具体实施方式

众所周知，在EGM或ECG内代表的每个心动周期(cardiac cycle)通常包括P波，然后是QRS复合波(complex)，然后是T波，其中QRS复合波包括Q波、R波和S波。P波是由心房的去极化造成的。在其之后是心房收缩，心房收缩由有助于进一步填充心室的、心房压力的略微升高进行指示。心房收缩之后是心室去极化，如QRS复合波所指示的，其中心室去极化发起心室的收缩，导致心室压力的升高，直到其超过肺和主动脉舒张压为止，从而导致血液随着从心室的排出而向前流动。此后发生心室复极化，如T波所指示的，并且这与心室舒张的开始相关联，其中正向流停止，心室中的压力降至心房压力以下，此时二尖瓣和三尖瓣打开，以开始在心脏舒张期间被动地填充心室。术语EGM、EGM信号和EGM波形在本文中可互换使用。类似地，术语ECG、ECG信号和ECG波形在本文中可互换使用。ECG和EGM信号两者都是指示患者心脏的电活动的信号。

R波通常是QRS复合波中最大的波，并且常常通过将EGM或ECG的样本与R波阈值进行比较来识别R波。可以基于EGM或ECG波形获得各种测量值，包括R-R间隔的测量值，其中R-R间隔是一对连续的R波之间的持续时间。如上所述，在背景技术中，用于检测AF的常用技术是基于R-R间隔可变性的测量值。但是，出于各种原因(包括IMD相对于心脏的植入角度)，动态改变的R波幅度有时可能太小而无法检测，从而导致R波感测不足，除非临床医生降低可编程的R波感测阈值以校正这一点。在其他情况下，由于P波和/或T波幅度超过R波感测阈值而引起的P波和/或T波过度感测会导致临床医生提高可编程的R波感测阈值，这也会导致R波感测不足。在T波和/或P波被错误地识别为R波的情况下，可能识别出具有高可变性的假R-R间隔，从而导致AF的错误检测。换句话说，过度感测的P波和/或过度感测的T波会导致假阳性AF检测。如本文所使用的，术语“过度感测的P波”是指被错误地识别为R波的P波。类似地，如本文所使用的，术语“过度感测的T波”是指被错误地识别为R波的T波。如本文所使用的，术语“感测不足的R波”是指未被检测到的R波。如本文所使用的，术语“过度感测的R波”是指被错误地识别为R波的EGM或ECG的特征(例如，P波或T波)。

R波感测不足能够导致心律不齐(诸如AF)发作的假阳性检测。同样如上所述，心律不齐发作的假阳性检测的另一原因是间歇性AV传导阻滞，即使在间歇性AV传导阻滞期间由IMD正确地感测R-R间隔，该间歇性AV传导阻滞也会引起导致了对心律不齐的假阳性检测的R-R间隔可变性测量值。有趣的是，R波感测不足和间歇性AV传导阻滞两者都会导致接近于相邻的R-R间隔的整数倍的R-R间隔测量值。本文描述的本技术的某些实施例涉及用于仅使用感测的R-R间隔来识别R波感测不足或AV传导阻滞的实例的技术。IMD可以使用这种技术在将假阳性心律不齐(例如，AF)检测传输给临床医生先前拒绝该检测，从而提高心律不齐检测特异性并减少下游临床资源。更具体而言，某些实施例依赖于以下事实：一个感测不足的或阻滞的R波有效地使所感知的R-R间隔加倍。同样，两个相继的感测不足的或阻滞的R波使R-R间隔增加为三倍，以此类推。因此，每个R-R间隔与其相邻的R-R间隔的比率可以被用于识别R波感测不足或AV传导阻滞的潜在实例。根据某些实施例，如果比率足够接近整数(例如，2.05、3.96等)并且R-R间隔足够长(例如，大于0.6秒，并且因此，与小于100bpm的心率相对应)，那么R-R间隔很可能是一个或多个感测不足的和/或阻滞的R波的结果。用另一种方式解释，R-R间隔的持续时间相对于其相邻的R-R间隔的持续时间可以被用于识别R波感测不足或AV传导阻滞的潜在实例。更具体而言，在R-R间隔的持续时间足够接近其相邻的R-R间隔的持续时间的整数倍(例如，2.05、3.96等)并且R-R间隔足够长(例如，大于0.6秒，并且因此与小于100bpm的心率相对应)的情况下，则R-R间隔很可能是一个或多个感测不足的和/或阻滞的R波的结果。因为在实际心律不齐(例如，实际AF)期间仍可能满足这些上面提到的准则，所以在移除或以其他方式忽略潜在的感测不足的/阻滞的R-R间隔之后，应当对每个潜在的心律不齐检测进行验证(即，重新评估)。

本技术的某些实施例涉及使用感测的R-R间隔来确定是否已经发生R波感测不足和/或AV传导阻滞，并且更一般地，来将真R-R间隔与假R-R间隔区分开的方法和设备。例如，这些实施例可以有利地被用于在将假阳性心律不齐检测(例如，假阳性AF检测)传输给临床医生先前阻止或拒绝这些检测，从而提高心律不齐检测特异性并减少下游临床资源。如本文所使用的，术语“真R-R间隔”是指与非AV条件阻滞的时间段相对应的实际R-R间隔。如本文所使用的，术语“假R-R间隔”是指被错误地识别为R-R间隔但不是实际R-R间隔的间隔。可能由于R波感测不足而发生假R-R间隔，例如，如果在与第n个心动周期和第(n+2)个心动周期相对应的EGM部分中正确识别出R波，但是在第(n+1)个心动周期中由于R波感测不足而未识别出R波，从而导致R-R间隔测量值约为真R-R间隔的两倍。可以可替代地或附加地由于AV条件阻滞而发生假R-R间隔，例如，如果在与第n个心动周期和第(n+2)个心动周期相对应的EGM部分中存在并正确识别出R波，但是在第(n+1)个心动周期中由于AV条件阻滞而不存在R波，从而导致R-R间隔测量值约为真R-R间隔的两倍。

可能被错误地识别为R-R间隔的间隔的其他示例类型(并且因此是假R-R间隔的示例)包括但不限于P-R间隔、R-T间隔、P-T间隔和T-P间隔。P-R间隔可以在P波被过度感测的情况下被错误地识别为R-R间隔。R-T间隔可以在T波被过度感测的情况下被错误地识别为R-R间隔。P-T间隔或T-P间隔可以在T波和P波被过度感测而R波被感测不足的情况下被错误地识别为R-R间隔。这些类型的假R-R间隔也可以被称为过度感测的R-R间隔。本文描述的本技术的实施例未具体解决过度感测的R-R间隔，但是可以与用于解决这些其他类型的假R-R间隔的技术一起使用，以进一步增加心律不齐检测特异性，并且更一般地，增加心律不齐检测准确性。

本文描述的本技术的某些实施例依赖于以下现象：R波感测不足或AV传导阻滞有效地使得测得的R-R间隔与正常R-R间隔的整数倍(例如，2x或3x)基本相似，该正常R-R间隔也可以被称为真R-R间隔或实际R-R间隔。因此，本技术的某些实施例识别与先前三个(或某个其他数量的)间隔或者之后三个(或某个其他数量的)间隔的整数倍相似的间隔，这些先前或之后的间隔是实际R-R间隔并且不与R波感测不足或AV传导阻滞相对应。然后可以仅使用剩余的R-R间隔进行进一步分析(例如，心律不齐检测分析)。

根据某些实施例，针对记录的EGM剪辑(clip)(其也可以被称为EGM的片段或EGM片段)获得感测的R-R间隔的列表。因为该R-R间隔的列表实际上可能包括一个或多个假R-R间隔(例如由于R波感测不足和/或间歇性AV传导阻滞)，除非明确地称为“真R-R间隔”，否则本文中一般而言作为R-R间隔所提到的任何间隔可以是假R-R间隔或真R-R间隔。还应该注意的是，术语“潜在的R-R间隔”是指可以是假R-R间隔或真R-R间隔的R-R间隔。另外，应该注意的是，虽然以下描述和下面讨论的患者示例的大部分内容描述了R波感测不足，但相同的原理也适用于间歇性AV传导阻滞。

直接取自植入了ConfirmRX^TM ICM的患者的EGM剪辑文件，在图1中示出了R波感测不足的示例。虽然这个具体示例与由于R波感测不足导致的R-R间隔模式对应，但相同的R-R间隔模式可以是间歇性AV传导阻滞的结果，并且相同的原理也将适用。在图1的底部示出了EGM片段102的一部分，其由于感测不足的R波而导致AF检测。在图1的顶部示出了曲线图或图122，其包括沿着纵轴以每分钟心跳次数(bpm)为单位的心率(HR)，以及沿着横轴以秒为单位的时间(s)。垂直虚线124与在对应于～82秒的时间点处发生的AF检测相对应，并因此，垂直线124也被标记为AF触发。因为由垂直虚线124表示的AF检测实际上可能是假AF检测，所以也可以更具体地将其称为潜在的AF检测，其中潜在的AF检测可以是也可以不是真AF检测。例如，如果R-R间隔可变性的测量值超过对应的阈值，则可以已经检测到潜在的AF检测，但是不限于此。在Shaquer等人的标题为“Device and Method for Detecting AtrialFibrillation”的美国专利No.8,121,675中描述了用于检测AF发作(或更具体地，潜在的AF发作)的示例技术，该专利通过引用并入本文。对用于检测潜在的AF发作以及其他类型的心律不齐的其他技术的使用也是可能的并且在本文描述的实施例的范围内。

图2图示了在图1中的AF触发124之前的30秒(s)窗口中以毫秒(ms)为单位的R-R间隔的曲线图或图，该R-R间隔与图1中所示的心率的倒数对应。在图2中，虚线轮廓202内的圆圈与作为真R-R间隔的R-R间隔相对应，而虚线轮廓204内的圆圈与和感测不足的R波相关联的R-R间隔相对应(其中最大比率和相对于相邻的R-R间隔的％差在虚线轮廓204内的每个圆圈旁边被指示)。由于虚线轮廓204内的R-R间隔不是真R-R间隔，因此它们可以被称为假R-R间隔。

图3中所示的庞加莱(Poincare)图绘制了EGM片段102中的每个R-R间隔与其紧接在后的R-R间隔之间的关系，即，图示了相继的R-R间隔之间的关系。虚线轮廓302内的圆圈与真R-R间隔相对应。虚线轮廓304内的圆圈与由于R波感测不足而导致的假R-R间隔对应。类似的假R-R间隔可以由间歇性AV传导阻滞而不是R波感测不足而导致。

根据某些实施例，对于在AF触发之前(即，致使潜在的AF发作的检测)的窗口(例如，30秒窗口)中的每个R-R间隔，相对于多个相邻的R-R间隔中的每一个(例如，紧接在前的三个间隔和紧接在后的三个间隔)计算比率(“r”)。在具体实施例中，分析跳过了30秒窗口中的最前三个(或某个其他数量的)R-R间隔和最后三个(或某个其他数量的)的R-R间隔，因为在窗口的开始和结束附近的R-R间隔在一侧的邻居最少。舍入到小于2的所有比率被消除。

接下来，在消除了具有小于2的舍入的比率的R-R间隔之后，确定每个剩余的被分析的R-R间隔与其相邻的R-R间隔之间的差的指标。在某些实施例中，每个被分析的R-R间隔与其相邻的R-R间隔之间的差的指标是使用以下公式计算的百分比差：

％差＝100×|r–round(r)|/round(r)

其中，

r是被分析的R-R间隔相对于相邻的R-R间隔的比率，并且

round(r)是舍入到最近的整数的、计算出的比率。

然后，被分析的R-R间隔相对于所有六个(或某个其他数量的)邻居的最小百分比差(或更一般地，差的最小指标)可以被用于潜在地将被分析的R-R间隔标记为与感测不足或AV传导阻滞相关联。在图2中的虚线轮廓204内的每个圆圈旁边列出这些舍入的比率和百分比差。更具体而言，对于被标记为206的圆圈(在AF触发之前大约25秒)，舍入的比率为2：1并且百分比差为0％；对于被标记为208的圆圈(在AF触发之前大约20秒)，舍入的比率为3：1并且百分比差为3％；对于被标记为210的圆圈(在AF触发之前大约18秒)，舍入的比率为2：1并且百分比差为1％；对于被标记为212的圆圈(在AF触发之前大约7秒)，舍入的比率为2：1并且百分比差为1％；以及对于被标记为214的圆圈(在AF触发之前大约4秒)，舍入的比率为2：1并且百分比差为2％。

具体地，参照被标记为206的圆圈(在AF触发之前大约25秒)，感测不足的R-R间隔的持续时间(又称为“值”)为1500毫秒(ms)。紧接在1500ms的感测不足的R-R间隔之前的三个相邻的R-R间隔(由被标记为205的虚线轮廓内的三个圆圈表示)的持续时间(又称为“值”)分别为700ms、700ms和750ms。紧接在1500ms的感测不足的R-R间隔之后的三个相邻的R-R间隔(由标记为207的虚线轮廓内的三个圆圈表示)的持续时间分别为760ms、740ms和750ms。感测不足的R-R间隔(具有1500ms的值)相对于任一侧上的三个相邻的R-R间隔的比率如下：[1500/700，1500/700，1500/750，1500/760，1500/740，1500/750]＝[2.14，2.14，2.00，1.97，2.03，2.00]。这些比率与[7％，7％，0％，1.5％，1.5％，0％]的0％差相对应。0％的最小％差指示当前间隔(1500ms)“接近”相邻的R-R间隔的整数倍(在此情况下，0％差来自2倍的相邻R-R间隔)。

根据某些实施例，最终应用两个准则以便确定是否应当将正被分析的R-R间隔(又称为被分析的R-R间隔)分类为与R波感测不足或AV传导阻滞(可以统称为R波感测不足/阻滞)相关联的假R-R间隔，并因此可以更一般地分类为假R-R间隔。

一个准则是相对于其所有六个(或某个其他数量的)邻居的比率的最小百分比差小于指定差阈值，例如，小于10％。这个准则确保所讨论的间隔合理地接近其相邻的R-R间隔中的至少一个R-R间隔的整数倍，其中该整数倍至少为2。注意的是，最小百分比差阈值也可以根据临床需要进行编程。例如，如果AF灵敏度重要，那么可以将其指定为小于10％，但是如果减少假阳性AF检测(又称AF特异性)是优选的，那么可以可替代地指定为大于10％(例如，15％)。

另一准则是间隔值大于指定的持续时间阈值，例如，大于600ms(即，与小于100bpm的HR对应)。这个准则确保R-R间隔之间中途的P波或T波过度感测不会导致由于真R-R间隔是相邻的R-R间隔的持续时间的两倍而将真R-R间隔标记为假R-R间隔。

一旦已经识别出(致使潜在的AF检测或其他类型的潜在的心律不齐检测的)30秒窗口内的假R-R间隔(由于R波感测不足和/或AV传导阻滞)，就可以确定有多少百分比的R-R间隔被识别为假R-R间隔(由于R波感测不足和/或AV传导阻滞)。这个假R-R间隔百分比(也可以更具体地称为“感测不足/AV传导阻滞百分比”)量化了窗口内的R波感测不足和/或AV传导阻滞的发生率。

此外，从(被包括在导致潜在的AF检测的窗口中的)R-R间隔的有序列表中移除识别出的假R-R间隔(由于R波感测不足和/或AV传导阻滞)，由此产生R-R间隔的经校正的列表。基于R-R间隔的经校正的列表，计算中位数间隔-间隔％差(使用上述等式％差＝100×|r–round(r)|/round(r))，由此产生“经校正的间隔可变性。”

最终，如果满足以下准则，那么整个窗口被分类(又称为被标记)为假阳性AF检测(由于R波感测不足和/或AV传导阻滞)：(1)“感测不足/AV传导阻滞百分比”大于指定的假检测阈值(例如，大于5％)，该准则确保存在足够数量的与检测不足/AV传导阻滞相关的假R-R间隔，使得它们可能已经影响了AF检测；以及(2)“经校正的间隔可变性”小于指定的可变性阈值(例如，<5％)。注意，在实际AF期间，如果一些间隔随机地类似于相邻的R-R间隔的整数倍，那么它们可以仍被标记为假R-R间隔(由于R波感测不足和/或AV传导阻滞)。这第二个准则用于识别在假R-R间隔(由于R波感测不足和/或AV传导阻滞)被移除之后何时节奏稳定。

上面参考图1-3描述的导致潜在的AF检测的示例窗口与20.0％的“感测不足/AV传导阻滞百分比”和3.4％的“经校正的间隔可变性”相关联，因此满足上述准则即可被标记为假AF检测。

下面参考可以被统称为图4的图4A和4B中的高层流程图描述以上概述的实施例的附加细节。更具体而言，图4被用于总结用于改善R-R间隔检测特异性和心律不齐发作(例如，AF发作)检测特异性的本技术的某些方法。可以响应于检测到潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)而触发这种方法。换句话说，参考图4中的高级流程图总结的方法可以被用于识别由于R波感测不足和/或AV传导阻滞引起的假R-R间隔以及检测假阳性心律不齐检测。

参考图4A，步骤402涉及获得在致使潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)的检测的窗口内的、R-R间隔的有序列表，其中每个R-R间隔具有相应的持续时间。可以例如通过识别EGM或ECG片段内的R波并确定连续的R波之间的间隔来获得R-R间隔的有序列表，由此产生R-R间隔的有序列表。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，可以在EGM或ECG片段内识别这样的R波。其他变化也是可能的并且在本文描述的实施例的范围内。例如，可以可替代地或附加地使用R波或QRS复合波形态模板来识别R波。

在步骤402获得的R-R间隔的有序列表将优选地仅包括真R-R间隔。但是，由于R波感测不足和/或AV传导阻滞，在步骤402获得的间隔的有序列表还可能包括一个或多个假R-R间隔。换句话说，除了包括真R-R间隔外，被包括在致使潜在的心律不齐发作(又称为“心律不齐触发”)(例如，潜在的AF发作(又称为“AF触发”))的检测的窗口中的、R-R间隔的有序列表还可以包括一个或多个可能存在的假R-R间隔，例如，如果R波感测不足(即，存在但未被检测到)和/或如果患者经历导致一个或多个错过的R波的AV传导阻滞。为了最大化参考图4A总结的方法的特异性，可以在步骤402先前、作为步骤402的一部分或在步骤402和下一步骤404之间执行一种或多种用于识别和移除或以其他方式补偿其他类型的假R-R间隔的技术。

步骤404涉及(从在步骤402获得的R-R间隔的有序列表中)选择R-R间隔进行分析。(对于间隔的有序列表)第一次执行步骤404，可以选择有序列表中的第一R-R间隔。(对于间隔的有序列表)第二次执行步骤404，可以选择有序列表中的第二R-R间隔，以此类推。

在步骤406处，确定(在步骤404中选择的用于分析的)R-R间隔是间隔的有序列表中的最前M个或最后M个R-R间隔之一(例如，M＝3)。如果所选择的间隔是列表中的最前M个或最后M个R-R间隔之一(即，如果对于步骤406处的确定的答案为“是”)，那么流程进行到步骤420(从而跳过步骤408至418)。如果所选择的间隔不是列表中的最前M个或最后M个R-R间隔之一(即，如果对于步骤406的确定的答案为“否”)，那么流程进行到步骤408。

在步骤408处，确定(在步骤404中选择的用于分析的)R-R间隔的持续时间是否大于指定的持续时间阈值，例如，大于600ms(即，与小于100bpm的HR相对应)。如上所述，这个准则确保了R-R间隔之间中途的P波或T波过度感测不会导致由于真R-R间隔是相邻的R-R间隔的持续时间的两倍而将真R-R间隔标记为假R-R间隔。在步骤408处使用的特定持续时间阈值可以是特定于患者的和/或可以是特定于心律不齐的。更具体而言，可以将不同的持续时间阈值用于不同类型的心律不齐。例如，在检测到的心律不齐是心动过缓的情况下可以使用第一持续时间阈值，在检测到的心律不齐是心动过速的情况下可以使用第二持续时间阈值，在检测到的心律不齐是AF的情况下可以使用第三持续时间阈值，在检测到的心律不齐是VF的情况下可以使用第四持续时间阈值，等等。

在步骤410处，对于被分析的R-R间隔，相对于N个相邻的R-R间隔(例如，紧接在前的M个间隔和紧接在后的M个间隔)中的每一个，或者更一般地，相对于N个相邻的R-R间隔的集合中的每个R-R间隔，计算比率(“r”)，其中N至少为6，并且M至少为3。步骤410的结果是比率集合。

步骤412涉及从比率集合中移除在舍入到其最近的整数时舍入到小于二的任何比率。换句话说，从该集合中移除值小于1.5的(比率集合中的)任何比率，因为其在被舍入到最近的整数时会舍入到一，这小于二。

步骤414涉及确定(在步骤404中选择的用于分析的)R-R间隔的持续时间与其在步骤412处未移除的N个相邻的R-R间隔的持续时间之间的差的指标。在某些实施例中，被分析的R-R间隔与其(在步骤412处未移除的)相邻的R-R间隔之间的差的指标是使用以下等式计算的百分比差：

％差＝100×|r–round(r)|/round(r)

其中，

r是被分析的R-R间隔相对于相邻的R-R间隔的比率，并且

round(r)是舍入到最近的整数的、计算出的比率。

步骤416涉及确定集合中的至少指定数量X个比率的％差(或更一般地，差的指标)是否小于指定的差阈值(例如，<10％)。这个准则确保了所讨论的间隔合理地接近其相邻的R-R间隔中的至少X个间隔的整数倍，其中该整数倍至少为2，并且其中X是至少为1的指定整数。如果在步骤416处的确定为“是”，那么流程进行到步骤418并且被分析的R-R间隔被分类为与R波感测不足或AV传导阻滞相关联的假R-R间隔。如果对步骤416处的确定的答案为“否”，那么流程进行到步骤420。仍然参考步骤416，如上所述，取决于临床需要，最小百分比差阈值可以是可编程的。类似地，取决于临床需要，X的值可以是可编程的。例如，如果心律不齐(例如，AF)敏感性重要，那么指定的差阈值可以是10％，并且X的值可以是1；或者，如果特异性比敏感性更重要，那么指定的差阈值可以是15％，并且X的值可以是2。在步骤416处使用的特定差阈值和/或X的值可以特定于患者，和/或可以特定于心律不齐。更具体而言，不同的差阈值和/或X的值可以被用于不同类型的心律不齐。例如，在检测到的心律不齐是心动过缓的情况下，可以使用第一差阈值和第一X的值，在检测到的心律不齐是心动过速的情况下，可以使用第二差阈值和第二X的值，在检测到的心律不齐是AF的情况下，可以使用第三差阈值和第三X的值，等等。

在步骤420处，确定在(步骤402处获得的)R-R间隔的有序列表中是否存在要分析的任何附加R-R间隔。如果对于步骤420的答案为“是”，那么流程返回到步骤404并且选择(在步骤402处获得的)列表中的下一个R-R间隔以进行分析。以这种方式，重复步骤404到420，直到对于步骤420的确定的答案为“否”为止，此时流程转到图4B中的步骤422。

参考图4B，在步骤422处，确定致使潜在的心律不齐发作的检测的窗口中有多少百分比的R-R间隔被分类为与R波感测不足或AV传导阻滞中的至少一个相关联。例如，如果在致使潜在的心律不齐发作的检测的窗口中有40个R-R间隔并且那些R-R间隔中的10个R-R间隔被分类为与R波感测不足或AV传导阻滞中的至少一个相关联，那么步骤422的结果将是25％。在步骤422处确定的百分比也可以被称为R波感测不足/阻滞百分比。

在步骤424处，对于(在致使潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)的检测的窗口中的)未被分类为与R波感测不足或AV传导阻滞中的至少一个相关联的那些R-R间隔，确定中位数R-R间隔与R-R间隔百分比差。继续以上示例，在40个R-R间隔中的10个R-R间隔被分类为与R波感测不足或AV传导阻滞中的至少一个相关联的情况下，在步骤424处，对于(未分类为与R波感测不足/阻滞相关联的)剩余的30个R-R间隔，确定中位数R-R间隔与R-R间隔百分比差。这将涉及确定第一与第二R-R间隔之间、第二与第三R-R间隔之间、第三与第四R-R间隔之间、……、第29与第30R-R间隔之间的％差，由此产生29个单独的％差，或者更一般地有Z-1个单独的％差(其中Z是窗口内有多少个R-R间隔未被分类为与R波感测不足/阻滞相关联)。为了找到Z-1个单独的％差(例如，29个单独的％差)的中位数，可以按照从最小到最大的次序排列这些％差，并且中位数是集合中途的值，即，最中间的值。根据具体实施方式，如果数据集中有偶数个值，那么可以通过确定两个最中间的数字的均值(平均值)或者选择两个最中间的数字中的一个来确定中位数。此处的想法是，与“真”R波相关联的R-R间隔应当相对一致并且当患者未经历实际的心律不齐发作(例如，实际的AF发作)时不应当有剧烈变化。如果剩余的R-R间隔(即，与R波感测不足/阻滞不相关联的间隔)不是相对一致且剧烈变化，那么指示患者可能经历了实际的心律不齐发作(例如，实际的AF发作)。

在步骤426处，确定(在致使潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)的检测的窗口中的)未被分类为与R波感测不足或AV传导阻滞(又称为R波感测不足/阻滞)中的至少一个相关联的那些R-R间隔的中位数R-R间隔。

在步骤428处，确定(在步骤426处确定的)中位数R-R间隔是否大于或等于指定的持续时间阈值，诸如0.5秒。这等效于确定患者的中位数心率(HR)(与在致使潜在的心律不齐发作的检测的窗口中的、未被分类为与R波感测不足/阻滞相关联的R-R间隔相对应)小于或等于指定的HR阈值，例如120次每分钟(bpm)。如果对于步骤428处的确定的答案为“是”，那么流程进行到步骤430。如果对于步骤430处的确定的答案为“否”，那么流程进行到步骤434。

在步骤430处，确定(在步骤422确定的)R波感测不足/阻滞百分比是否大于第一指定的百分比阈值，例如，>5％。这个准则被用于确定是否有足够的R波被分类为与R波感测不足/阻滞相关联，使得使它们可能影响了初始心律不齐检测/触发(例如，初始AF检测/触发)。如果对于步骤430的确定的答案为“是”，那么流程进行到步骤432。

在步骤432处，确定(在步骤424确定的)中位数R-R间隔与R-R间隔％差是否小于第一中位数百分比差阈值，例如，<7.5％。这个准则被用于确定与“真”R波相关联的(即，与R波感测不足/传导阻滞不相关联的)R-R间隔是否相对一致且没有剧烈变化，这指示患者没有经历实际的AF或VF发作。用另一种方式解释，在实际AF或VF期间，如果一些R-R间隔随机地类似于相邻的R-R间隔的整数倍，那么这些R-R间隔仍可以被分类为与R波感测不足/阻滞相关联。这个准则检查在没有这些R波感测不足/阻滞相关的R-R间隔的情况下节奏是否稳定。如果对于步骤432处的确定的答案为“是”，那么流程进行到步骤438。在步骤438处，潜在的AF或VF发作被分类为假阳性检测。用另一种方式解释，在步骤438处，AF或VF触发或对潜在的AF或VF发作的检测被拒绝。步骤430和432的次序可以颠倒。类似地，可以重新排列步骤422、424和426的次序。

如果对于步骤430或432中任一个的答案为“否”，那么流程进行到步骤440。在步骤440处，可以将潜在的心律不齐发作分类为真心律不齐发作，或者可以增加潜在的心律不齐发作实际上是真心律不齐发作的置信度水平或概率，或者可以使用一种或多种另外的心律不齐鉴别器(discriminator)来确定潜在的心律不齐检测应当被分类为真阳性还是假阳性心律不齐检测。

返回去参考步骤428，如果对于步骤428处的确定的答案为“否”，那么流程进行到步骤434。在步骤434处，确定(在步骤422处确定的)R波感测不足/阻滞百分比是否大于第二指定百分比阈值，例如，>2.5％，其小于在步骤430处使用的第一指定百分比阈值。如果对于步骤434处的确定的答案为“是”，那么流程进行到步骤436。

在步骤436处，确定(在步骤424处确定的)中位数R-R间隔与R-R间隔％差是否小于第二中位数百分比差阈值，例如，<5％，其小于在步骤432处使用的第一中位数百分比差阈值。如果对于步骤436处的确定的答案为“是”，那么流程进行到步骤438，在该步骤处将潜在的心律不齐(例如，AF或VF)发作分类为假阳性检测。步骤434和436的次序可以颠倒。

如果对于步骤434或436中任一个的答案为“否”，那么流程进行到步骤440。如上所述，在步骤440处，可以将潜在的心律不齐发作分类为真心律不齐发作，或者可以增加潜在的心律不齐发作实际上是真心律不齐发作的置信度水平或概率，或者可以使用一种或多种另外的心律不齐鉴别器来确定潜在的心律不齐检测应当被分类为真阳性还是假阳性心律不齐检测。

在图4B中右侧的分支(包括步骤434和436)中使用的阈值低于在图4B左侧的分支(包括步骤430和432)中使用的相应阈值。这是为了应对，如果对于步骤428处的确定的答案为“否”，那么潜在的心律不齐检测为假阳性的可能性较小。更具体而言，在步骤434处使用的第二指定百分比阈值(例如，2.5％)小于在步骤430处使用的第一指定百分比阈值(例如，5％)，以应对以下事实：(首先用于检测潜在的AF或VF发作的)AF或VF检测算法在较高的心率下可能具有更高的灵敏度并且可以通过少数几个感测不足/阻滞的R波被容易地触发。此外，在步骤436处使用的第二中位数百分比差阈值(例如，5％)小于在步骤432处使用的第一中位数百分比差阈值(例如，7.5％)，以便在将更快节奏标记为与R波感测不足/传导阻滞相关联时更加保守，这是因为快节奏更可能真正地是AF或VF。

如从流程图可以认识到的，步骤428和右侧的分支(包括步骤434和436)使得，与较低的HR(即，较长的R-R间隔)相比，对于较高的心率(HR)可以使用不同的阈值。在替代实施例中，消除了步骤428和右侧的分支(包括步骤434和436)，在这种情况下，流程将直接从步骤426进行到步骤430。在这样的替代实施例中，相同的阈值将被用于低HR和高HR两者(即，用于长R-R间隔和短R-R间隔两者)。

上面参考图4总结的各个步骤中使用了各种值和阈值，可以调整这些值和/或阈值以增加或降低R波感测不足识别的灵敏度和/或增加或降低心律不齐发作检测拒绝的灵敏度(即，当确定心律不齐发作的检测是否为假阳性检测时)。灵敏度的增加通常导致特异性降低，而灵敏度的降低通常导致特异性的增加。灵敏度与特异性之间的期望平衡可以是特定于患者的和/或特定于心律不齐的。根据某些实施例，存在为了与多种不同类型的心律不齐中的每一种心律不齐一起使用而指定的值和阈值的不同相应集合。在心律不齐可能危及生命的情况下(诸如VF)，可以将值和阈值的集合定义为具有低灵敏度，从而避免拒绝或忽略可能危及生命的发作并保留适当的疗法(诸如除颤电击)。可以增加在步骤416处使用的X的值以减小R波感测不足的灵敏度，或者可以减小在步骤416处使用的X的值以增加R波感测不足的灵敏度。对于另一示例，可以增加在步骤416处使用的差阈值以增加R波感测不足识别的灵敏度(从而允许百分比差具有更大的误差裕度)，或者可以降低在步骤416处使用的差阈值以减小R波感测不足识别的灵敏度。可以增加在步骤430和/或434处使用的(一个或多个)百分比阈值以降低心律不齐发作拒绝的灵敏度，或者可以减小在步骤430和/或434处使用的(一个或多个)百分比阈值以增加心律不齐发作拒绝的灵敏度。注意的是，术语“减小”和“降低”在本文中可互换使用。

根据某些实施例，IMD可以响应于检测到AF发作(或某种其他类型的心律不齐发作)而执行以上参考图4描述的方法。在响应于心律不齐触发(例如，AF触发)而执行以上参考图4(包括图4A和4B)总结的步骤的情况下，取决于检测到的潜在的心律不齐的具体类型，可以跳过其中一些步骤。例如，步骤424、426和428(以及包括步骤434和436的右侧分支)在检测到的潜在的心律不齐发作的类型为AF或VF时非常有帮助，在这种情况下，如果心律不齐检测是真阳性检测，那么R-R间隔应当有相对高的可变性。当与其他类型的心律不齐(诸如心动过缓或心动过速)一起使用时，流程可以从步骤422跳到步骤430(即，可以跳过步骤424、426和428，并且不需要步骤434和436)。因而，在步骤422和424之间可以存在确定步骤(未示出)，该确定步骤确定心律不齐触发是否是AF或VF触发。如果对于该确定的答案为“是”，那么流程将进行到步骤424，而如果对于该确定的答案为“否”，那么流程将跳到步骤430。

根据某些实施例，IMD可以响应于检测到AF发作(或某种其他类型的心律不齐发作)而执行以上参考图4描述的方法。心律不齐发作的检测也可以被称为心律不齐触发，例如，AF发作的检测也可以被称为AF触发。这种IMD可以被配置为将与由IMD检测到的AF发作(或其他类型的心律不齐发作)对应的数据传输到通信地耦合到患者护理网络的外部设备。在某些这样的实施例中，IMD不(被阻止)(向通信地耦合到患者护理网络的外部设备)传输与由IMD检测到但之后被IMD确定为假阳性检测的AF发作(或其他类型的心律不齐发作)相对应的数据。IMD也可以被配置为允许在存储器中覆写与由IMD检测到但之后被IMD确定为假阳性检测的、潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)相对应的数据。可替代地，IMD可以阻止将与由IMD检测到但之后被IMD确定为假阳性检测的、潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)相对应的数据存储在存储器中。

根据某些实施例，执行以上参考图4描述的方法的医疗设备(例如，IMD)可以基于从EGM或ECG的片段中识别出的R-R间隔来监视患者的HR，并且医疗设备可以基于该方法的结果来确定所监视的HR是否由于过度感测而不准确，并且因此应忽略或重新计算HR。例如，如果被分类为与R波感测不足/AV传导阻滞相关联的至少指定数量的R-R间隔超过对应的阈值，那么医疗设备可以得出结论：基于感测的间隔所确定的HR不准确并且不应当被使用，或应当被重新计算。

测试了上述本技术的实施例的实施方式，以确定是否可以使用本技术并将其扩展到什么程度以减少假阳性AF检测的报告。与(由Confirm Rx^TMICM检测到的)大量检测到的AF发作相对应的EGM片段被手动判定为“真”或者“假”阳性AF检测。在大量发作当中，大约百分之25被判定为真AF发作(即，为真阳性)，而其余大约百分之75被判定为非AF发作(即，为假阳性)。使用以上参考图4总结的本技术的实施例，在真AF发作当中，不到百分之1被不正确地分类(又称为“被标记”)为假阳性检测。使用以上参考图4总结的本技术的实施例，在假AF发作当中，几乎百分之50被正确地分类(又称为“被标记”)为假阳性检测。

保守地选择了本文描述的示例阈值，以限制由于R波感测/阻滞而被不正确地分类为假检测的真AF发作的数量。但是，本文描述的实施例的基本逻辑可以扩展到超出以上限制。可以针对窄患者群体、更广泛的患者群体或针对个别患者更系统地优化每个阈值的具体值。因而，本文描述的本技术的实施例不应当限于与本文描述的示例阈值一起使用。如上面所解释的，根据某些实施例，可以存在为了与多种不同类型的心律不齐中的每一种心律不齐一起使用而指定的值和阈值的不同相应集合。

图5的高级流程图被用于总结由监视心脏活动的设备或系统使用的某些方法，其中此类方法可以被用于识别假R-R间隔和/或假心律不齐检测(例如，假AF检测)。上面参考图4总结的实施例是参考图5总结的方法的具体实施方式。

参考图5，步骤502涉及获得R-R间隔的集合的信息，其中每个R-R间隔具有相应的持续时间，并且每个R-R间隔可能是真R-R间隔或假R-R间隔。例如，这种R-R间隔的集合可以是致使潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)的检测的窗口(例如，30秒窗口)内的R-R间隔，但是不限于此。这个集合应当包括至少三个R-R间隔，但是将可能包括更多的R-R间隔，例如，至少二十个R-R间隔，但不限于此。

步骤504涉及选择R-R间隔进行分析。步骤506涉及确定R-R间隔的持续时间是否大于第一指定阈值(例如，600ms)，并且步骤508涉及确定R-R间隔的持续时间是否在第二指定阈值(例如，10％)内，该第二指定阈值作为获得其信息的至少X个其他R-R间隔的整数倍，其中该整数倍至少为2，并且其中X为1或更大的指定整数。步骤510涉及响应于R-R间隔的持续时间大于第一指定阈值(例如，600ms)并且R-R间隔的持续时间作为获得其信息的至少X个其他R-R间隔的整数倍在第二指定阈值(例如，10％)内而将R-R间隔之一分类为假R-R间隔。在步骤512处，确定是否存在要分析的附加R-R间隔。如果对于步骤512处的确定的答案为“是”，那么流程返回到步骤504。例如，如果至少指定百分比或数量的R-R间隔被分类为假R-R间隔，和/或如果在移除假R-R间隔之后，剩余的R-R间隔的可变性和/或其他特性指示潜在的心律不齐发作(例如，潜在的AF发作)实际上是真心律不齐发作(例如，真AF发作)，在可选步骤514处，确定是否将潜在的AF发作(或其他类型的心律不齐发作)分类为假检测。

根据某些实施例，在步骤502和504之间，基于R-R间隔的持续时间将集合中的R-R间隔分组为两个或更多个组，使得在彼此的第三指定阈值内(例如，在15％内)的R-R间隔被分组为同一组，并且包括最大数量的R-R间隔的组被分类为主导组。在这样的实施例中，在步骤508的实例处使用的组中的其他R-R间隔是在主导组内的R-R间隔，这些R-R间隔最有可能是真R-R间隔。这种分组可以产生直方图，诸如图6中所示的直方图。参考图6，其中所示的示例直方图602包括多个区间604a、604b、604c、604d，每个区间与在彼此的第三指定阈值(例如，15％或20％)内的R-R间隔对应。使用这种直方图，可以通过识别其中具有最大数量的R-R间隔的区间之一来识别主导组606。可以假定在主导组内的R-R间隔是真R-R间隔。因而，在某些实施例中，在(图5中的)步骤504的实例下，可以仅选择不在主导组中的R-R间隔进行分析。除非另有说明，否则当在步骤504的实例处选择R-R间隔时，不需要以任何特定次序来选择R-R间隔。

上面参考图5总结的各个步骤中使用了各种值和阈值，可以调整这些值和/或阈值以增加或降低R波感测不足识别的灵敏度和/或增加或降低心律不齐发作检测拒绝的灵敏度(即，当确定心律不齐发作的检测是否为假阳性检测时)。

本文描述的本技术的实施例可以与各种类型的IMD一起使用，包括但不限于插入式心脏监视器(ICM)、附接有一根或多根引线的心脏起搏器、无引线心脏起搏器(LCP)，或植入式心脏复律除颤器(ICD)。这种ICD可以是经血管ICD，或者可以是非血管ICD，其中非血管ICD可以是皮下(SubQ)ICD。在通过ICM实现本技术的实施例的情况下，例如，可以使用这样的实施例，以减少从ICM传输到患者护理网络以供临床医生回顾的假阳性AF检测的数量。这是有益的，因为假阳性AF检测是非常不期望的，这是由于通过大量临床上不相关的AF发作进行分类的负担可以既费时又昂贵。在ICD或与ICD通信的IMD使用本技术的实施例的情况下，这样的实施例可以减少响应于假阳性AF检测而递送除颤电击的频率。这是有益的，因为除颤电击通常是痛苦的，并且响应于假阳性AF检测而递送这样的电击使患者遭受不必要的电击并且会过早耗尽电池中存储的能量。

根据本技术的某些实施例，响应于检测到潜在的心动过缓发作或潜在的心脏停顿发作，执行以上参考图4和5总结的技术之一，以确定潜在的心律不齐发作检测是否潜在地是由AV传导阻滞造成的。换句话说，本文描述的本技术的实施例可以被用于识别潜在的AV传导阻滞。当用于检测潜在的AV传导阻滞时，应当跳过步骤424、426和428(以及包括步骤434和436的右侧分支)。单独这种实施例将无法将R波感测不足与AV传导阻滞区分开，但是这种实施例可以被用作用以识别潜在的AV传导阻滞的第一阶段筛选，然后另一种已知的或将来开发的技术(诸如基于EGM的技术)可以被用于确定是否实际发生了AV传导阻滞。被用于确定是否实际发生了AV传导阻滞的这种基于EGM的技术可以寻找PR间隔中的异常，和/或分析P波与QRS复合波之间的关系，但不限于此。

上面参考图4和5总结的本技术的实施例可以被用于确认或拒绝对潜在的心律不齐发作的检测。换句话说，这样的实施例可以被用于将假阳性心律不齐检测与真阳性心律不齐检测区分开。此外，或者可替代地，本文描述的本技术的实施例可以首先被用于帮助更准确地检测心律不齐发作。更具体而言，可以结合一种或多种心律不齐检测技术连续地执行本文描述的技术之一。换句话说，本文描述的技术之一可以实时地或接近实时地与一种或多种心律不齐检测技术交互，而不是一直等到心律不齐触发(例如，AF触发)来执行本文参考图4和5描述的技术之一。例如，假设心律不齐检测算法正在触发AF检测，并且本文描述的技术之一识别出实质性的R波感测不足或AV传导阻滞。响应于此，可以适当地调整心律不齐检测技术中的AF触发准则，或者可以响应于确定正在分析的R-R间隔由于R波过度感测或AV传导阻滞而不正确来停止执行心律不齐检测技术。其他变化也是可能的并且在本文描述的实施例的范围内。图7示出了根据本技术的某些实施例的被植入患者体内的IMD的一个实施例的框图。IMD 701可以被实现为全功能的双心室起搏器和除颤器，配备有心房和心室感测和起搏电路两者，用于四腔感测和刺激疗法(包括起搏和电击治疗两者)。可选地，IMD701可以提供全功能心脏再同步疗法。可替代地，可以用减少的功能和组件集合来实现IMD701。例如，例如，如果IMD是ICM，那么可以在不具有起搏的情况下实现IMD。IMD 701可以耦合到一根或多根引线，以进行单腔或多腔起搏和/或感测。可替代地，IMD 701可以是LCP，其包括位于IMD 701的壳体700上或非常接近壳体700的电极。

IMD 701具有用以容纳电子/计算组件的壳体700。可以可编程地选择壳体700(其常常被称为“罐”、“箱”、“外壳”或“外壳电极”)以充当某些刺激模式的返回电极。壳体700还可以包括具有多个端子702、704、706、708和710的连接器(未示出)。端子可以连接到位于壳体700上的各个位置的电极(也由附图标记702、704、706、708和710表示)，或者连接到位于引线上的电极。IMD 701包括可编程微控制器720，该可编程微控制器720控制IMD 701的各种操作，包括心脏监视和/或刺激疗法。微控制器720包括微处理器(或等效的控制电路)、RAM和/或ROM存储器、逻辑和定时电路、状态机电路以及I/O电路。

IMD 701还包括脉冲发生器722，该脉冲发生器722生成刺激脉冲和通信脉冲，以通过与其耦合的一个或多个电极进行递送。脉冲发生器722由微控制器720经由控制信号724来控制。脉冲发生器722可以经由电极配置开关726耦合到(一个或多个)选择电极，该电极配置开关726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，由此促进电极可编程性。开关726由来自微控制器720的控制信号728控制。

在图7的实施例中，图示了单个脉冲发生器722。可选地，IMD可以包括类似于脉冲发生器722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720控制以将选择的(一个或多个)刺激脉冲递送到对应的一个或多个电极。

微控制器720被示为包括定时控制电路732，以控制刺激脉冲的定时(例如，起搏速率、房室(AV)延迟、心房传导间(A-A)延迟或心室传导间(V-V)延迟等)。定时控制电路732还可以被用于不应期、消隐间隔、噪声检测窗口、诱发的响应窗口、警报间隔、标记通道定时等的定时。微控制器720还具有用于检测心律不齐状况的心律不齐检测器734和形态检测器736。虽然未示出，但是微控制器720还可以包括有助于监视患者的心脏的各种状况并管理起搏疗法的其他专用电路和/或固件/软件组件。微控制器720还被示为包括假R-R间隔检测器740，其可以被用于执行以上参考图1-6描述的本技术的实施例。假R-R间隔检测器740可以更一般地使用硬件、软件、固件和/或其组合来实现。微控制器可以包括处理器。微控制器和/或其处理器可以被用于执行本文描述的本技术的方法。

IMD 701还可以配备有通信调制解调器(调制器/解调器)，以启用与远程从(slave)起搏单元进行的无线通信。调制解调器可以包括一个或多个发送器和两个或更多个接收器。在一种实施方式中，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一对电极之间的传导通信来传输植入到植入(i2i)消息和其他信号。这种调制解调器可以在硬件中被实现为微控制器720的一部分，或者被实现为被编程到微控制器720中并由其执行的软件/固件指令。可替代地，调制解调器可以作为独立组件与微控制器分开放置。

IMD 701包括感测电路744，该感测电路744通过开关726选择性地耦合到执行感测操作的一个或多个电极，以检测心脏的右心室中的心脏活动的存在。感测电路744可以包括专用的感测放大器、多路复用的放大器或共享的放大器。它还可以采用一个或多个具有可编程的增益和/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。自动增益控制使单元能够感测心房颤动的低幅度信号特点。开关726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来编程感测极性。

感测电路744的输出连接到微控制器720，微控制器720进而响应于心脏活动的存在或不存在而触发或抑制脉冲发生器722。感测电路744从微控制器720接收控制信号746，用于控制增益、阈值、极化电荷移除电路(未示出)以及耦合到感测电路的输入的任何分块电路(未示出)的定时的目的。

在图7的实施例中，图示了单个感测电路744。可选地，IMD可以包括类似于感测电路744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720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744可以以单极感测配置或以双极感测配置进行操作。

IMD 701还包括模数(A/D)数据采集系统(DAS)750，该数据采集系统(DAS)750经由开关726耦合到一个或多个电极，以跨任何一对期望电极对来采样心脏信号。数据采集系统750被配置为采集心内电描记图信号、将未加工的模拟数据转换成数字数据，并存储数字数据以供以后处理和/或遥测传输到外部设备754(例如，编程器、本地收发器或诊断系统分析器)。数据采集系统750由来自微控制器720的控制信号756控制。

微控制器720通过合适的数据/地址总线耦合到存储器760。由微控制器720使用的可编程的操作参数被存储在存储器760中并被用于定制IMD 701的操作以适合特定患者的需求。这样的操作参数定义例如起搏脉冲幅度、脉冲持续时间、电极极性、速率、灵敏度、自动化特征、心律不齐检测准则，以及在疗法的每个相应层内要递送到患者的心脏的每个电击脉冲的幅度、波形和向量。

IMD 701的操作参数可以通过经由通信链路766与外部设备754进行遥测通信的遥测电路764被无创地编程到存储器760中。遥测电路764允许通过通信链路766将与IMD 701的操作相关的心内电描记图和状态信息(包含在微控制器720或存储器760中)发送到外部设备754。

IMD 701还可以包括耦合到微控制器720的磁检测电路(未示出)，以检测何时磁体被放置在单元上方。磁体可以被临床医生用来执行IMD 701的各种测试功能和/或向微控制器720发信号通知外部设备754就位以通过遥测电路764从微控制器720接收数据或向微控制器720传输数据。

IMD 701还可以包括一个或多个生理传感器770。这样的传感器通常被称为“速率响应”传感器，因为它们通常被用于根据患者的锻炼状态来调整起搏刺激速率。但是，(一个或多个)生理传感器770还可以被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昼夜改变(例如，检测睡眠和唤醒状态)。由(一个或多个)生理传感器770生成的信号被传递到微控制器720以进行分析。微控制器720通过调整给予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)进行响应。虽然被示出为包括在IMD 701内，但是一个或多个生理传感器770可以在IMD 701的外部，但仍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、血液的pH值、心室梯度、活动、位置/姿势、分钟通气(MV)等的传感器。

电池772为IMD 701中的所有组件提供操作电力。电池772优选地能够长时间以低电流消耗进行操作，并且当患者需要电击脉冲(例如，在2V以上的电压下超过2A，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772还期望地具有可预测的放电特点，因此可以检测到选择性的更换时间。作为一个示例，IMD 701使用锂/银钒氧化物电池。

IMD 701还包括阻抗测量电路774，它可以被用于许多方面，包括：在急性和慢性阶段期间进行引线阻抗监视，以正确定位引线或变位；检测可操作的电极并在发生变位时自动切换到可操作的对；测量呼吸或分钟通气量；测量胸腔阻抗以确定电击阈值；检测设备何时被植入；测量心搏量；以及检测心脏瓣膜的打开；等等。阻抗测量电路774耦合到开关726，使得可以使用任何期望的电极。在这个实施例中，IMD 701还包括通过数据/地址总线782耦合到微控制器720的电击电路780。

上述本技术的实施例主要被描述为与植入式医疗设备或系统一起使用，该植入式医疗设备或系统基于R-R间隔来监视HR和/或一种或多种类型的心律不齐发作，如上所述，该R-R间隔可以是例如真R-R间隔或假(例如，过度感测的)R-R间隔。可替代地，本技术的这样的实施例可以与非植入式设备或系统(又称为外部设备或系统)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被用于基于R-R间隔来监视HR和/或监视一种或多种类型的心律不齐发作。更具体而言，这样的实施例可以可替代地与用户可穿戴设备(诸如腕戴设备)或被设计为可穿戴在人的身体的除手腕以外的一个或多个其他部分上(例如，在脚踝、上臂或胸部上)的用户可穿戴设备一起使用，或由其实现，但不限于此。这种用户可穿戴设备可以包括：电极，其被配置为接触人的皮肤；感测电路，其耦合到电极并被配置为获得指示患者心脏的电活动的信号；以及处理器或控制器中的至少一个，其被配置为执行上述算法中的一个或多个。这种用户可穿戴设备(或更一般地，外部设备或系统)可以监视AF和/或其他类型的(一种或多种)心律不齐，并确定何时存在假阳性检测。此外，或者可替代地，这种用户可穿戴设备(或更一般地，外部设备或系统)可以监视人的HR并确定何时由于过度感测而导致HR的测量值可能不准确。用户可穿戴设备既可以获得指示患者心脏的电活动的信号，又可以基于从获得的信号中获得的R-R间隔来监视人的HR和/或(一种或多种)心律不齐。可替代地，用户可穿戴设备可以通信地耦合到另一外部设备(诸如智能电话或平板计算机)，并且该另一外部设备可以从用户可穿戴设备获得信号并基于R-R间隔来监视人的HR和/或(一种或多种)心律不齐。用户可穿戴设备或其他外部设备或系统可以确定何时可以存在假阳性和/或何时由于过度感测而导致测得的HR不准确。这种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。

应该理解的是，本文描述的主题在其应用中不限于本文的描述中阐述或在附图中示出的组件的构造和布置细节。本文描述的主题能够具有其他实施例并且能够以各种方式被实践或执行。而且，应该理解的是，本文所使用的措词和术语是出于描述的目的，并且不应当被认为是限制。“包括”、“包含”或“具有”及其变体的使用意在涵盖其后列出的项目以及其等同物以及附加项目。另外，应该注意的是，除非另有说明，否则如本文所使用的术语“基于”应当被解释为是指至少部分地基于，意味着可以存在一个或多个根据其做出决定的附加因素。例如，如果决定是基于比较的结果，那么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。

上面已经借助于说明指定功能的性能及其关系的功能构建块描述了本技术的实施例。为了便于描述，本文常常定义了这些功能构建块的边界。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内。例如，将有可能组合或分离图4和5中所示的步骤中的一些。还将有可能仅执行步骤的子集，例如仅执行步骤404-420，以便确定R-R间隔的组或集合内的一个或多个R-R间隔是否是(一个或多个)假R-R间隔，或更具体而言，与R波感测不足或AV传导阻滞相关联的(一个或多个)R-R间隔。对于另一示例，有可能改变图7中所示的一些块的边界。

应该理解的是，以上描述旨在是说明性的，而不是限制性的。例如，上述实施例(和/或其方面)可以彼此组合使用。此外，在不脱离本发明范围的情况下，可以做出许多修改以适应本技术的实施例的教导的特定情况或材料。虽然本文描述的维度、材料的类型和涂层旨在定义本技术的实施例的参数，但它们绝不是限制性的，而是示例性实施例。在回顾以上描述之后，许多其他实施例对于本领域技术人员将是显而易见的。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些权利要求所赋予的等同物的全部范围来确定。在所附权利要求中，术语“包括(including)”和“其中(in which)”被用作相应术语“包括(comprising)”和“其中(wherein)”的普通英语等效词。而且，在以下权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标签，并且不旨在对其对象施加数值要求。另外，以下权利要求的限制不是以部件加功能的形式写的，也不旨在基于35U.S.C.§112(f)进行解释，除非这样的权利要求限制明确地使用短语“用于……的部件”，后接没有进一步结构的功能陈述。