本公開總體上涉及植入式醫(yī)療設(shè)備，且更特別地涉及用于在醫(yī)療設(shè)備中選擇感測向量的裝置和方法。
背景技術(shù)：
：：植入式醫(yī)療設(shè)備可用于通過遞送用于使心臟復(fù)律或除顫的抗心動過速起搏治療和電擊治療來預(yù)防或治療心律失常。俗稱植入式心臟復(fù)律除顫器或“ICD”的這種設(shè)備感測患者的心律并根據(jù)若干速率區(qū)對所述心律進(jìn)行分類以便檢測心動過速或纖顫的發(fā)作事件(episode)。一經(jīng)檢測到異常心律，ICD便遞送恰當(dāng)?shù)闹委煛Ｊ倚孕膭舆^速的病理形態(tài)往往可通過抗心動過速起搏治療來終止。必要時在抗心動過速起搏治療之后進(jìn)行高能電擊治療。通過電擊治療終止心動過速通常被稱為“心臟復(fù)律”。心室纖顫(VF)是心動過速的一種形式，是一種嚴(yán)重威脅生命的情況，且通常通過立即遞送高能電擊治療來治療。VF的終止通常被稱為“除顫”。在選擇恰當(dāng)?shù)闹委熞杂糜谟行У刂委熜穆墒С２⒈苊膺f送不必要的心臟復(fù)律/除顫(CV/DF)電擊(心臟復(fù)律/除顫電擊對患者而言是痛苦的)方面，準(zhǔn)確的心律失常檢測和辨別是重要的。在過去的實踐中，ICD系統(tǒng)已采用由經(jīng)靜脈引線攜帶的心臟內(nèi)電極以用于感測心臟電信號并遞送電治療。新興的ICD系統(tǒng)被適配用于皮下或肌下植入并采用結(jié)合在ICD殼體上的和/或由皮下或肌下引線攜帶的電極。在本文中通常被稱為“皮下ICD”或“SubQICD”系統(tǒng)的這些系統(tǒng)不依賴于與心臟直接接觸地植入的電極。相較于采用心臟內(nèi)電極的ICD系統(tǒng)，SubQICD系統(tǒng)是較少侵入性的并因此被更容易且更快地植入。然而，更大的挑戰(zhàn)存在于使用皮下系統(tǒng)可靠地檢測心律失常。SubQECG信號上的R波振幅可以是心室內(nèi)感測的R波的振幅的十分之一到百分之一量級。此外，相較于心臟內(nèi)心肌電圖(EGM)信號，皮下感測的ECG信號的信號質(zhì)量很可能更多地受到肌電位噪聲、環(huán)境噪聲、患者姿勢以及患者活動的影響。皮下ICD檢測快速性心律失常以及拒絕噪聲的能力取決于其ECG信號特性。具有較高振幅R波波、較高頻率(高轉(zhuǎn)換速率)R波、較高R/T波比、圍繞R波的較低頻率信號(例如，P波和T波)、對骨骼肌電位的較低敏感性以及從周期到周期的較大的R波一致性的ECG向量優(yōu)選于沒有這些屬性的ECG向量。在平面中具有最少的2條ECG引線或向量(使用最少的3個電極)的皮下ICD可使用這些物理向量來利用物理向量ECG的線性組合產(chǎn)生虛擬ECG向量。然而，鑒于皮下系統(tǒng)的變化的環(huán)境，選擇最佳向量有時候可以是一種挑戰(zhàn)。因此，需要系統(tǒng)和方法，所述系統(tǒng)和方法使用最佳的可用感測向量來經(jīng)由皮下電極感測ECG信號以促進(jìn)對心律失常的可靠且準(zhǔn)確的傳感檢測。附圖說明圖1是植入有示例血管外心臟除顫系統(tǒng)的患者的概念圖。圖2是根據(jù)本發(fā)明的實施例的皮下設(shè)備的密閉密封的殼體內(nèi)的電子電路的示例性示意圖。圖3是根據(jù)一個實施例的在醫(yī)療設(shè)備中的感測向量的選擇過程中沿著多個感測向量感測到的心臟信號的圖形表示。圖4是根據(jù)示例性實施例的用于選擇一個或多個感測向量的方法的流程圖。圖5是根據(jù)另一示例性實施例的用于選擇一個或多個感測向量的方法的流程圖。圖6是根據(jù)另一示例性實施例的用于選擇一個或多個感測向量的方法的流程圖。具體實施方式圖1是植入有示例血管外心臟除顫系統(tǒng)10的患者12的概念圖。在圖1所示的示例中，血管外心臟除顫系統(tǒng)10是植入的皮下ICD系統(tǒng)。然而，本公開的技術(shù)也可與其他的血管外植入的心臟除顫系統(tǒng)(比如具有至少部分地植入在胸骨下或肌下位置中的引線的心臟除顫系統(tǒng))一起使用。另外，本公開的技術(shù)亦可與其他植入式系統(tǒng)一起使用，所述其他植入式系統(tǒng)比如植入式起搏系統(tǒng)、植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng)、藥物遞送系統(tǒng)或其中引線、導(dǎo)管或其他部件被植入在患者12內(nèi)的血管外位置處的其他系統(tǒng)。然而，出于說明目的，本公開是在植入式血管外心臟除顫系統(tǒng)的上下文中進(jìn)行描述的。血管外心臟除顫系統(tǒng)10包括連接到至少一條植入式心臟除顫引線16的植入式心臟復(fù)律除顫器(ICD)14。圖1的ICD14被皮下植入在患者12的左側(cè)上。連接到ICD14的除顫引線16自ICD14朝向患者12的胸骨28和劍突24居中地延伸。在劍突24附近的位置處，除顫引線16彎曲或轉(zhuǎn)彎并且基本上平行于胸骨28皮下地上(superior)延伸。在圖1所示的示例中，除顫引線16被植入成使得引線16橫向偏移到胸骨28的主體的左側(cè)(即，朝向患者12的左側(cè))。除顫引線16沿著胸骨28放置，使得除顫電極18和第二電極(比如ICD14的殼體或罐25或者置于第二引線上的電極)之間的治療向量基本上橫跨心臟26的心室。在一個示例中，治療向量可被視為從除顫電極18上的一點延伸到ICD14的殼體或罐25上的一點的線。在另一示例中，除顫引線16可沿著胸骨28放置，使得除顫電極18和ICD14的殼體或罐25(或者其他電極)之間的治療向量基本上橫跨心臟26的心房。在這種情況中，血管外ICD系統(tǒng)10可被用于提供心房治療，比如用于治療心房纖顫的治療。圖1中所示的實施例是血管外ICD系統(tǒng)10的示例構(gòu)造并且不應(yīng)當(dāng)被認(rèn)為是對本文所描述的技術(shù)的限制。例如，雖然在圖1的示例中被示出為自胸骨28的中線橫向偏移，但除顫引線16可被植入成使得引線16向胸骨28的右邊偏移或者更中央地位于胸骨28上面。另外，除顫引線16可被植入成使得其不是基本上平行于胸骨28，而是以一個角度自胸骨28偏移(例如，在近端或遠(yuǎn)端處自胸骨28橫向成角度)。作為另一示例，除顫引線16的遠(yuǎn)端可被定位在患者12的第二或第三肋骨附近。然而，取決于ICD14的位置、電極18、20和22的位置以及其他因素，除顫引線16的遠(yuǎn)端可被定位在更上或更下。雖然ICD14被示出為植入在患者12的腋中線附近，但I(xiàn)CD14也可被植入在患者12上的其他皮下位置處，比如朝向腋后線在軀干上更后面的位置處、朝向腋前線在軀干上更前面的位置處、在胸部區(qū)域中、或者在患者12的其他位置處。在ICD14被胸部植入的實例中，引線16會跟隨不同的路徑，例如，橫跨上胸部區(qū)域并沿著胸骨28向下。當(dāng)ICD14被植入在胸部區(qū)域中時，血管外ICD系統(tǒng)可包括第二引線，該第二引線包括除顫電極，該除顫電極沿著患者的左側(cè)延伸使得第二引線的除顫電極沿著患者的左側(cè)定位以充當(dāng)這種ICD系統(tǒng)的治療向量的陽極或陰極。ICD14包括殼體或罐25，殼體或罐25形成保護(hù)ICD14內(nèi)的部件的密閉密封。ICD14的殼體25可由導(dǎo)電材料形成，所述導(dǎo)電材料比如鈦或者其他生物相容性導(dǎo)電材料或者導(dǎo)電和非導(dǎo)電材料的組合。在一些實例中，ICD14的殼體25充當(dāng)電極(被稱為殼體電極或罐電極)，其與電極18、20或22中的一個結(jié)合使用以遞送治療至心臟26或者以感測心臟26的電活動。ICD14還可包括連接器組件(有時被稱為連接器塊或頭)，該連接器組件包括電饋通件，通過該電饋通件在除顫引線16內(nèi)的導(dǎo)體與包括在殼體內(nèi)的電子部件之間進(jìn)行電連接。殼體可圍封一個或多個部件，該一個或多個部件包括處理器、存儲器、發(fā)射器、接收器、傳感器、感測電路、治療電路以及其他恰當(dāng)部件(在本文中往往被稱為模塊)。除顫引線16包括具有近端和遠(yuǎn)端的引線體，該近端包括被配置成與ICD14連接的連接器，該遠(yuǎn)端包括一個或多個電極18、20和22。除顫引線16的引線體可由非導(dǎo)電材料(包括硅樹脂、聚氨酯、含氟聚合物、它們的混合物、以及其他適當(dāng)?shù)牟牧?形成，并被成形為形成一個或多個導(dǎo)體在其內(nèi)延伸的一個或多個內(nèi)腔。然而，這些技術(shù)不限于此類構(gòu)造。雖然除顫引線16被示出為包括三個電極18、20和22，但除顫引線16可包括更多或更少的電極。除顫引線16包括在引線體內(nèi)從除顫引線16的近端上的連接器延伸到電極18、20和22的一個或多個細(xì)長電導(dǎo)體(未示出)。換言之，包含在除顫引線16的引線體內(nèi)的一個或多個細(xì)長電導(dǎo)體中的每一個可與電極18、20和22中的相應(yīng)電極接合(engage)。當(dāng)除顫引線16的近端處的連接器被連接到ICD14時，相應(yīng)的導(dǎo)體可經(jīng)由連接器組件(包括相關(guān)聯(lián)的饋通件)中的連接電耦合到ICD14的電路(比如治療模塊或感測模塊)。這些電導(dǎo)體將來自ICD14內(nèi)的治療模塊的治療傳送到電極18、20和22中的一個或多個，并且將來自電極18、20和22中的一個或多個的所感測的電信號傳送到ICD14內(nèi)的感測模塊。ICD14可經(jīng)由一個或多個感測向量感測心臟26的電活動，該一個或多個感測向量包括電極20和22以及ICD14的殼體或罐25的組合。例如，ICD14可獲得使用電極20和22之間的感測向量感測到的電信號，獲得使用電極20與ICD14的導(dǎo)電殼體或罐25之間的感測向量感測到的電信號，獲得使用電極22與ICD14的導(dǎo)電殼體或罐25之間的感測向量感測到的電信號，或者獲得使用其組合感測到的電信號。在一些實例中，ICD14可使用包括除顫電極18的感測向量(比如在除顫電極18和電極20或22中的一個之間的感測向量、或在除顫電極18和ICD14的殼體或罐25之間的感測向量)感測心臟電信號。ICD可分析感測到的電信號以檢測心動過速(比如室性心動過速或心室纖顫)，并且響應(yīng)于檢測到心動過速可產(chǎn)生并遞送電治療至心臟26。例如，ICD14可經(jīng)由包括除顫引線16的除顫電極18以及殼體或罐25的治療向量遞送一個或多個除顫電擊。除顫電極18可例如是細(xì)長線圈電極或其他類型的電極。在一些實例中，ICD14可在除顫電擊的遞送之前或之后遞送一個或多個起搏治療，比如抗心動過速起搏(ATP)或電擊后起搏。在這些實例中，ICD14可經(jīng)由包括電極20和22中的一者或兩者和/或殼體或罐25的治療向量產(chǎn)生并遞送起搏脈沖。電極20和22可包括環(huán)形電極、半球形電極、線圈電極、螺旋電極、分段電極、定向電極、或其他類型的電極、或者它們的組合。電極20和22可以是相同類型的電極或不同類型的電極，雖然在圖1的示例中，電極20和22兩者均被示出為環(huán)形電極。除顫引線16還可包括在引線16的遠(yuǎn)端處的或朝向該遠(yuǎn)端的附連特征29。附連特征29可以是環(huán)狀物、鏈接物或其他附連特征。例如，附連特征29可以是通過縫合形成的環(huán)狀物。又例如，附連特征29可以是環(huán)狀物、鏈接物、金屬環(huán)、涂布金屬或聚合物。附連特征29可被形成為具有均勻的或變化的厚度以及變化的尺寸的若干形狀中的任何形狀。附連特征29可與引線成一體或者可在植入之前由使用者添加。附連特征29對幫助引線16的植入和/或?qū)⒁€16固定到期望的植入位置可以是有用的。在一些實例中，除顫引線16可包括附連特征之外的或代替附連特征的固定機(jī)構(gòu)。雖然除顫引線16被示出具有附連特征29，但在其他示例中，引線16可以不包括附連特征29。引線16還可包括在引線16的近端處的連接器，比如DF4連接器、分叉連接器(例如，DF-1/IS-1連接器)、或者其他類型的連接器。在引線16的近端處的連接器可包括與在ICD14的連接器組件內(nèi)的端口耦合的端子引腳。在一些實例中，引線16可包括在引線16的近端處的附連特征，該附連特征可被耦合到植入工具以幫助引線16的植入。在引線的近端處的附連特征可與連接器分離并且可與引線成一體或在植入之前由使用者添加。除顫引線16還可包括位于電極22近側(cè)的被配置成將引線16固定在劍突或下胸骨位置附近的縫合套或其他固定機(jī)構(gòu)(未示出)。該固定機(jī)構(gòu)(例如，縫合套或其他機(jī)構(gòu))可與引線成一體或者可在植入之前由使用者添加。圖1中所示出的示例本質(zhì)上是示例性的，并且不應(yīng)當(dāng)被認(rèn)為是對本公開中所描述的技術(shù)的限制。例如，血管外心臟除顫系統(tǒng)10可包括多于一條的引線。在一個示例中，血管外心臟除顫系統(tǒng)10可包括除顫引線16之外的起搏引線。在圖1中所示出的示例中，除顫引線16被皮下植入在例如皮膚與肋骨或胸骨之間。在其他實例中，除顫引線16(和/或任選的起搏引線)可被植入在其他的血管外位置處。在一個示例中，除顫引線16可被至少部分地植入在胸骨下位置。在這種構(gòu)造中，除顫引線16的至少一部分可被放置于在縱隔中的且更具體地在前縱隔中的胸骨的下面或下方。前縱隔由胸膜從側(cè)面界定、由心包膜從后面界定并且由胸骨28從前面界定。除顫引線16可被至少部分地植入在其他的心包外位置(即，圍繞但不直接接觸心臟26外表面的區(qū)域中的位置)中。這些其他的心包外位置可包括在縱隔中但自胸骨28偏移、在上縱隔中、在中縱隔中、在后縱隔中、在劍突下或下劍突區(qū)域中、在心臟的頂端附近、或者不直接接觸心臟26且不是皮下的其他位置。在更進(jìn)一步的實例中，引線可被植入在心臟26外的心包位置或心外膜位置處。圖2是根據(jù)本發(fā)明的實施例的皮下設(shè)備的密閉密封的殼體內(nèi)的電子電路的示例性示意圖。如圖2中所示，皮下設(shè)備14包括耦合至電源(未示出)的低壓電池153，所述電源以本領(lǐng)域熟知的方式為皮下設(shè)備14的電路和用于供應(yīng)起搏能量的起搏輸出電容器供電。例如，低壓電池153可由一個或兩個常規(guī)的LiCFx、LiMnO2或LiI2電池形成。皮下設(shè)備14還包括高壓電池112，所述高壓電池可由一個或兩個常規(guī)的LiSVO或LiMnO2電池形成。盡管在圖2中示出了低壓電池和高壓電池兩者，但是根據(jù)本發(fā)明的實施例，設(shè)備14可以使用用于高低壓用途兩者的單個電池。進(jìn)一步參考圖2，皮下設(shè)備14的功能借助軟件、固件和硬件來控制，所述軟件、固件和硬件協(xié)作地監(jiān)測ECG信號，確定什么時候心臟復(fù)律-除顫電擊或起搏是必要的，并遞送規(guī)定的心臟復(fù)律-除顫和起搏治療。皮下設(shè)備14可并入在凱梅爾(Keimel)的共同轉(zhuǎn)讓的美國專利No.5,163,427“ApparatusforDeliveringSingleandMultipleCardioversionandDefibrillationPulses(用于遞送單個和多個心臟復(fù)律和除顫脈沖的裝置)”和No.5,188,105“ApparatusandMethodforTreatingaTachyarrhythmia(用于治療快速性心律失常的裝置和方法)”中闡述的電路以用于典型地采用與高壓輸出電路140的COMMON輸出(共用輸出)123耦合的ICDIPG殼體電極28以及向后且皮下地設(shè)置并與高壓輸出電路140的HVI輸出113耦合的心臟復(fù)律-除顫電極24來選擇性地遞送單相、同時雙相和連續(xù)雙相的心臟復(fù)律-除顫電擊。心臟復(fù)律-除顫電擊的能量和電容器的充電電壓可介于由具有至少一個與心臟接觸的心臟復(fù)律-除顫電極的ICD和具有與皮膚接觸的心臟復(fù)律-除顫電極的大多數(shù)AED所供應(yīng)的那些的中間。使用大多數(shù)雙相波形的ICD所必需的典型最大電壓為約750伏特，其中，相關(guān)聯(lián)的最大能量為約40焦耳。AED所必需的典型最大電壓為約2000-5000伏特，其中，相關(guān)聯(lián)的最大能量為約200-360焦耳，具體取決于所使用的型號和波形。本發(fā)明的皮下設(shè)備14使用約300至約1500伏特范圍內(nèi)的最大電壓并且與約25至150焦耳或更高的能量相關(guān)聯(lián)?？偢邏弘娙莸姆秶蓮募s50至約300微法拉。只有當(dāng)通過采用如下文中所描述的檢測算法處理遠(yuǎn)場心臟ECG而檢測到惡性快速性心律失常(例如，心室纖顫)時才遞送這種心臟復(fù)律-除顫電擊。在圖2中，與起搏器/設(shè)備定時電路178結(jié)合的感測放大器190處理遠(yuǎn)場ECG感測信號或任選地，虛擬信號(即，兩個向量的數(shù)學(xué)組合)(如果選擇的話)，所述感測信號跨通過皮下電極18、20、22和設(shè)備14的罐或殼體25的選定的一對所定義的特定ECG感測向量來產(chǎn)生。例如，設(shè)備可產(chǎn)生如在Lee等人的美國專利No.6,505,067“SystemandMethodforDerivingVirtualECGorEGMSignal(用于導(dǎo)出虛擬ECG或EGM信號的系統(tǒng)和方法)”中所描述的虛擬向量信號；該專利通過引用整體結(jié)合于此。另外，向量選擇可由患者的醫(yī)生來選擇以及經(jīng)由來自編程器的遙測鏈路而被編程。感測電極對的選擇以提供對感興趣的ECG信號的最可靠的感測的方式通過開關(guān)矩陣/多路復(fù)用器(MUX)191來進(jìn)行，所述感興趣的ECG信號會是據(jù)信處于導(dǎo)致猝死的心室纖顫的風(fēng)險中的患者的R波。遠(yuǎn)場ECG信號經(jīng)過開關(guān)矩陣/MUX191到達(dá)感測放大器190的輸入，感測放大器190連同起搏器/設(shè)備定時電路178一起來評估感測到的ECG。心動過緩或心搏停止通常由在起搏器定時電路178和/或控制電路144內(nèi)的逸博(escape)間期定時器確定。當(dāng)連續(xù)的R波之間的間期超過逸搏間期時，向產(chǎn)生起搏刺激的起搏脈沖發(fā)生器192施加起搏觸發(fā)信號。通常暫時提供心動過緩起搏以在遞送當(dāng)心臟恢復(fù)回正常功能時可導(dǎo)致心臟緩慢跳動的心臟復(fù)律-除顫電擊后維持心輸出量。可通過如在Lee等人的且通過引用整體結(jié)合于此的美國專利No.6,236,882“NoiseRejectionforMonitoringECGs(用于監(jiān)測ECG的噪聲抑制)”中所描述的適當(dāng)抑制和可擴(kuò)展調(diào)節(jié)周期的使用來輔助存在噪聲時感測皮下遠(yuǎn)場信號。因變于(asafunctionof)從起搏器/設(shè)備定時178和感測放大器電路190輸出到定時和控制電路144的R波感測事件信號之間的間期在控制電路144中確定惡性快速性心律失常的檢測。應(yīng)當(dāng)注意，本發(fā)明不僅利用基于間期的信號分析方法，還利用如下文中所描述的補(bǔ)充傳感器和形態(tài)學(xué)處理方法和裝置?？墒褂弥T如組織顏色、組織氧合、呼吸、患者活動等的補(bǔ)充傳感器來有助于對施加或阻止除顫治療的決策，如在Alt的且通過引用整體結(jié)合于此的美國專利No.5,464,434“MedicalInterventionalDeviceResponsivetoSuddenHemodynamicChange(響應(yīng)于突然血液動力學(xué)變化的醫(yī)療介入設(shè)備)”中所大體描述的。傳感器處理塊194經(jīng)由數(shù)據(jù)總線146將傳感器數(shù)據(jù)提供給微處理器142。具體而言，患者的活動和/或姿勢可通過如在Sheldon的且通過引用整體結(jié)合于此的美國專利No.5,593,431“MedicalServiceEmployingMultipleDCAccelerometersforPatientActivityandPostureSensingandMethod(用于患者活動和姿勢感測的應(yīng)用多個DC加速度計的醫(yī)療服務(wù)與方法)”中所描述的裝置和方法來確定?；颊叩暮粑赏ㄟ^如在Plicchi等人的且通過引用整體結(jié)合于此的美國專利No.4,567,892“ImplantableCardiacPacemaker(植入式心臟起搏器)”中所描述的裝置和方法來確定?；颊叩慕M織氧合或組織顏色可通過如在Erickson等人的且通過引用整體結(jié)合于此的美國專利No.5,176,137中所描述的傳感器裝置和方法來確定?！?37專利的氧傳感器可位于皮下設(shè)備口袋中，或替代地位于引線18上，以使得能夠感測接觸或近接觸的組織氧合或組織顏色。在微型計算機(jī)142中協(xié)作地執(zhí)行檢測算法標(biāo)準(zhǔn)的執(zhí)行中的某些步驟，微型計算機(jī)142包括微處理器、RAM和ROM、相關(guān)聯(lián)的電路、以及所存儲的可經(jīng)由本領(lǐng)域常見的遙測接口(未示出)編程到RAM中的檢測標(biāo)準(zhǔn)。數(shù)據(jù)和命令經(jīng)由雙向數(shù)據(jù)/控制總線146在微型計算機(jī)142與定時和控制電路144、起搏器定時/放大器電路178、以及高壓輸出電路140之間進(jìn)行交換。起搏器定時/放大器電路178與控制電路144以慢時鐘速率記時。微型計算機(jī)142通常是休眠的，但在接收到下行遙測編程指令時或在遞送心臟起搏脈沖時通過由每個R波感測事件產(chǎn)生的中斷由快速時鐘進(jìn)行喚醒并操作，以執(zhí)行任何必要的數(shù)學(xué)計算、以執(zhí)行心動過速和纖顫檢測過程以及以更新由起搏器/設(shè)備定時電路178中的定時器所監(jiān)測和控制的時間間期。當(dāng)檢測到惡性心動過速時，通過高壓充電電路164將高壓電容器156、158、160和162充電至預(yù)編程的電壓電平。通常認(rèn)為維持高壓輸出電容器156、158、160、162上的恒定電荷是低效率的。相反，當(dāng)控制電路144發(fā)出在線路145上遞送至高壓充電電路164的高壓充電命令HVCHG時開始充電，并且借助雙向控制/數(shù)據(jù)總線166和來自HV輸出電路140的反饋信號VCAP來控制充電。高壓輸出電容器156、158、160和162可以是薄膜、鋁電解、或濕鉭構(gòu)造。高壓電池112的負(fù)極端子直接耦合至系統(tǒng)接地。開關(guān)電路114常開使得高壓電池112的正極端子斷開與高壓充電電路164的正電源輸入的連接。高壓充電命令HVCHG還經(jīng)由導(dǎo)體149傳導(dǎo)至開關(guān)電路114的控制輸入，并且開關(guān)電路114響應(yīng)于將正高壓電池電壓EXTB+連接至高壓充電電路164的正電源輸入而閉合。開關(guān)電路114可以是，例如，場效應(yīng)晶體管(FET)并且其源極到漏極路徑中斷了EXTB+導(dǎo)體118且其柵極接收導(dǎo)體145上的HVCHG信號。藉此使得高壓充電電路164準(zhǔn)備好開始用來自高壓電池112的充電電流對高壓輸出電容器156、158、160和162充電。高壓輸出電容器156、158、160和162可被充電至非常高的電壓，例如，300-1,500V，以通過在皮下心臟復(fù)律-除顫電極113和123的電極對之間的身體和心臟放電。對于實踐本發(fā)明，電壓充電電路的細(xì)節(jié)也不視為是關(guān)鍵的；一種相信適合用于本發(fā)明的目的的高壓充電電路被公開。高壓電容器156、158、160和162可例如通過如在Wielders等人的共同轉(zhuǎn)讓的美國專利No.4,548,209“EnergyConverterforImplantableCardioverter(用于植入式心臟復(fù)律器的能量轉(zhuǎn)換器)”中所詳細(xì)描述的高壓充電電路164和高頻高壓變壓器168進(jìn)行充電。適當(dāng)?shù)某潆姌O性通過將高壓變壓器168的輸出繞組與電容器156、158、160和162互連的二極管170、172、174和176來維持。如上所述，電容器電荷的狀態(tài)由高壓輸出電路140內(nèi)的電路來監(jiān)測，高壓輸出電路140將指示電壓的VCAP反饋信號提供給定時和控制電路144。當(dāng)VCAP信號匹配經(jīng)編程的電容器輸出電壓(即，心臟復(fù)律-除顫峰值電擊電壓)時，定時和控制電路144終止高壓充電命令HVCHG。然后，控制電路144分別產(chǎn)生第一和第二控制信號NPULSE1和NPULSE2，第一和第二控制信號NPULSE1和NPULSE2被施加至高壓輸出電路140以用于觸發(fā)心臟復(fù)律或除顫電擊的遞送。特別地，NPULSE1信號觸發(fā)包括電容器156和158的第一電容器組的放電。NPULSE2信號觸發(fā)第一電容器組以及包括電容器160和162的第二電容器組的放電?？梢院唵蔚赝ㄟ^修改NPULSE1和NPULSE2信號的斷言的數(shù)量和時間順序來在多個輸出脈沖狀態(tài)(pulseregime)之間選擇。NPULSE1信號和NPULSE2信號可順序地、同時地或單獨地提供。以這種方式，控制電路144用于控制高壓輸出級140的操作，高壓輸出級140在耦合至如圖2所示的HV-1輸出和COMMON輸出(共用輸出)的心臟復(fù)律-除顫電極對18和25之間遞送高能心臟復(fù)律-除顫電擊。因此，皮下設(shè)備14監(jiān)測患者的心臟狀態(tài)并響應(yīng)于檢測到需要心臟復(fù)律-除顫的快速性心律失常而通過心臟復(fù)律-除顫電極18和25發(fā)起心臟復(fù)律-除顫電擊的遞送。高HVCHG信號使高壓電池112通過開關(guān)電路114與高壓充電電路164連接并開始對輸出電容器156、158、160和162的充電。充電繼續(xù)直到由VCAP信號反映了經(jīng)編程的充電電壓，此時控制和定時電路144將HVCHG信號設(shè)置為低，從而終止充電并打開開關(guān)電路114。皮下設(shè)備14可被編程成試圖以上述方式與檢測到的R波定時同步地將心臟復(fù)律電擊遞送給心臟，或者可被編程或制造成在不嘗試使所述遞送與檢測到的R波同步的情況下以上述方式將除顫電擊遞送給心臟。與快速性心律失常的檢測和心臟復(fù)律-除顫電擊的遞送相關(guān)的事件數(shù)據(jù)可被存儲在RAM中以用于上行鏈路遙測傳輸給本領(lǐng)域中眾所周知的外部編程器從而幫助對患者的心臟狀態(tài)的診斷?；陬A(yù)防而接收設(shè)備14的患者會被指示向主治醫(yī)生報告每個這種事件以進(jìn)一步評估患者的狀況并且評價對植入更復(fù)雜的ICD的需要。皮下設(shè)備14令人期望地包括遙測電路(圖2中未示出)，使得它能夠經(jīng)由雙向遙測鏈路(未示出)借助外部編程器20被編程。上行鏈路遙測允許將設(shè)備狀態(tài)和診斷/事件數(shù)據(jù)發(fā)送給外部編程器20以供患者的醫(yī)生查閱。下行鏈路遙測經(jīng)由醫(yī)生控制允許外部編程器能夠?qū)υO(shè)備功能以及針對特定患者的檢測和治療的優(yōu)化進(jìn)行編程。適合用于在本發(fā)明的實踐中使用的編程器和遙測系統(tǒng)已眾所周知多年。已知的編程器通常經(jīng)由雙向射頻遙測鏈路與所植入的設(shè)備通信，使得編程器可發(fā)送擬由所植入的設(shè)備接收的控制命令和操作參數(shù)值，使得所植入的設(shè)備可將診斷數(shù)據(jù)和操作數(shù)據(jù)傳送給編程器。相信適合用于實踐本發(fā)明的目的的編程器包括可從明尼蘇達(dá)州明尼阿波利斯的美敦力公司(Medtronic,Inc.)商購的Models9790和編程器。用于提供外部編程器單元和所植入的設(shè)備之間的必要的通信信道的多種遙測系統(tǒng)已被開發(fā)并且在本領(lǐng)域中眾所周知。相信適合用于實踐本發(fā)明的目的的遙測系統(tǒng)被公開在例如以下美國專利中：Wyborny等人的題為“TelemetryFormatforImplantedMedicalDevice(用于植入的醫(yī)療設(shè)備的遙測方式)”的美國專利No.5,127,404；Markowitz的題為“MarkerChannelTelemetrySystemforaMedicalDevice(用于醫(yī)療設(shè)備的標(biāo)記信道遙測系統(tǒng))”的美國專利No.4,374,382；以及Thompson等人的題為“TelemetrySystemforaMedicalDevice(用于醫(yī)療設(shè)備的遙測系統(tǒng))”的美國專利No.4,556,063。Wyborny等人的'404、Markowitz的'382以及Thompson等人'063的專利共同轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人，并且各自在此通過引用整體結(jié)合于此。根據(jù)本發(fā)明的實施例，為了自動選擇優(yōu)選的ECG向量集，具有評定信號的質(zhì)量等級的品質(zhì)因數(shù)是必要的。“質(zhì)量”被定義為信號在患者的平常竇性心律與患者的室性快速性心律失常之間提供準(zhǔn)確的心率估計和準(zhǔn)確的形態(tài)波形分離的能力。合適的指標(biāo)可包括R波振幅、相對于R波之間的波形振幅的R波峰值振幅(即，信噪比)、低斜率內(nèi)容、相對高頻對低頻功率、平均頻率估計、概率密度函數(shù)、或這些度量的一些組合?？稍谥踩霑r或周期性地(每日、每周、每月)或兩者兼有地進(jìn)行自動向量選擇。在植入物處，自動向量選擇可作為自動設(shè)備開啟程序的一部分而開始，所述自動設(shè)備開啟程序在測量引線阻抗和電池電壓時執(zhí)行此類活動。設(shè)備開啟程序可由植入醫(yī)生啟動(例如，通過按下編程器按鈕)，或替代地可在設(shè)備/引線植入的自動檢測時自動啟動。在將皮下設(shè)備14設(shè)備縫合在適當(dāng)位置并將切口關(guān)閉之前，開啟程序還可使用自動向量選擇標(biāo)準(zhǔn)來確定ECG向量質(zhì)量是否適合當(dāng)前患者以及是否適合設(shè)備和引線位置。這種ECG質(zhì)量指標(biāo)將允許植入醫(yī)生根據(jù)需要將設(shè)備調(diào)到新的位置或定向以提高ECG信號的質(zhì)量。還可在植入物處作為設(shè)備開啟程序的一部分來選擇優(yōu)選的一個或多個ECG向量。優(yōu)選的向量可以是具有使心率估計和檢測精確度最大化的指標(biāo)的那些向量。還可存在由醫(yī)生優(yōu)選的先驗向量集，并且只要那些向量超過某個最小閾值，或只是略差于一些其他更令人期望的向量，便選擇先驗的優(yōu)選向量。某些向量可被認(rèn)為是幾乎相同的，使得它們不用進(jìn)行測試，除非先驗的所選擇的向量指標(biāo)降到低于某一預(yù)定閾值。根據(jù)設(shè)備的度量功耗和功率需求，可在向量(或可替代地，子集)范圍上按需經(jīng)常測量ECG信號質(zhì)量度量?？衫缭诿糠昼?、每小時、每日、每周或每月的基礎(chǔ)上對數(shù)據(jù)進(jìn)行收集。更頻繁的測量(例如，每分鐘)可隨著時間的推移被平均并用來基于向量對例如偶爾噪聲、運動噪聲、或EMI的敏感度來選擇向量。替代地，皮下設(shè)備14可具有患者活動的指示器/傳感器(壓阻式、加速度計、阻抗等)并且在中度或高度患者活動期到最少至無活動期期間延遲自動向量測量。一種代表性方案可包括每日或每周在已經(jīng)確定患者睡著了(使用內(nèi)時鐘(例如，2:00am)，或替代地通過確定患者的位置(經(jīng)由2軸或3軸加速度計)和活動的缺乏來推斷睡眠)時進(jìn)行一次對ECG向量的測試/評估。在另一可行方案中，可每日或每周在得知患者正在鍛煉時執(zhí)行一次對ECG向量的測量/評估。如果進(jìn)行不頻繁的自動、周期性測量，則測量信號中的噪聲(例如，肌肉、運動、EMI等)并且推遲向量選擇測量直至噪聲已經(jīng)消退的時間段也是可取的。皮下設(shè)備14可任選地具有患者的姿勢的指示器(經(jīng)由2軸或3軸加速度計)。這種傳感器可用于確保ECG質(zhì)量上的差別并非簡單地是改變姿勢/體位的結(jié)果。該傳感器可用于收集許多姿勢時的數(shù)據(jù)使得ECG質(zhì)量可在這些姿勢上被平均、或以其他方式相結(jié)合、或替代地針對優(yōu)選的姿勢進(jìn)行選擇。在一個實施例中，可通過臨床醫(yī)生在植入時、或在到診所復(fù)診期間、或經(jīng)由設(shè)備和編程器的遠(yuǎn)程鏈路遠(yuǎn)程地使用編程器來執(zhí)行向量質(zhì)量度量計算。根據(jù)另一實施例，可針對每個可用感測向量通過設(shè)備來以預(yù)定次數(shù)、每日這樣多次、每日一次、每周或按月地自動執(zhí)行向量質(zhì)量度量計算。另外，可在例如一周的過程中針對每個向量對這些值求平均。求平均可由移動平均或遞歸平均組成，具體取決于時間加權(quán)和存儲器的考慮。圖3是根據(jù)一個實施例的在醫(yī)療設(shè)備中的感測向量的選擇過程中沿著多個感測向量感測到的心臟信號的圖形表示。如圖3中所示，在向量選擇過程期間，該設(shè)備使用本領(lǐng)域已知的比如記載在例如美國專利申請No.14/250,040(通過引用整體結(jié)合于此)中的感測技術(shù)針對每個可用的感測向量感測心臟信號，并基于感測到的信號的結(jié)果對所述可用的感測向量進(jìn)行排名并基于所得到的感測向量102-106的排名確定一個或多個期望的感測向量。例如，如圖3中所示，根據(jù)一個實施例，該設(shè)備從可用的感測向量中的每一個感測ECG信號100，所述可用的感測向量包括在殼體或罐25與電極22之間延伸的水平感測向量102、在殼體或罐25與電極20之間延伸的對角線感測向量104、以及在電極20與22之間延伸的垂直感測向量106。該設(shè)備確定針對每一個感測向量102-106的感測到的R波108，所述R波108在感測到的信號超過時間依賴的、自調(diào)整的感測閾值110時出現(xiàn)。一旦R波108被感測到，該設(shè)備便基于針對感測向量102-106中的每一個的感測到的R波108來設(shè)置向量質(zhì)量度量檢測窗112，以用于確定與感測向量102-106相關(guān)聯(lián)的向量質(zhì)量度量。根據(jù)實施例，該設(shè)備設(shè)置質(zhì)量度量檢測窗112以在位于離R波108預(yù)定距離116并具有檢測窗寬度118的起點114處開始以便允許在信號100的預(yù)期范圍中執(zhí)行對信號100的分析，在該預(yù)期范圍很可能出現(xiàn)與感測到的R波108相關(guān)聯(lián)的QRS信號的T波。例如，該設(shè)備將質(zhì)量度量檢測窗112設(shè)置為具有約200毫秒的寬度118，其中質(zhì)量度量檢測窗112的起點114位于離感測到的R波108約150-180毫秒之間，并且寬度118從檢測窗起點114到檢測窗終點120(即，在離檢測到的R波108約350-380毫秒的距離處)延伸例如200毫秒。根據(jù)另一實施例，寬度118從檢測窗起點114到檢測窗終點120(即，在離檢測到的R波108大約420-450毫秒的距離處)延伸例如270毫秒。一旦質(zhì)量度量檢測窗112被設(shè)置，該設(shè)備便確定質(zhì)量度量檢測窗112內(nèi)的在感測到的信號100與感測閾值110之間的最小信號差122，即在感測到的信號100與感測閾值110之間延伸的最小距離，如下所述。圖4是根據(jù)示例性實施例的用于選擇一個或多個感測向量的方法的流程圖。如圖3和4中所示，針對從相應(yīng)的感測向量102-106獲得的每個心臟信號100，該設(shè)備獲得心臟信號100的感測到的R波108(框200)，并基于針對該感測向量102-106的感測到的R波108來設(shè)置質(zhì)量度量檢測窗112(框202)。一旦質(zhì)量度量檢測窗112被定位，該設(shè)備便針對感測向量中的每一個來確定質(zhì)量度量檢測窗112內(nèi)的在感測到的心臟信號100與感測閾值110之間的最小信號差122(框204)。所確定的最小信號差122被存儲，并且該設(shè)備確定是否已針對感測向量102-106中的每一個為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差122(框206)。如果未針對每個感測向量102-106為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差(框206中的否)，則該設(shè)備針對每個感測向量102-106獲得下一個R波108，并且針對感測向量102-106中的每一個為下一個感測到的心動周期重復(fù)該過程。根據(jù)一個實施例，為例如15個心動周期確定最小信號差122。一旦已為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期中的所有心動周期確定最小信號差122(框206中的是)，該設(shè)備便確定每個向量102-106的向量選擇度量，該確定基于針對該向量所確定的15個最小信號差122(框208)。例如，根據(jù)實施例，該設(shè)備針對每個感測向量確定15個最小信號差122的中值并將該感測向量的向量選擇度量設(shè)置為等于相關(guān)聯(lián)的最小信號差122的所確定的中值。一旦在框208中針對感測向量102-106中的每一個確定單一向量選擇度量，該設(shè)備便對感測向量102-106的向量選擇度量進(jìn)行排名(框210)。例如，該設(shè)備從最高到最低對所確定的向量選擇度量進(jìn)行排名，使得在圖3的示例中，對角線感測向量104將被排名在最高，因為針對該向量的中值最小信號差是0.84毫伏，水平感測向量102將被排名在第二，因為針對該向量的中值最小信號差是0.82毫伏，而垂直感測向量106將被排名在第三，因為針對該感測向量的中值最小信號差是0.55毫伏。一旦已經(jīng)在框210中對感測向量進(jìn)行了排名，該設(shè)備便選擇待在后續(xù)的感測和心律失常檢測的過程中被該設(shè)備利用的感測向量(框212)。取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，即，例如小時、日、周或月，該設(shè)備等待直到下一次預(yù)定時間的向量選擇確定(框214)，在那時重復(fù)向量選擇過程。圖5是根據(jù)另一示例性實施例的用于選擇一個或多個感測向量的方法的流程圖。如圖3和5中所示，根據(jù)另一實施例，針對從相應(yīng)的感測向量102-106獲得的每個心臟信號100，該設(shè)備獲得心臟信號100的感測到的R波108(框300)，并基于針對該感測向量102-106的感測到的R波108來設(shè)置質(zhì)量度量檢測窗112(框302)，如上所述。一旦質(zhì)量度量檢測窗112被定位，該設(shè)備便針對感測向量102-106中的每一個來確定質(zhì)量度量檢測窗112內(nèi)的在感測到的心臟信號100與感測閾值110之間的最小信號差122(框304)。所確定的最小信號差122被存儲，并且該設(shè)備確定是否已針對每個感測向量102-106為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差122(框306)，即，比如，例如15個心動周期。如果未針對每個感測向量102-106為閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差122(框306中的否)，則該設(shè)備確定預(yù)定定時器是否已到期(框308)。如果定時器尚未到期(框308中的否)，則該設(shè)備針對每個感測向量102-106獲得下一個R波108，并且針對感測向量102-106中的每一個為下一個感測到的心動周期重復(fù)該過程。根據(jù)一個實施例，框308中的定時器被設(shè)置為例如40秒。在一些實例中，該設(shè)備可能已經(jīng)不能針對感測向量中的一個或多個獲得所需數(shù)量的最小信號差122，因此，如果定時器已到期(框308中的是)，則該設(shè)備確定是否針對感測向量102-106中的至少兩個獲得了所需數(shù)量的最小信號差(框314)。如果未針對感測向量中的至少兩個獲得所需數(shù)量的最小信號差，即，針對感測向量102-106中的僅僅一個或一個也沒有(框314中的否)，則該設(shè)備確定沒有感測向量選擇可進(jìn)行(框310)，并且取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，即，例如小時、日、周或月，該設(shè)備等待直到下一次預(yù)定時間的向量選擇確定(框312)，在那時重復(fù)向量選擇過程。如果針對感測向量102-106中的至少兩個獲得了所需數(shù)量的最小信號差(框314中的是)，則該設(shè)備在框320中選擇這兩個感測向量以在后續(xù)的感測和心律失常檢測的過程中被該設(shè)備利用。如上所述，取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，即，例如小時、日、周或月，該設(shè)備等待直到下一次預(yù)定時間的向量選擇確定(框312)，然后在那時重復(fù)向量選擇過程。如已針對每個感測向量102-106為預(yù)定數(shù)量的心動周期確定了最小信號差122(框306中的是)，則該設(shè)備確定每個向量102-106的向量選擇度量，該確定基于針對該向量所確定的15個最小信號差122(框316)。例如，根據(jù)實施例，該設(shè)備針對每個感測向量確定15個最小信號差122的中值并將該感測向量的向量選擇度量設(shè)置為等于相關(guān)聯(lián)的最小信號差122的所確定的中值。一旦在框316中針對感測向量102-106中的每一個確定單一向量選擇度量，該設(shè)備便對感測向量102-106的向量選擇度量進(jìn)行排名(框318)。例如，該設(shè)備從最高到最低對所確定的向量選擇度量進(jìn)行排名，使得在圖3的示例中，對角線感測向量104將被排名在最高，因為針對該向量的中值最小信號差是0.84毫伏，水平感測向量102將被排名在第二，因為針對該向量的中值最小信號差是0.82毫伏，而垂直感測向量106將被排名在第三，因為針對該感測向量的中值最小信號差是0.55毫伏。一旦已經(jīng)在框318中對感測向量進(jìn)行了排名，該設(shè)備便選擇待在后續(xù)的感測和心律失常檢測的過程中被該設(shè)備利用的感測向量(框320)。根據(jù)另一實施例，可在比如編程器上顯示排名的結(jié)果以使使用者能夠選擇感測向量。取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，即，例如小時、日、周或月，該設(shè)備等待直到下一次預(yù)定時間的向量選擇確定(框312)，在那時重復(fù)向量選擇過程。另外，根據(jù)另一實施例，使用者可手動啟動向量選擇過程，使得該設(shè)備將等待直到接收到使用者輸入，并將在那時重復(fù)下一個預(yù)定時間的向量選擇過程。圖6是根據(jù)另一示例性實施例的用于選擇一個或多個感測向量的方法的流程圖。如上所述，在一些實例中，該設(shè)備可能已經(jīng)不能針對感測向量中的一個或多個獲得所需數(shù)量的最小信號差122。另外，當(dāng)ECG信號大于或等于一個或多個心動周期中的或整個質(zhì)量度量感測窗112中的感測閾值時，可存在感測向量102-106中的一個或多個中的針對心動周期中的一個或多個的最小信號差122等于零的情形。零最小信號差這樣的情形可能反映T波過感測、或頻發(fā)性室性收縮、或高心率感測(大于每分鐘150次心跳)或出現(xiàn)在感測向量中的噪聲。因此，根據(jù)一個實施例，如圖3和6中所示，針對從相應(yīng)的感測向量102-106獲得的每個心臟信號100，該設(shè)備獲得心臟信號100的感測到的R波108(框400)，并基于針對該感測向量102-106的感測到的R波108來設(shè)置質(zhì)量度量檢測窗112(框402)，如上所述。一旦質(zhì)量度量檢測窗112被定位，該設(shè)備便針對感測向量102-106中的每一個來確定質(zhì)量度量檢測窗112內(nèi)的在感測到的心臟信號100與感測閾值110之間的最小信號差122(框404)。另外，該設(shè)備針對每個感測向量102-106確定是否零最小信號差在檢測窗112期間發(fā)生(框416)。如果零最小信號差在檢測窗112期間發(fā)生(框416中的是)，則丟棄與該向量相關(guān)聯(lián)的R波(框418)，并對定時器是否已到期進(jìn)行確定，如下所述。如果零最小信號差在檢測窗112期間沒有發(fā)生(框416中的否)，則該設(shè)備確定是否已為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差122(框406)，即，比如，例如15個心動周期。如果未針對每個感測向量102-106為閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差122(框406中的否)，則該設(shè)備確定預(yù)定定時器是否已到期(框408)。如果定時器尚未到期(框408中的否)，則該設(shè)備針對每個感測向量102-106獲得下一個R波108，并且針對感測向量102-106中的每一個為下一個感測到的心動周期重復(fù)該過程。根據(jù)一個實施例，框408中的定時器被設(shè)置為例如40秒。如果定時器已到期(框408中的是)，則該設(shè)備確定是否針對感測向量102-106中的至少兩個獲得了所需數(shù)量的最小信號差(框414)。如果未針對感測向量中的至少兩個獲得所需數(shù)量的最小信號差，即，針對感測向量102-106中的僅僅一個或一個也沒有(框414中的否)，則該設(shè)備確定沒有感測向量選擇可進(jìn)行(框410)，并且取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，即，例如小時、日、周或月，該設(shè)備等待直到下一次預(yù)定時間的向量選擇確定(框412)，在那時重復(fù)向量選擇過程。如果針對感測向量102-106中的至少兩個獲得了所需數(shù)量的最小信號差(框414中的是)，則該設(shè)備在框320中選擇這兩個感測向量以在后續(xù)的感測和心律失常檢測的過程中被該設(shè)備利用。如上所述，取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，即，例如小時、日、周或月，該設(shè)備等待直到下一次預(yù)定時間的向量選擇確定(框412)，然后在那時重復(fù)向量選擇過程。如已針對每個感測向量102-106為閾值數(shù)量的心動周期確定了最小信號差122(框406中的是)，則該設(shè)備確定每個向量102-106的向量選擇度量，該確定基于針對該向量所確定的15個最小信號差122(框420)。例如，根據(jù)實施例，該設(shè)備針對每個感測向量確定15個最小信號差122的中值并將該感測向量的向量選擇度量設(shè)置為等于相關(guān)聯(lián)的最小信號差122的所確定的中值。一旦在框420中針對感測向量102-106中的每一個確定單一向量選擇度量，該設(shè)備便對感測向量102-106的向量選擇度量進(jìn)行排名(框422)。例如，該設(shè)備從最高到最低對所確定的向量選擇度量進(jìn)行排名，使得在圖3的示例中，對角線感測向量104將被排名在最高，因為針對該向量的中值最小信號差是0.84毫伏，水平感測向量102將被排名在第二，因為針對該向量的中值最小信號差是0.82毫伏，而垂直感測向量106將被排名在第三，因為針對該感測向量的中值最小信號差是0.55毫伏。圖7是根據(jù)另一實施例的在醫(yī)療設(shè)備中的感測向量的選擇過程中沿著多個感測向量感測的心臟信號的圖形表示。如圖7中所示，在向量選擇過程期間，該設(shè)備針對可用感測向量中的一個或多個感測心臟信號500，如上所述。當(dāng)信號500超過時間依賴的、自調(diào)整的感測閾值510時，R波508被感測到。一旦R波508被感測到，該設(shè)備便基于針對感測向量102-106中的每一個的感測到的R波508來設(shè)置預(yù)定消隱期509和質(zhì)量度量窗512，以用于確定與感測向量102-106相關(guān)聯(lián)的向量質(zhì)量度量。根據(jù)一個實施例，該設(shè)備將消隱期509設(shè)置為從感測到的R波508開始延伸預(yù)定時間段并延伸到消隱期終點511。例如，消隱期509可被設(shè)置為150毫秒，但可以使用任何初始設(shè)置，典型地介于150和180毫秒之間。設(shè)置消隱期調(diào)整窗513，該消隱期調(diào)整窗513從消隱期終點511延伸到消隱期調(diào)整終點514。消隱期調(diào)整窗513的寬度517將取決于消隱期的當(dāng)前設(shè)置。因為，根據(jù)一個實施例，消隱期通常被設(shè)置在150和180毫秒之間，所以如果消隱期是150毫秒，則消隱期調(diào)整窗513將是30毫秒。通過這種方式，消隱期調(diào)整窗513的寬度517取決于所選擇的消隱期范圍。另外，該設(shè)備將質(zhì)量度量窗512設(shè)置為開始于消隱期調(diào)整終點514處并具有檢測窗寬度518以便允許在信號500的期望范圍中執(zhí)行對信號500的分析，在該期望范圍，與感測到的R波508相關(guān)聯(lián)的QRS信號的T波很可能發(fā)生。例如，該設(shè)備將質(zhì)量度量檢測窗512設(shè)置為具有約200毫秒的寬度518，其中質(zhì)量度量檢測窗512的起點515位于消隱期終點514處并且寬度518從檢測窗起點515到檢測窗終點520(即，當(dāng)消隱期509被設(shè)置在150毫秒時在離檢測到的R波508約350毫秒的距離處)延伸200毫秒。一旦消隱期調(diào)整窗513和質(zhì)量度量檢測窗512被設(shè)置，該設(shè)備便確定消隱期調(diào)整窗513內(nèi)的在感測到的信號500與感測閾值510之間的最小信號差519，以及質(zhì)量度量檢測窗512內(nèi)的在感測到的信號500與感測閾值510之間的最小信號差522，如下所述。圖8是根據(jù)另一示例性實施例的用于選擇一個或多個感測向量的方法的流程圖。如圖7和8中所示，針對從相應(yīng)的感測向量102-106獲得的每個心臟信號500，該設(shè)備獲得心臟信號500的感測到的R波508(框600)，并基于針對該感測向量102-106的感測到的R波508來設(shè)置消隱期調(diào)整窗513和質(zhì)量度量檢測窗512(框602)。一旦消隱期調(diào)整窗513和質(zhì)量度量檢測窗512被定位，該設(shè)備便針對感測向量中的每一個來確定消隱期調(diào)整窗513內(nèi)的在感測到的心臟信號500與感測閾值510之間的最小信號差519以及質(zhì)量度量檢測窗512內(nèi)的在感測到的心臟信號500與感測閾值510之間的最小信號差522(框604)。所確定的最小信號差519和522被存儲，并且該設(shè)備確定是否已針對感測向量102-106中的每一個為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差519和522(框606)。如果未針對每個感測向量102-106為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期確定最小信號差519和522(框606中的否)，則該設(shè)備針對每個感測向量102-106獲得下一個R波508，并且針對感測向量102-106中的每一個為下一個感測到的心動周期重復(fù)該過程。根據(jù)一個實施例，為例如15個心動周期確定最小信號差519和522。一旦已為預(yù)定閾值數(shù)量的心動周期中的所有心動周期確定最小信號差519和522(框606中的是)，該設(shè)備便確定每個向量102-106的向量選擇度量，該確定基于針對該向量所確定的15個最小信號差522(框608)。例如，根據(jù)實施例，該設(shè)備針對每個感測向量確定15個最小信號差522的中值并將該感測向量的向量選擇度量設(shè)置為等于相關(guān)聯(lián)的最小信號差522的所確定的中值。一旦在框608中針對感測向量102-106中的每一個確定單一向量選擇度量，該設(shè)備便對感測向量102-106的向量選擇度量進(jìn)行排名(框610)。例如，該設(shè)備從最高到最低對所確定的向量選擇度量進(jìn)行排名，使得在圖7的示例中，對角線感測向量104將被排名在最高，因為針對該向量的中值最小信號差是0.86毫伏，水平感測向量102將被排名在第二，因為針對該向量的中值最小信號差是0.63毫伏，而垂直感測向量106將被排名在第三，因為針對該感測向量的中值最小信號差是0.32毫伏。一旦已經(jīng)在框610中對感測向量進(jìn)行了排名，該設(shè)備便選擇待在后續(xù)的感測和心律失常檢測的過程中被該設(shè)備利用的感測向量(框612)。另外，該設(shè)備可確定當(dāng)前設(shè)置的消隱期是否小于與期望的最大時間段(即，如上所述的180毫秒)對應(yīng)的預(yù)定消隱期閾值(框614)。取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，即，例如小時、日、周或月，如果當(dāng)前消隱不小于消隱期閾值(框614中的否)，則該設(shè)備等待直到下一次預(yù)定時間的向量選擇確定(框622)，在那時重復(fù)向量選擇過程。如果當(dāng)前消隱小于消隱期閾值(框614中的是)，則該設(shè)備基于15個最小信號差519確定每個向量102-106的消隱期調(diào)整度量(框616)。例如，根據(jù)實施例，該設(shè)備針對每個感測向量確定15個最小信號差519的中值并將該感測向量的消隱期調(diào)整度量設(shè)置為等于相關(guān)聯(lián)的最小信號差519的所確定的中值。一旦在框616中針對感測向量102-106中的每一個確定單一消隱期調(diào)整度量，該設(shè)備便確定是否將要針對感測向量102-106進(jìn)行對消隱期的調(diào)整(框618)。增加消隱期的一個原因是為了避免對R波的重復(fù)計數(shù)。根據(jù)一個實施例，為了確定是否從當(dāng)前設(shè)置調(diào)整消隱期，該設(shè)備針對來自框610的兩個最高排名的向量確定對應(yīng)的所確定的消隱期調(diào)整度量是否小于對應(yīng)的所確定的向量選擇度量的一定比例且小于預(yù)定的最小消隱期閾值。例如，利用圖7的結(jié)果(在圖7中，對角線感測向量104將被排名在最高，因為針對該向量的中值最小信號差是0.86毫伏，而水平感測向量102將被排名在第二，因為針對該向量的中值最小信號差是0.63毫伏)，該設(shè)備確定針對對角線感測向量104所確定的消隱期調(diào)整度量是否既小于該感測向量的向量選擇度量(即，0.86毫伏)的一半，也小于0.05毫伏，以及針對水平感測向量102所確定的消隱期調(diào)整度量是否既小于該感測向量的向量選擇度量(即，0.63毫伏)的一半，也小于0.05毫伏。如果消隱期調(diào)整度量不小于兩個最高排名的向量中的一個的預(yù)定比例或者不小于預(yù)定的最小消隱期閾值(框618中的否)，則該設(shè)備等待直到下一個預(yù)定時間的向量選擇確定(框622)，在那時重復(fù)向量選擇過程。取決于被編程為在感測向量102-106的更新之間存在的時間量，向量的下一次預(yù)定時間的更新可在例如一小時、一日、一周或一月內(nèi)發(fā)生。如果消隱期調(diào)整度量小于兩個最高排名的向量中的一個的預(yù)定比例并且小于預(yù)定的最小消隱期閾值(框618中的是)，則更新消隱期(框620)。例如，消隱期可被增加到180毫秒，或可被增加預(yù)定的量(比如10毫秒)。另外，根據(jù)另一實施例，不是自動增加消隱期，而是該設(shè)備可產(chǎn)生警報或其他存儲的指示來向在場醫(yī)務(wù)人員指示應(yīng)當(dāng)增加消隱期使得可使用編程器或其他輸入設(shè)備手動調(diào)整消隱期的所述增加。要理解的是，在上述三個感測向量102-16之外，任選地，還可另外利用虛擬信號(即，兩個向量的數(shù)學(xué)組合)，從而利用多于三個的感測向量或代替所述的感測向量。例如，該設(shè)備可產(chǎn)生如在Lee等人的美國專利No.6,505,067“SystemandMethodforDerivingVirtualECGorEGMSignal(用于導(dǎo)出虛擬ECG或EGM信號的系統(tǒng)和方法)”中所描述的虛擬向量信號；該專利均通過引用整體結(jié)合于此。另外，向量選擇可由患者的醫(yī)生來選擇以及經(jīng)由來自編程器的遙測鏈路而被編程。另外，雖然描述了最小信號差的使用，但該設(shè)備可利用用于對向量進(jìn)行排名的其他選擇標(biāo)準(zhǔn)。例如，根據(jù)一個實施例，該設(shè)備可針對每個向量確定在用于每個R波的檢測窗內(nèi)的最大信號振幅，確定該最大振幅與用于最大振幅中的每一個的感測閾值之間的差，并在15個心動周期上針對每個感測向量確定中值最大振幅差。然后，該設(shè)備將選擇具有最大的中值最大振幅差的向量作為待在后續(xù)的感測和心律失常檢測的過程中被該設(shè)備利用的感測向量。根據(jù)另一實施例，可從最大R波振幅減去質(zhì)量度量窗中的最大振幅，或者從最大振幅時的感測閾值減去質(zhì)量度量窗中的最大振幅。由此，在以上描述中已參考具體實施例呈現(xiàn)了用于在醫(yī)療設(shè)備中選擇感測向量配置的方法和裝置。要理解的是，可作出對所引用的實施例的多種修改，而不背離在以下權(quán)利要求中所述的本公開的范圍。當(dāng)前第1頁1 2 3 當(dāng)前第1頁1 2 3