窗口内直至对潜在af发作的检测之前的r‑r间隔的总数。在上面参考图1和图2讨论的示例中，n＝40。额外地，在步骤403，将m设置为要分析的最大间隔间距。根据某些实施例，m是至少等于4的整数。在本文描述的某些示例中，m被设置为10，即，在这样的示例中，m＝10。41.步骤403涉及设置n＝1，其中n是间隔指示符。42.步骤406涉及确定第n个间隔的持续时间和第n+k个间隔的持续时间之间的成对差异。假设第一次执行步骤406时n＝1和k＝1，那么步骤406涉及确定第一个间隔的持续时间和第二个间隔的持续时间之间的成对差异。43.在步骤408处，通过设置n＝n+1来递增n的值。因此，第一次执行步骤408时，n＝1+1，从而设置n＝2。44.在步骤410处，存在n+k是否大于n的确定。假设n＝40，第一次执行步骤410时，n+k将等于3，其小于n(即小于40)，导致在步骤410处的确定的答案为“否”。如果在步骤410处对确定的答案为“否”，则流程返回到步骤406。这将导致在步骤410处对确定的答案最终为“是”之前确定n‑k个成对差异，在答案最终为“是”时流程进行到步骤412。因此，对于n＝1，步骤406至步骤410的迭代将导致第一个和第二个r‑r间隔之间的成对差异、第二个和第三个r‑r间隔之间的成对差异、第三个和第四个r‑r间隔之间的成对差异……以及第三十九个和第四十个r‑r间隔之间的成对差异，导致对于k＝1总共39个成对差异被确定。更一般地，在对步骤410处对确定的答案为“是”之前，确定n‑k个成对差异，答案为“是”时导致流程进行到步骤412。45.在步骤412处，存在对对于k的值所确定的n‑k个成对差异的中位数的确定。根据某些实施例，在步骤412处识别的该中位数值至少被暂时保存，以使得它可以与以后确定的中位数值进行比较，该以后确定的中位数值在步骤412处的以后的实例中确定。为了找到对于k的值的n‑k个成对差异的中位数，成对差异可以按从最小到最大的顺序排列，中位数是在集合中到一半的值，即最中间的值。如果数据集中有偶数个值，那么可以通过确定两个最中间数字的平均值(平均)来确定中位数，或者取决于具体实施方式选择两个最中间数字中的任意一个。46.在步骤414处，通过设置k＝k+1来递增k的值。因此，第一次执行步骤414时，k＝1+1，从而设置k＝2。47.在步骤416处，存在k是否大于m的确定。如果在步骤416处对确定的答案为“否”，则流程返回到步骤405，其中n被重新设置为1。48.然后对于k＝2重复步骤406至步骤410，这将导致第一个和第三个r‑r间隔之间的成对差异、第二个和第四个r‑r间隔之间的成对差异、第三个和第五个r‑r间隔之间的成对差异……以及第三十八个和第四十个r‑r间隔之间的成对差异的确定，导致总共三十八个成对差异。然后，在步骤412处的下一实例中，存在对对于k＝2的值所确定的三十八个成对差异的中位数的确定。49.在步骤414的下一个实例处，通过设置k＝k+1来递增k的值。因此，第二次执行步骤414时，k＝2+1，从而设置k＝3。50.在步骤416的下一个实例处，存在k(现在等于3)是否大于m的确定。假设m＝10，则在步骤416处对确定的答案为“否”，流程返回到步骤405，其中n被重新设置为1。51.然后对于k＝3重复步骤406至步骤410，这将导致对第一个和第四个r‑ꢀr间隔之间的成对差异、第二个和第五个r‑r间隔之间的成对差异、第三个和第六个r‑r间隔之间的成对差异……以及第三十七个和第四十个r‑r间隔之间的成对差异的确定，导致总共三十七个成对差异。然后，在步骤412处的下一实例中，存在对对于k＝3的值所确定的三十七个成对差异的中位数的确定。52.假设m＝10，在步骤416处对确定的答案为“是”之前，将执行步骤412的十个实例，从而导致在流程进行到步骤418之前确定10个中位成对差异(对于k＝1、k＝2、k＝3…和k＝10中的每一个k有一个)。在步骤418处，识别成对差异的中位数的最小值，其中与成对差异的中位数的最小值相对应的k的值对应于主要重复的r‑r间隔模式。例如，如果成对差异的10个中位数中的最小值对应于k＝3，则可以说窗口内最主要的模式是每三个r‑r间隔重复的r‑r间隔模式。这恰好是图1和图2中所示出的示例中的情况。简要地参考回图2，可以理解的是，第一个r‑r间隔的持续时间是734.4ms，第四个r‑r间隔的持续时间是773.4ms，第七个r‑r间隔的持续时间是773.4ms，第十个r‑r间隔的持续时间是757.8ms，第十三个r‑r间隔的持续时间是757.8ms，…第三十六个r‑r间隔的持续时间是765.6ms，第三十九个r‑r间隔的持续时间是820.3ms。53.回到图4a的讨论，在步骤418处识别出m个中位成对差异中的最小值之后，流程进行到步骤420。54.在步骤420处，存在m个中位成对差异(在步骤418处识别)的最小值是否小于对应的阈值的确定。如果在步骤420处对确定的答案为“否”，这指示没有隐藏模式被识别，并且流程进行到步骤422。在步骤422处，潜在心律失常发作(也称为心律失常触发)被分类为真阳性，或者执行进一步的心律失常鉴别。如果在步骤420处对确定的答案为“是”，这指示正在识别隐藏的规则地不规则模式，并且流程进行到步骤424。在步骤424处，潜在心律失常发作(也成为心律失常触发)被分类为假阳性，或者执行进一步的心律失常鉴别。在用于af鉴别的具体实施例中，在步骤422处，潜在af发作(也称为af触发)被分类为真阳性，或者执行进一步的af鉴别。如果在步骤420处对确定的答案为“是”，这指示正在识别隐藏的规则地不规则模式，并且流程进行到步骤424；并且在步骤424处，潜在心律失常发作(也称为心律失常触发)被分类为假阳性，或者执行进一步的心律失常鉴别。55.参考图4a概述的方法本质上执行模式识别，其中该方法首先计算每个间隔和下一间隔(间隔1对间隔2、间隔2对间隔3、间隔3对间隔4等)之间，即相隔1个间隔的间隔之间的中位r‑r间隔差异。重复该计算，对于相隔2个间隔(间隔1对间隔3，间隔2对间隔4，等等)、相隔3个间隔、以及最多相隔10个间隔(或对于m的一些其他值，其中m是至少为4的整数)。这导致在af触发标记之前跨窗口中的所有间隔的10个(或更一般地说，m个)中位成对差异。然后，跨所有间隔的这些成对差异的最小值被用于识别主要模式的间隔周期。例如，每3个间隔重复它自身的模式将导致在每个间隔与3个间隔以后之间计算出的最小中位差异。如果“最小中位成对差异”低于指定阈值，则引起心律失常触发(例如，af触发)的间隔变化性可以被解释为实际上与重复模式(例如，假阳性af)相关联，并且心律失常触发(例如，af触发)可以被拒绝。56.可以被用于确定n‑1个成对差异值的中位数的示例算法如下所示，其中该中位数表示为中位百分比差异。57.对于间隔n＝1:n，中位百分比差异＝median(100*|rr(n)–rr(n+1)|/rr(n))，58.其中59.rr(n)是窗口内的第n个r‑r间隔，60.rr(n+1)是窗口内的第(n+1)个r‑r间隔，61.|rr(n)–rr(n+1)|是rr(n)–rr(n+1)的绝对值，以及62.n是窗口内r‑r间隔的总数。63.上述计算比较了由1个间隔隔开的间隔，即相隔1个间隔。然后，对于2至10的间隔间距，或者更一般地对于相隔2至m个间隔，重复该计算。对于所有间隔间距k＝1:10或者更一般地k＝1:m，使用以下等式扩展该计算：64.对于间隔n＝1:n和间隔间距k＝1:m，对于k，中位百分比差异＝meadian(100*|rr(n)–rr(n+k)|/rr(n))。65.这导致10个中位百分比差异，每个比较由1到10个间隔隔开的间隔。然后，跨所有间隔的这些成对差异的最小值被用于识别主要模式的间隔周期(即，重复该模式需要多少间隔)。66.如上所述，图2中的表包括三十秒窗口内直至对潜在af发作的检测之前的40个r‑r间隔的列表(如图1中所示出)。基于这四十个r‑r间隔，对于由1、2……10个间隔隔开的间隔对，使用上述等式计算的由1至10个间隔隔开的间隔的中位百分比差异如下：中位百分比差异＝[24.4％、30.5％、3.0％、18.8％、31.3％、9.6％、16.5％、29.1％、17.3％、13.8％]。在本示例中，当将每个间隔与3个间隔以后的间隔进行比较时，最小百分比差异(3.0％)出现(即，10个中位百分比差异的第3个)。假设阈值为6％，可以理解，在该示例中，最小中位百分比差异(即，3.0％)小于阈值6％，因此可以得出结论，引起af触发的间隔变化性实际上与重复模式(即，假阳性af)相关联，并且可以被拒绝。[0067]为了减少处理时间，一观察到低于阈值的任何中位r‑r间隔差异或其指示符(例如，中位百分比差异)，算法就可以停止计算中位百分比差异。换句话说，并且更一般地，代替确定所有的m个指示符，然后识别最小值，然后将该最小值与阈值进行比较，可以替代地执行以下操作。每次对于k的值确定新的中位r‑r间隔差异或其指示符(例如，中位百分比差异)时，可以将该中位r‑r间隔差异与阈值进行比较，然后一存在中位数低于阈值的确定，就可以存在对潜在心律失常发作的检测是假阳性心律失常检测(例如，潜在af发作是假阳性af检测)的结论。如果所确定的中位数不小于阈值，则对于k的另一值进行挑选并分析，直到存在假阳性心律失常检测的结论或者不再存在对于k进行挑选和分析的新的值。使用上文参考图1和图2描述的示例窗口，只需要计算三个中位百分比差异(即，对于k＝1、2和3的值)，就将af检测作为假阳性来拒绝。参考图4b描述了这样的替代实施例的示例。[0068]更具体地，图4b用于概述用于改进心律失常发作检测特异性的本技术的进一步的方法，其中这样的方法可以响应于对潜在心律失常发作(例如，潜在af发作)的检测而被触发。图4b中与上文参考图4a讨论的步骤相同的步骤被标记为相同，并且不需要详细描述，因为对于这样的步骤的进一步细节可以向图4a进行参考。参考图4b，步骤402、步骤403、步骤405、步骤406、步骤408、步骤410和步骤412与图4a中那些共同编号的步骤相同。第一次执行步骤412时，即，对于k＝1，存在对对于k＝1的值所确定的n‑k(即，n‑1，例如，如果n＝40，则当k＝1时n‑k＝39)个成对差异的中位数的确定，并且在步骤413处，将n‑1个成对差异的中位数(或其指示符，诸如中位百分比差异)与阈值(例如，6％)进行比较。如果中位数小于阈值(即，如果在步骤413处对确定的答案为“是”)，则流程进行到步骤424。在步骤424处，潜在心律失常发作(又名心律失常触发)被分类为假阳性，或者执行进一步的心律失常鉴别。如果中位数不小于阈值(即，如果在步骤413处对确定的答案为“否”)，则流程进行到步骤414。[0069]在步骤414处，通过设置k＝k+1来递增k的值。因此，第一次执行步骤414时，k＝1+1，从而设置k＝2。[0070]在步骤416，存在k是否大于m的确定。如果在步骤416处对确定的结果为“否”，则流程返回到步骤405，其中n被重新设置为1。[0071]然后对k＝2重复步骤406至步骤410，这将导致对第一个和第三个r‑r间隔之间的成对差异、第二个和第四个r‑r间隔之间的成对差异、第三个和第五个r‑r间隔之间的成对差异……以及第三十八个和第四十个r‑r间隔之间的成对差异的确定，导致总共38个成对差异。然后，在步骤412处的下一实例中，存在对对于k＝2的值所确定的三十八个成对差异的中位数的确定。然后，在步骤413的下一个实例中，将对于k＝2的n‑2个成对差异的中位数(或其指示符，诸如中位百分比差异)与阈值(例如，6％)进行比较。如果中位数小于阈值(即，如果在步骤413处对确定的答案为“是”)，则流程进行到步骤424，否则流程进行到步骤414。[0072]假定参考图4b概述的方法是在413处的第三个实例(即，当k＝3时)使用参考图1和图2描述的示例窗口内的r‑r间隔(直至对潜在af发作的检测之前的)执行的，则对于k＝3，中位百分比差异将被计算为3.0％，导致在步骤413对确定的答案为“是”，并且对潜在af发作的检测在步骤424处被分类为假阳性。因此，可以理解，对于该示例，在该方法得出假阳性结论之前，只需要对k的三个值(即，k＝1、2和3)执行中位百分比差异。[0073]在参考图4b概述的方法中，首先确定对于k＝1(或其指示)的成对差异的中位数，并将其与阈值进行比较。如果对于k＝1的中位数不小于阈值，则确定对于k＝2(或其指示符)的成对差异的中位数，并将其与阈值进行比较。如果对于k＝2的中位数不小于阈值，则确定对于k＝3(或其指示符)的成对差异的中位数，并将其与阈值进行比较。重复此过程，然后直到中位数(或其指示符)比阈值，或者直到在k的值域内(例如，直到k＝m)不存在更多的k值要分析。因此，在图4a中，从k的值域中选择的k的初始值是1，并且对于k＝1确定成对差异的中位数(或其指示符)。然后，如果中位数不小于阈值，则对于另一经选择的k的值重复405‑412，其中通过递增k来产生另一经选择的k的值，以使得k＝k+1。换句话说，k的不同值是以递增的数字顺序测试的(从k＝1开始)，其中k指定每个成对差异中相隔r‑r间隔的间隔数。在替代实施例中，可以从k＝m开始以递减的数字顺序测试k的不同值，其中m是要测试的最大间隔间距，例如，m＝10，或者更一般地，m是至少为4的整数。更一般地，k的值可以以任何顺序进行测试，包括升序、降序、随机顺序或一些预定顺序。测试1至10范围内的k值的预定顺序的示例可以是6、5、7、4、8、3、9、2、1、10。图4c中所示出的流程图概述了可以如何通过在步骤404的每个实例处选择k的初始(或另一)值来实现这一点(其中k不必以k＝1开始，而是可以以k＝1开始)，并且通过在步骤419的每个实例处确定在从1至m的k的值域内是否存在至少一个额外的k值用于进行选择。参考图4b概述的方法实际上是参考图4c概述的方法的特殊情况，其中k的不同值从k＝1开始以升序测试。图4c中的步骤403’与图4b中的步骤403的不同，最初没有设置k＝1。相反，k的任何初始值(在从1至m的值域内)在步骤404的第一个实例处被选择。图4c中与图4a和图4b中编号相同的其他步骤与上文参考图4a和图4b描述的那些步骤相同，并且不需要再次描述。[0074]在某些实施例中，相隔k个间隔的间隔对之间的成对差异被表示为百分比，并且n‑k个成对差异百分比的中位数被表示为百分比，即对于k的中位百分比差异，如上文所描述。在其他实施例中，相隔k个间隔的间隔对之间的成对差异被表示为简单差异(即，|rr(n)–rr(n+k)|)，也就是δ，它们不是百分比，并且n‑k个成对差异百分比的中位数也被表示为不是百分比的简单差异。在其他实施例中，相隔k个间隔的间隔对之间的成对差异被表示为比率，其中位数也是如此。例如，可以通过rr(n)/rr(n+k)或rr(n+k)/rr(n)的比率，或者通过被比较的两个r‑r间隔中的较高者比上两个r‑r间隔中的较低者或反之来表示差异，而不是通过计算rr(n)–rr(n+k)来确定第n个和第(n+k)个r‑r间隔之间的差异。该比值越接近统一(即值1)，越有可能存在规则地不规则模式，其是非af事件的指示符。在使用比率的情况下，所使用的阈值可以是阈值范围，例如在0.8和1.2之间，但不限于此。在本文描述的实施例的范围内，其他变体也是可能的。[0075]根据某些实施例，响应于检测到潜在心律失常发作(例如，潜在af发作)，imd可以执行上文参考图4a‑图4c描述的方法之一。如上所述，对潜在心律失常发作的检测也可以被称为心律失常触发(例如，af触发)。这样的imd可以被配置为向通信地耦合到患者护理网络的外部设备传输与由imd检测到的潜在心律失常发作相对应的数据。在某些这样的实施例中，imd不(被阻止)发送与由imd检测到的潜在心律失常发作相对应的、但是此后被imd确定为假阳性检测的数据(到通信地耦合到患者护理网络的外部设备)。[0076]测试上文描述的本技术以确定本技术是否以及在多大程度上可以用于减少af检测假阳性的报告。这样的测试表明，与如果af检测仅基于将r‑r间隔变化性的测量与变化性阈值进行比较相比，本技术的实施例可以用于识别并从而拒绝超过30％的假阳性af检测。有益地，测试还示出了本技术的实施例将少于1％的af检测错误地标记为假阳性，其中它们实际上是真阳性。因此，本技术的实施例在不显著地降低af检测灵敏度的情况下，可以用于显著地增加af检测特异性。[0077]本技术的实施例可以与可以用于识别假阳性心律失常检测的其他类型的技术一起使用，或者更一般地，可以与用于改进心律失常检测和/或鉴别的其他技术一起使用。例如，在图4a、图4b和图4c中的一个或多个中的步骤402的实例之前或作为其一部分，可以在感测间隔的有序列表内检测和核算和/或校正r波过感测和/或r波理解。对于另一示例，在步骤402处获得的、本来可以在潜在r波检测和/或潜在r‑r间隔之后获得的、直至心律失常触发(例如，af触发)之前的感测间隔的有序列表已经经受诸如突发性af鉴别器的其他类型的心律失常鉴别器(例如，af鉴别器)的影响，该突发性af鉴别器扫描窗口内直至af检测之前的心跳以表征心率改变，并且如果直至af检测之前的心率中不存在显著的变化则将af检测作为假阳性而拒绝。额外地或者替代地，可以存在窗口内直至心律失常检测(例如，af检测)之前的超过对应阈值的r波欠感测或间歇性av传导阻滞是否发生的确定，并且如果它们中的至少一个确实发生，则心律失常检测(例如，af检测)可以作为假阳性而被拒绝。额外地或者替代地，可以分析窗口中直至af检测之前的由于t波和/或p波过感测的不规则r‑r间隔，并且如果其程度超过对应的阈值，则心律失常检测(例如，af检测)可以作为假阳性被拒绝。这些仅仅是基于时间的其他类型的心律失常鉴别技术的几个示例，其可以在使用本文参考图1‑图4c描述的本技术的实施例之前、直至之前或之后使用。额外地或替代地，可以在使用本文参考图1‑图4c描述的本技术的实施例之前或之后使用一个或多个基于形态的心律失常鉴别器(例如，af鉴别器)。例如，可以存在窗口内直至af检测之前的超过对应阈值的p波过感测是否发生的确定(基于dgm形态)，并且如果是，则af检测可以作为假阳性被拒绝。额外地或者替代地，可以存在窗口内直至af检测之前的超过指定阈值的实际p波是否存在的确定(因为在af的发作期间p波不应该存在)，并且如果存在，则af检测可以作为假阳性被拒绝。前述af鉴别器可以以各种不同的顺序应用，连同本文参考图1‑图4c描述的本技术的实施例中的至少一个仅用作多个af鉴别器中的一个。其他变体也是可能的，并且在本文描述的本技术的实施例的范围内。[0078]用于测试本技术的实施例的性能的特定阈值(例如6％)和上面提到的阈值可以针对更广泛的患者群体或针对个体患者进行更系统地优化。此外，为了确定规则的不规则模式是否存在，还可以类似地优化所分析的间隔间距的最大数量m。因此，本文描述的本技术的实施例不应该局限于与本文描述的其他值的示例性阈值一起使用。[0079]本文描述的本技术的实施例可以用于各种类型的imd，包括但不限于可插入式心脏监测器(icm)、一根或多根引线附接到其的心脏起搏器、无引线心脏起搏器(lcp)或植入式心率转复除颤器(icd)。这样的icd可以是经血管的icd，或者非血管的icd，其中非血管的icd可以是皮下的(subq)icd。在本技术的实施例由icm实施的情况下，这样的实施例可以用于例如减少从icm传输到患者护理网络以供临床医生审查的假阳性af检测的数量。这是有益处的，因为假阳性心律失常检测(例如，假阳性af检测)是非常不期望的，因为通过对大量临床上不相关的af的发作和/或其他类型的心律失常进行分类的负担可能是耗时且昂贵的。在本技术的实施例由icd或与icd通信的imd使用的情况下，这样的实施例可以减少响应于假阳性af检测而递送除颤冲击的频率。这是有益处的，因为除颤冲击通常是痛苦的，并且响应于假阳性af检测而递送这样的冲击使患者经受不必要的冲击，并且可能过早耗尽存储在电池中的能量。上文参照图4a‑图4c描述的方法中的一种或多种由外部设备(例如，家庭监测器或外部编程器)执行也是可能的，该外部设备从imd获得在潜在af检测之前的egm片段，或者从imd接收r‑r间隔(窗口内直至潜在af发作之前的)的有序列表。还可能的是，图4a‑图4c中的步骤中的一些由imd执行，而其他步骤由外部设备执行。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。[0080]图5示出了根据本技术的某一实施例的植入患者体内的imd的一个实施例的框图。imd501可以实施为全功能双心室起搏器，配备有心房和心室两者的感测和起搏电路，用于四腔室感测和刺激疗法(包括起搏和冲击治疗两者)。可选地，imd501可以提供全功能心脏再同步疗法。替代地，imd501可以用一组简少的功能和组件来实施。例如，如果imd是一icm，则可以实施imd而不具有起搏。imd501可以耦合到一个或多个引线，用于单腔室或多腔室起搏和/或感测。替代地，imd501可以是包括位于imd501的外壳500之上或非常靠近外壳500的电极的lcp。[0081]imd501具有容纳电子/计算组件的外壳500。外壳500(其通常被称为ꢀ“罐”、“壳”、“封装”或“壳电极”)可以被可编程地选择来充当某些刺激模式(mode)的回流电极。外壳500还可以包括具有多个端子502、504、506、508和510的连接器(未示出)。端子可以连接到位于外壳500上不同位置的电极，或者连接到位于引线上的电极。imd501包括可编程微控制器520，其控制imd501的各种操作，包括心脏监测和/或刺激疗法。微控制器520包括微处理器(或等效控制电路)、ram和/或rom存储器、逻辑和定时电路、状态机电路和i/o电路。[0082]imd501还包括脉冲发生器522，该脉冲发生器522生成用于由耦合到其上的一个或多个电极递送的刺激脉冲和通信脉冲。脉冲发生器522由微控制器520经由控制信号524控制。脉冲发生器522可以经由电极配置开关526耦合到(多个)选择电极，该电极配置开关526包括用于将期望的电极连接到适当的i/o电路的多个开关，从而促进电极可编程性。开关526由来自微控制器520的控制信号528控制。[0083]在图5的实施例中，示出了单一脉冲发生器522。可选地，imd可以包括类似于脉冲发生器522的多个脉冲发生器，其中每个脉冲发生器耦合到一个或多个电极，并由微控制器520控制，以将选择的刺激脉冲递送到对应的一个或多个电极。[0084]微控制器520被示出为包括定时控制电路532以控制刺激脉冲的定时(例如，起搏速率、房室(atrio‑ventricular，av)延迟、心房间传导(a‑a)延迟或心室间传导(v‑v)延迟等)。定时控制电路532还可以用于不应期、消隐间隔、噪声检测窗口、诱发反应窗口、报警间隔、标记通道定时等的定时。微控制器520还具有用于检测心律失常状况的心律失常检测器534和形态检测器536。心律失常检测器534可以例如检测af的潜在发作和/或其他类型的心律失常。尽管未示出，微控制器520还可以包括其他专用电路和/或固件/软件组件，其协助监测患者心脏的各种状况和管理起搏疗法。微控制器520还被示出为包括心律失常鉴别器540，该心律失常鉴别器540可用于执行上文参考图1‑图4c描述的本技术的实施例，例如，以确定一个或多个af的潜在发作和/或其他类型的心律失常的潜在发作是否为假阳性。心律失常鉴别器540可以更一般地使用硬件、软件、固件和/或其组合来实施。微控制器可以包括处理器。微控制器和/或其处理器可以用于执行本文描述的本技术的方法。[0085]imd501还可以配备通信调制解调器(调制器/解调器)，以使得能够与远程从属起搏单元进行无线通信。调制解调器可以包括一个或多个发送器和两个或多个接收器。在一个实施方式中，调制解调器可以使用低频或高频调制。作为一个示例，调制解调器可以通过电极对之间的传导通信来传输植入到植入(implant‑to‑implant，i2i)消息和其他信号。这样的调制解调器可以作为微控制器520的部分在硬件中实施，或者作为可编程到微控制器520中并由微控制器520执行的软件/固件指令来实施。替代地，调制解调器可以作为独立组件与微控制器分离放置。[0086]imd501包括通过开关526选择性地耦合到执行感测操作的一个或多个电极以检测心脏的右腔室中心脏活动的存在的感测电路544。感测电路544可以包括专用感测放大器、复用放大器或共享放大器。它还可以采用一个或多个具有可编程增益和/或自动增益控制的低功率精密放大器、带通滤波和阈值检测电路以选择性地感测感兴趣的心脏信号。自动增益控制使该单元能够感测心房颤动的低幅度信号特性。开关526通过选择性地闭合适当的开关来确定心脏信号的感测极性。以这种方式，临床医生可以独立于刺激极性对感测极性进行编程。[0087]感测电路544的输出连接到微控制器520，该微控制器520响应于心脏活动的存在或不存在反过来触发或抑制脉冲发生器522。感测电路544从微控制器520接收控制信号546，用于控制增益、阈值、极化电荷去除电路(未示出)以及耦合到感测电路输入的任何阻滞电路(未示出)的定时。[0088]在图5的实施例中，示出了单一感测电路544。可选地，imd可以包括类似于感测电路544的多个感测电路，其中每个感测电路耦合到一个或多个电极，并由微控制器520控制以感测在对应的一个或多个电极处检测到的电活动。感测电路544可以单极感测配置或双极感测配置操作。[0089]imd501还包括经由开关526耦合到一个或多个电极的模数(a/d)数据采集系统550，以跨任意期望的电极对采样心脏信号。数据采集系统550被配置为采集心内电描记图信号，将原始模拟数据转换成数字数据，并存储该数字数据以供以后处理和/或遥测传输到外部设备554(例如，编程器、本地收发器或诊断系统分析器)。数据采集系统550由来自微控制器520的控制信号556控制。[0090]微控制器520通过合适的数据/地址总线耦合到存储器560。由微控制器520使用的可编程操作参数存储在存储器560中，并被用于定制imd501的操作以适应特定患者的需要。这样的操作参数定义了，例如，起搏脉冲幅度、脉冲持续时间、电极极性、速率、灵敏度、自动特征、心律失常检测标准，以及在疗法的每个相应层内要递送到患者心脏的每个冲击脉冲的幅度、波形和向量。[0091]imd501的操作参数可以通过经由通信链路503与外部设备554遥测通信的遥测电路564非侵入性地编程到存储器560中。遥测电路564允许将与imd501的操作有关的心内电描记图和状态信息(如包含在微控制器520或存储器560中)通过通信链路503发送到外部设备554。遥测电路564也可以称为收发器564。[0092]imd501可以在存储器560中保存和/或向外部设备(例如，502)传输与由imd501检测到的一个或多个心律失常发作相对应的数据，以使得该数据在以后的时间是可用的以用于进一步分析。如果imd501确定对心律失常发作的检测与实际心律失常发作不相对应，则imd可以允许与潜在心律失常发作相对应的数据在存储器560中被覆盖和/或可以防止与潜在心律失常发作相对应的数据使用收发器564被传输到外部设备。[0093]imd501还可以包括耦合到微控制器520的磁体检测电路(未示出)，以检测磁体何时放置在单元上。临床医生可以使用磁体来执行imd501的各种测试功能和/或向微控制器520发信号通知外部设备554已就位，以通过遥测电路564接收数据或向微控制器520发送数据。[0094]imd501还可以包括一个或多个生理传感器570。这样的传感器通常被称为“速率响应”传感器，因为它们通常用于根据患者的运动状态调整起搏刺激速率。然而，(多个)生理传感器570可进一步用于检测心脏输出的改变、心脏的生理状况的改变或活动的日变化(例如，检测睡眠和清醒状态)。由(多个)生理传感器570生成的信号被传递到微控制器520用于分析。微控制器520通过调整以其管理心房和心室起搏脉冲的各种起搏参数(诸如速率、av延迟、v‑v延迟等)来作出响应。虽然被示出为包括在imd501内，但是一个或多个生理传感器570可以在imd501的外部，但是仍然被植入患者体内或由患者携带。生理传感器的示例包括例如感测呼吸速率、血液ph、心室梯度、活动、位置/姿势、分钟通气量等的传感器。[0095]电池572为imd501中的所有组件提供工作电源。电池572优选能够长时间段以低电流消耗工作，并且在患者需要冲击脉冲(例如，超过2a，电压高于2v，持续10秒或更长时间)时能够提供高电流脉冲(用于电容器充电)。电池572还期望地具有可预测的放电特性，以使得可以检测选择性的更换时间。作为一个示例，imd501采用锂/银钒氧化物电池。[0096]imd501还包括阻抗测量电路574，其可以用于许多事情，包括：在急性和慢性阶段期间的引线阻抗监视，用于适当的引线定位或移位；检测可操作的电极，并且如果移位发生，则自动切换到可操作的电极对；测量呼吸或分钟通气量；测量胸部阻抗以确定冲击阈值；检测设备何时已经被植入；测量每搏输出量；以及检测心脏瓣膜的打开；等等。阻抗测量电路574耦合到开关526，以使得可以使用任何期望的电极。在该实施例中，imd501还包括通过数据/地址总线582耦合到微控制器520的冲击电路580。[0097]上文描述的本技术的实施例主要被描述为与基于感测间隔(例如r‑r间隔)来监测hr和/或一种或多种类型的心律失常发作的植入式医疗设备或系统一起使用。本技术的这样的实施例可以替代地与非植入式设备或系统(也称为外部装置或系统)一起使用，该非植入式设备或系统包括与人的皮肤接触的至少两个电极，并且用于基于感测间隔来监测hr和/或一种或多种类型的心律失常发作。更具体地，这样的实施例可以替代地与用户可穿戴设备一起使用或由用户可穿戴设备(诸如腕戴设备，或者被设计成穿戴在除了手腕之外的人身体的一个或多个其他部分上的用户可穿戴设备，诸如脚踝、上臂或胸部，但不限于此)来实施。这样的用户可穿戴设备可以包括被配置为接触人的皮肤的电极、耦合到电极并被配置为获得指示患者心脏电活动的信号的感测电路(也可以被称为感测线路)、以及被配置为执行上文描述的算法中的一个或多个的处理器或控制器中的至少一者。这样的用户可穿戴设备(或更一般地，外部设备或系统)可以监测af和/或(多种)其他类型的心律失常，并确定何时存在假阳性检测。用户可穿戴设备既可以获得指示患者心脏电活动的信号，又可以基于从所获得的信号获得的r‑r间隔来监测人的hr和/或(多种)心律失常。替代地，用户可穿戴设备可以通信地耦合到另一外部设备，诸如智能手机或平板电脑，并且该另一外部设备可以从用户可穿戴设备获得信号，并且基于r‑r间隔等来监测人的hr和/或(多种)心律失常。用户可穿戴设备或其他外部设备或系统可以确定何时可能存在假阳性心律失常检测。这样的外部设备或系统的其他实施方式也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。[0098]图6示出了用于与imd501通信和/或对其编程的示例外部设备554的示例组件。在某一实施例中，外部设备502可以用于分析由imd501获得和存储的egm片段。更一般地，外部设备502可以允许医生或其他授权用户对imd501的操作进行编程，并检索和显示从imd501接收的信息，诸如egm数据和设备诊断数据。额外地，外部设备502可以接收和显示来自可能附接到患者的分离的外部ecg引线的ecg数据。此外，外部设备502能够使imd执行完成本发明的某些算法所必需的功能。取决于编程器的具体编程，外部设备502还能够处理和分析从imd501和ecg引线632接收的数据，以例如，如对患者的医疗状况或对imd501的操作做出初步诊断。这样的引线632也可以用于获得实际的表面ecg，从该表面ecg可以获得直至潜在心律失常检测之前的r‑r间隔的有序列表。额外地，外部设备502能够接受根据上文描述的本发明实施例而接受的各种用户输入。[0099]现在，通过参考图6考虑外部设备502的组件，外部设备502的操作可以由cpu602控制，该cpu602可以是通常可编程的微处理器或微控制器，或者可以是专用处理设备，诸如专用集成电路(applicationspecificcircuit，asic)等。由cpu执行的软件指令可以是经由内部总线604从只读存储器(rom)606和随机存取存储器(ram)630可访问的。可以从硬盘驱动器608、软盘驱动器610和cdrom驱动器612或其他合适的永久大容量存储设备访问额外的软件。取决于具体的实施方式，由cpu在上电时从rom中检索基本输入输出系统(basicinputoutputsystem，bios)。基于bios中提供的指令，cpu根据成熟建立的计算机处理技术“启动”整个系统。[0100]一旦操作，cpu经由lcd显示器614或另一合适的计算机显示设备向用户显示编程选项的菜单。为此，例如，cpu可以显示要编程的imd501的特定编程参数的菜单，或者可以显示要检索和显示的诊断数据类型的菜单。响应于此，医生经由覆盖在lcd显示器614上的触摸屏616或通过由附加自定义键620(诸如紧急vvi(emergencyvvi，evvi)键)补充的标准键盘618输入各种命令。evvi键将imd501设置为具有高起搏输出的安全vvi模式。这确保了在几乎所有情景下维持生命的起搏操作，但是绝不期望让心脏刺激设备100在所有时间都处于evvi模式下。[0101]通常，医生最初控制外部设备502来检索存储在植入的医疗设备内的数据，并且还从耦合到患者心肌的ecg引线检索ecg数据。为此，cpu602向遥测电路622发送适当的信号，该遥测电路622提供与imd501直接接口连接的组件。遥测子系统622可以包括它自己的单独的cpu624，用于协调遥测子系统622的操作。外部设备502的主cpu602经由内部总线604与遥测子系统cpu624通信。遥测子系统622额外地包括连接到遥测棒628的遥测电路626，该遥测棒628和遥测电路626协作以从imd501的遥测电路564接收和发送电磁信号。遥测棒628被放置在imd501附近的患者胸部上方，以允许在遥测棒和imd501之间通过遥测链路503的数据的可靠的传输。通常，在编程会话的开始，外部编程设备经由遥测棒628产生的适当信号控制imd501，以输出所有先前记录的患者诊断信息和设备诊断信息。患者诊断信息包括，例如，测量的生理变量数据、记录的iegm数据和统计的患者数据，诸如起搏与感测心跳的百分比。设备诊断数据包括例如代表imd501的操作的信息，诸如引线阻抗、电池电压、电池推荐更换时间(recommendedreplacementtime，rrt)信息等。从imd501检索的数据由外部设备502存储在随机存取存储器(randomaccessmemory，ram)630、硬盘驱动器608、放置在软盘驱动器610内的软盘内等。额外地，或者替代地，如果整个系统配置有用于将数据记录到数字媒体盘上的驱动器，诸如一次写入多次读取(writeoncereadmany，worm)驱动器，则数据可以永久或半永久地存储在光盘(compactdisk，cd)或其他数字媒体盘内。[0102]存储在imd501内的患者和设备诊断数据可以被传送到外部设备502。此外，可以指示imd501执行本发明的电极算法，其细节在上文提供。[0103]外部设备502还可以包括网络接口卡(“nic”)660，以允许经由路由器662和广域网(“wan”)664向和从其他计算机系统的数据的传输。替代地，外部设备502可以包括用于经由公共交换电话网(publicswitchedtelephonenetwork，pstn)通信的调制解调器。取决于实施方式，调制解调器可以直接连接到内部总线604，并且可以经由并行端口640或串行端口642连接到内部总线。从其他计算机系统传输的数据可以包括，例如，关于给患者开出、管理或出售药物的数据。[0104]cpu602可以包括心律失常鉴别模块650，该心律失常鉴别模块650可以控制上文参考图4a‑图4c描述的步骤或其子集的执行，和/或可以指示imd501执行某些这样的步骤。[0105]外部设备502从imd501接收数据，包括代表imd501的当前编程状态的参数。外部设备502还可以从imd501接收iegm、其样本和/或其日期指示。在医生的控制下，外部设备502显示当前的编程参数，并允许医生对参数进行重新编程。为此，医生经由前述输入设备中的任何一种输入适当的命令，并且在cpu602的控制下，编程命令被转换成特定的编程参数，用于经由遥测棒628到imd501的传输，从而对imd501重新编程。在对特定参数进行重新编程之前，医生可以控制外部编程器显示从imd501检索的数据中的任何一个或全部，包括ecg的显示、作为阴极和/或阳极候选的电极的显示以及统计的患者信息。由外部设备502显示的信息中的任何一个或全部也可以使用打印机636打印。[0106]扬声器644被包括用于向用户提供可听音调，诸如在由医生提供不适当的输入的情况下的警告哔声。遥测子系统622可以额外地包括输入/输出电路646，其可以控制模拟输出信号(诸如输出到ecg机器或图表记录器的ecg信号)的传输。其他外围设备也可以经由并行端口640或串行端口642连接到外部设备502。虽然每个都示出了一个，但是可以提供多个输入输出(io)端口。[0107]利用如所示出而配置的外部设备502，医生或其他授权用户可以检索、处理和显示从imd501接收的大范围信息，并对imd501重新编程，如果需要，包括对crt起搏参数的配置。本文关于图6提供的描述仅旨在提供示例外部设备502的操作的概览，而不旨在详细描述设备的硬件和软件的每个特征，并且不旨在提供由设备执行的功能的详尽列表。[0108]应当理解，本文描述的主题在其应用中不限于本文描述中阐述的或其附图中示出的构造细节和部件布置。本文描述的主题能够有其他实施例，并且能够以各种方式实践或执行。此外，应当理解，本文使用的措辞和术语是为了描述的目的，而不应被视为限制。本文“包括”“包含”或“具有”及其变体的使用意味着包含其后列出的项目及其等同物以及额外的项目。此外，要注意的是，如本文使用的术语“基于”，除非另有说明，否则应该被解释为意味着至少部分基于，意味着可以存在一个或多个额外的因素，关于其来做出决定等。例如，如果决定是基于比较的结果，则该决定除了基于比较的结果之外，还可以基于一个或多个其他因素。[0109]本技术的实施例已经在上面借助示出指定功能的性能及其关系的功能构建块进行了描述。为了描述的方便，这些功能构建块的边界在这里已经经常被定义。只要适当地执行指定的功能及其关系，就可以定义替代边界。因此，任何这样的替代边界都在要求保护的发明的范围和精神之内。例如，组合或分离图4a、图4b和图4c中所示出的步骤中的一些将是可能的。对于另一示例，改变图5和图6中所示出的块中的一些的边界是可能的。[0110]应当理解，上文的描述旨在说明性的，而非限制性的。例如，上文描述的实施例(和/或其各方面)可以与彼此组合使用。此外，在不脱离本技术的范围的情况下，可以进行许多修改以使特定情况或材料适应本技术的实施例的教导。虽然本文描述的尺寸、材料类型和涂层旨在定义本技术的实施例的参数，但是它们决不是限制性的，而是示例性的实施例。在审视上文描述后，许多其他实施例对于本领域技术人员来说将是显而易见的。因此，本技术的实施例的范围应当参考所附权利要求以及这样的权利要求所享有的等同物的全部范围来确定。在所附权利要求中，术语“包括”和“在其中”被用作相应术语“包含”和“其中”的简明中文等价物。此外，在权利要求中，术语“第一”ꢀ“第二”和“第三”等仅用作标签，并不旨在对它们的对象强加数字要求。此外，权利要求的限制不是以“手段加功能”的格式来写的，也不旨在基于35u.s.c§112(f)进行解释，除非并且直到这样的权利要求限制明确使用短语ꢀ“的部件”，前面是没有进一步结构的功能声明。当前第1页12当前第1页12