具体实施方式

众所周知，在EGM或ECG中表示的每个心动周期通常包括P波，然后是QRS波群，然后是T波，QRS波群包括Q波、R波和S波。P波是由心房去极化引起的。紧随其后的是心房收缩，表现为心房压力的轻微上升，有助于心室的进一步充盈。心房收缩之后是心室去极化，如QRS波群所示，心室去极化启动心室收缩，导致心室压力升高，直到超过肺和主动脉舒张压，从而随着血液从心室排出时，导致前向流动。随后，如T波所示，心室复极化发生，这与心室松弛开始有关，在此过程中，前向流停止，心室内的压力降至心房内的压力以下，此时二尖瓣和三尖瓣打开，在舒张期开始被动充盈心室。术语EGM、EGM信号和EGM波形在此可互换使用。类似地，术语ECG、ECG信号和ECG波形在此可互换使用。ECG和EGM信号都是指示患者心脏电活动的信号。

R波通常是QRS波群中最大的波，并且通常通过将EGM或ECG的样本与R波阈值进行比较来识别它。可以基于EGM或ECG波形获得各种度量，包括R-R间隔的度量，其中R-R间隔是一对连续R波之间的持续时间或经过的时间。如上所述，在背景技术中，用于检测AF的通用技术基于R-R间隔可变性的度量。然而，由于各种原因，包括IMD相对于心脏的植入角度，动态变化的R波振幅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波感测阈值来纠正这一点。在其他情况下，P波和/或T波振幅超过R波感测阈值可能导致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，可以识别具有高可变性的假R-R间隔，从而导致对AF的错误检测。此外，如果在EGM或ECG信号中发现存在P波，ICM系统还具有另外的算法，可以拒绝AF的错误检测。在T波和/或P波过度感测的情况下，这些另外的算法不能在EGM/ECG信号中找到真实的P波片段，因此可能无法排除AF的错误检测。换言之，过度感测的P波和/或过度感测的T波可能导致假阳性AF检测。如在此使用的，术语过度感测的P波是指被错误识别为R波的P波。类似地，如在此使用的，术语过度感测的T波指的是被错误识别为R波的T波。在此使用的，术语感测不足的R波是指未被检测到的R波。如在此使用的，术语过度感测的R波是指被错误识别为R波的EGM或ECG的特征(例如，P波或T波)。

图1-图3示出了相同EGM 102的相同部分，并且包括指示P波、Q波、R波、S波和T波实际上位于EGM 102的该部分内的位置的标签。图1用于示出如何基于超过R波检测阈值112的EGM来检测真实的R波。图2用于示出P波如何被错误地检测为R波，这是由于P波过度感测，这可能导致未检测到真实的R波。此后，图3用于示出如何使用本技术的实施例将由于P波过度感测而被错误检测为R波的P波识别为假R波，这也可以允许识别最初未识别的真实的R波。

参照图1，如上所述，在此所示的EGM 102的部分包括指示P波、Q波、R波、S波和T波实际位于的位置的标签。图1中还示出了标记为112的虚线，其代表示例R波检测阈值。这样的R波检测阈值112可以用于检测R波，例如通过识别EGM 102何时越过R波检测阈值，但不限于此。换言之，可以基于EGM 102何时越过R波检测阈值112来检测在图1中所示的R波。(需要注意的是，除非另有说明，否则在此使用的术语“基于”应被解释为至少部分基于的含义，这意味着可以有一个或多个另外的因素来做出决定等。)

仍然参考图1，标记为114的点表示R波标记，在该示例中，该R波标记与由EGM 102对R波检测阈值112的超过一致。然而，R波标记114并不总是与EGM 102对R波检测阈值112的初始超过一致的情况。然而，通常的情况是，当正确地标记R波时，R波标记器114将标记紧接在前的Q波和R波的峰值之间的时间点，如图1中的情况。图1中还示出了R波标记114之后的示例性不应窗口(refractory window)116，其中，不应窗口116对应于一段时间，在此期间IMD因为刚检测到R波而不搜索或感测R波。在R波标记器114处开始的不应窗口116的示例持续时间在250毫秒到300毫秒(包括两端)的范围内。

现在参考图2，其中所示的EGM的部分与图1所示的部分相同，并且因此EGM的部分再次被标记为102。在图2中还示出了另一示例R波检测阈值212，其具有比在图1所示的R波检测阈值114更低的幅度。另外地，图2中示出了R波标记器214，其至少部分地由于P波的峰值大于R波检测阈值212而将P波的部分错误地标记为R波。在R波标记器214之后是不应窗口216，在此期间IMD不搜索或感测R波，因为刚检测到R波，尽管不正确。注意，在图2中，实际的R波在不应窗口216内。

现在参考图3，R波检测阈值212、R波标记器214和不应窗口216与在图2中的相同，并且因此它们被标记为与图2中的相同。图3中还示出了第一和第二窗口322、324，根据本发明的实施例，它们被用来确定检测到的R波(也称为检测到的潜在R波)实际上是假R波检测(也称为假阳性检测)。第一窗口322在与R波标记214一致的第一时间开始(或者更一般地，在潜在R波的标记处)，在第一时间之后的第二时间结束，并且具有第一持续时间。第一窗口的示例性持续时间是50毫秒，但是第一窗口的其他持续时间在20毫秒到100毫秒的范围内(包括两端)也是可能的，并且在此描述的实施例的范围内。第二窗口324开始于第一窗口322的末端(即，在第二时间)，在第二次之后的第三时间结束，并且具有至少是第一持续时间的两倍的第二持续时间。第二窗口的示例性持续时间是200毫秒，但是第二窗口的其他持续时间在150毫秒到350毫秒的范围内(包括两端)也是可能的，并且在此描述的实施例的范围内。第二窗口的持续时间(也称为第二持续时间)是第一窗口的持续时间(又称为第一持续时间)的至少两倍，并且在某些实施例中至少是第一窗口的持续时间的三倍。

在第一窗口322内的EGM 102的部分在此可以被称为EGM的第一部分，并且在第二窗口324内的EGM 102的部分在此可以被称为EGM的第二部分。根据某些实施例，确定并相互比较EGM的第一部分(即，在第一窗口322内的EGM部分)的最大峰间振幅和EGM的第二部分(即，在第二窗口324内的EGM部分)的最大峰间振幅，以确定EGM的第二部分的最大峰间振幅是否比EGM的第一部分的最大峰间振幅至少指定程度更大，这应该仅在实际R波在第二窗口324内的情况下发生，并且因此指示潜在R波检测(对应于R波标记214)是假R波，并且更具体地，是过度感测的P波。指定程度更大可以是N倍大，其中N具有至少为2的值，并且N的示例值是2、2.25、2.5、2.75和3，但不限于此。例如，在N被指定为等于3的情况下，则潜在R波检测将被分类为假R波检测，其中EGM的第二部分的最大峰间振幅至少是EGM的第一部分的最大峰间振幅的3倍。在图3中，标记为332的垂直双箭头线示出了EGM102的第一部分的最大峰间振幅，并且标记为334的垂直双箭头线示出了EGM 102的第二部分的最大峰间振幅。在图3中，EGM的第二部分的最大峰间振幅332比EGM的第一部分的最大峰间振幅334大3倍以上，导致潜在R波检测(与R波标记器314相关联)被分类为假R波，并且在某些实施例中，导致潜在R波检测(与R波标记器314相关联)被分类为过度感测P波。

不是将EGM的第二部分(即，在第二窗口324内的EGM的部分)的最大峰间振幅与EGM的第一部分(即，在第一窗口322内的EGM的部分)的最大峰间振幅进行比较，而是可以将EGM的第二部分的幅度的可替换的度量与EGM的第一部分的幅度的可替换的度量进行比较。可替换的度量是最大峰值的绝对值，在这种情况下，如果在信号的第二部分内的最大峰值的绝对值比在信号的第一部分内的最大峰值的绝对值至少指定程度更大(例如，至少3倍大)，则潜在R波检测(对应于R波标记)将被分类为假R波。

在可替换的实施例中，幅度的度量是一阶导数的绝对值。在幅度的度量是第一导数的绝对峰值的情况下，确定EGM的第一部分(即，在第一窗口322内的EGM的部分)的一阶导数，并且确定EGM的第二部分(即，在第一窗口322内的EGM的部分)的一阶导数。如果信号的第二部分的一阶导数的绝对峰值比信号的第一部分的一阶导数的绝对峰值至少指定程度更大(例如，至少3倍大)，则潜在R波检测(对应于R波标记)被分类为假R波。

在另一可替换的可选实施例中，幅度的度量是曲线下的面积。在幅度的度量是曲线下的面积的情况下，确定EGM的第一部分的曲线下面积(即，在第一窗口322内的EGM的部分)，并且确定EGM的第二部分的曲线下的面积(即，在第一窗口322内的EGM的部分)。如果信号的第二部分的曲线下的面积比信号的第一部分的曲线下的面积至少指定程度更大(例如，至少3倍大)，则潜在R波检测(对应于R波标记)被分类为假R波。其他幅度的度量的使用也是可能的，并且在在此描述的实施例的范围内。

现在将使用图4的高级流程图来总结根据本技术的各种实施例的方法，该方法可用于确定检测到的潜在R波是否应被分类为假R波(或更具体地，被过度感测的P波)，这些实施例可用于提高R波检测灵敏度和阳性预测值。参照图4，步骤402涉及在诸如EGM或ECG的指示心脏电活动的信号内检测潜在R波。例如，可以通过将指示心脏电活动的信号或其样本与R波检测阈值(例如，112或212)进行比较，并且基于指示心脏电活动的信号或其样本超过R波检测阈值来检测潜在的R波，来执行步骤402。另外地或可替换地，可以通过将指示心脏电活动的信号的形态与R波形态模板进行比较并在信号的部分与模板之间存在足够水平的相似性或相关性时检测潜在R波来检测潜在R波。用于检测潜在R波的另外的和/或可替换的技术也是可能的，并且在此描述的实施例的范围内。根据某些实施例，每个潜在R波与相应时间R波标记(例如，114或214)相关联，该标记指示指示心脏电活动的信号的部分或其样本何时超过R波检测阈值，或者更一般地，指示潜在R波的时间位置。

仍然参考图4，可选步骤404涉及选择潜在R波的组进行分析，以确定在该组内的一个或多个潜在R波是否是假R波。该步骤可以涉及例如在导致潜在AF发作的检测(或导致一些其他检测到的潜在心律失常发作的窗口(例如，30秒窗口)内选择潜在R波。

步骤406涉及选择要分析的潜在R波。在执行步骤404的情况下，步骤406可以涉及从在步骤404选择的组中选择潜在R波之一。在要分析多个潜在R波的情况下，可以按时间顺序或随机顺序选择在步骤406的实例中选择的R波，但不限于此。

步骤408涉及确定对应于跟随潜在R波的第一窗口(例如，322)的信号的第一部分的幅度的度量。步骤410涉及确定对应于跟随第一窗口的第二窗口(例如，324)的信号的第二部分的幅度的度量。步骤412涉及将信号的第二部分的幅度的度量(对应于第二窗口并在步骤410处确定)与信号的第一部分的幅度的度量(对应于第一窗口并在步骤400处确定)进行比较。步骤414涉及确定信号的第二部分的幅度的度量(在步骤410处确定)是否比信号的第一部分的幅度的度量至少指定程度更大(在步骤408处确定)。步骤408和410的顺序可以颠倒，或者可以同时执行步骤408和410。此外，虽然步骤412和414被示为两个单独的步骤，但它们可以组合成单个步骤。

仍然参考图4，如果对在步骤414处的确定的答案为是，则流程进行到步骤416，并且将潜在R波分类为假R波。在某些实施例中，在步骤416处将潜在R波分类为假R波更具体地涉及将潜在R波分类为过度感测P波。如果在步骤414处的确定的答案为否，则流程转到步骤418，在该点处，确定是否有任何另外的R波要分析。在特定实施例中，如果对在步骤414处的确定的答案为否，则流程可以转到另外的步骤(未示出)，该步骤或者将潜在R波分类为真实R波，或者增加所分析的潜在R波是真实R波的置信度或概率。从以上讨论可以理解，步骤410-416共同提供了确定是否将潜在R波分类为假R波的方式，并且在特定实施例中，共同提供了确定是否将潜在R波分类为过度感测P波的方式。

如果在步骤418处确定的答案为是，意味着至少有一个另外的R波要分析，则流程返回到406，并且选择另一个潜在R波进行分析，以确定它是否应该被分类为假R波。如果对在步骤418处的确定的回答为否，则流程转到可选步骤420。

参照图4，步骤420是可以使用的可选步骤，其中，被分析的潜在R波的组是在导致检测到潜在心律失常发作(例如，潜在AF发作)的窗口中的那些R波。步骤420涉及基于分类的结果(在步骤414和416的多个情况下)确定潜在心律失常发作是否是假阳性检测。例如，这可以涉及如果在窗口内(导致潜在心律失常发作)的超过指定阈值量(例如，指定数量或百分比)的潜在R波被分类为假R波，则将潜在AF发作分类为假阳性。在又一实施例中，可以将被分类为假R波的每个潜在R波的相应R波标记移动到在相应第二窗口内的时间位置，诸如移动到在第二窗口中的最大峰值的时间位置。换言之，响应于将潜在R波分类为假R波，可以移动该潜在R波的相应时间R波标记以与在跟随该潜在R波的相应第二窗口中的峰值一致。例如，回过头来简要参考图3，时间R波标记器214可以被移动到点342的时间位置，在该示例中，该点是在第二窗口324中峰值的位置。这将产生更新或校正的潜在R波的组，其中，在更新或校正的组中的每个潜在R波与相应的R波标记相关联。使用该更新或校正的组，可以重新运行用于检测潜在心律失常发作(例如，潜在AF发作)的任何心律失常检测算法，以重新确定是否发生潜在心律失常发作。如果在重新运行心律失常检测算法之后再次检测到潜在的心律失常发作，则可以将对心律失常发作的检测分类为真实检测(也称为真实阳性)，或者可以增加潜在心律失常发作是实际(即，真实)心律失常发作的置信度或概率。可替换地，重新运行心律失常检测算法可能无法检测到心律失常，在这种情况下，可以断定最初检测到的潜在心律失常发作是假阳性检测。

P波是在正常窦性心律期间由两个心房有组织地激活而产生的。因此，P波在实际的AF发作期间不存在，这与混乱的和混乱的心房电活动相关联。根据本技术的某些实施例，IMD可以被配置为将潜在AF检测分类为假阳性(即，拒绝AF检测为假)，其中在导致检测到潜在AF(也称为潜在AF检测)的EGM的片段中识别出至少指定数量N(例如，其中N是具有至少1的值的整数)的P波。然而，在IMD检测到作为R波的实际P波的情况下，由于P波过度感测，IMD可能无法将潜在的AF检测拒绝为错误检测(也称为假阳性)。通过利用在此描述的本技术的实施例来确定一个或多个潜在R波实际上是在导致检测到潜在AF发作的窗口内的过度感测P波，这样的实施例可以用于将对潜在AF发作的检测分类为假阳性检测。更具体地说，响应于确定至少阈值数量N的P波和/或过度感测的P波包括在导致检测潜在AF发作的窗口(例如，30秒窗口)中，潜在AF发作的检测可以被拒绝或分类为假阳性检测。

回到步骤408-412，如上所述，在这些步骤中使用的幅度的度量可以是最大峰值的绝对值、最大峰间振幅、一阶导数的绝对峰值或曲线下的面积，但不限于此。仍然回到步骤408-412，根据某些实施例，第一窗口在与潜在R波的标记一致的第一时间开始，在第一时间之后的第二时间结束，并且具有第一持续时间；并且第二窗口在第二时间开始，在第二时间之后的第三时间结束，并且具有至少是第一持续时间的两倍的第二持续时间。根据某些实施例，第一持续时间(即，第一窗口的持续时间)在包括20毫秒到100毫秒的范围内(包括两端)；并且第二持续时间(即，第二窗口的持续时间)在150毫秒到350毫秒的范围内(包括两端)。

仍然参考步骤408-412，在这些步骤中引用的指定程度更大可以是N倍大，其中N具有至少为2的值。在这样的实施例中，步骤414涉及确定信号的第二部分的幅度的度量是否至少是信号的第一部分的幅度的度量的N倍，并且步骤416涉及响应于确定信号的第二部分的幅度的度量至少大于信号的第一部分的幅度的度量的N倍，将潜在R波分类为假R波。注意，确定信号的第二部分的幅度的度量是否至少比信号的第一部分的幅度的度量大2倍，是等同于确定信号的第二部分的幅度的度量是否至少比信号的第一部分的幅度的度量大100％。又例如，确定信号的第二部分的幅度的度量是否至少比信号的第一部分的幅度的度量大3倍，是等同于确定信号的第二部分的幅度的度量是否至少比信号的第一部分的幅度的度量大200％。

在替代实施例中，在步骤408-412中引用的指定程度更大是大M的幅度。在这样的实施例中，步骤414涉及确定信号的第二部分的幅度的度量是否至少大于信号的第一部分的幅度的度量的M的幅度，并且步骤416涉及响应于确定信号的第二部分的幅度的度量至少大于信号的第一部分的幅度的度量的M的幅度，将潜在R波分类为假R波。在这样的实施例中，可以为幅度的度量的预期范围选择M的特定值，并且可以为特定设备或系统定制该特定值。

以上参考图4描述的方法可以由IMD执行，其中IMD可以是可插入式心脏监护仪(ICM)、附接一个或多个导线的心脏起搏器、无导线心脏起搏器(LCP)或植入式心律转复除颤器(ICD)，但不限于此。下面参照图5描述这样的IMD的示例。本技术的某些实施例针对这样的IMD。从图5的下面的讨论可以理解，这样的IMD(例如，501)可以包括遥测电路(例如，564)，该遥测电路使得IMD能够向外部设备(例如，554)发送信息(或者更一般地，与外部设备通信)，其中，外部设备可以通信地耦合到患者护理网络。使用其遥测电路，IMD可以发送对应于由IMD检测到的心律失常发作的数据。此外，IMD可以包括存储器(例如，560)，其用于存储对应于心律失常发作的数据，以供IMD进一步分析，和/或用于稍后使用遥测电路(例如，564)上载到外部设备(例如，554)。根据某些实施例，IMD的编程器和/或控制器(例如，520)可以被配置为防止向外部设备发送对应于潜在心律失常发作的数据，该潜在心律失常发作由IMD检测到但随后由IMD确定为假阳性检测。另外地或可替换地，IMD的编程器和/或控制器可以被配置为允许重写对应于由IMD检测到但随后由IMD确定为假阳性检测的潜在心律失常发作的存储数据(例如，存储在存储器560中)。在某些实施例中，IMD的编程器和/或控制器(例如，520)可以被配置为不在存储器(例如，560)中存储对应于由IMD检测到但随后由IMD确定为假阳性检测的潜在心律失常发作的数据。

根据某些实施例，IMD(例如，501)被配置为通过将EGM或ECG或其样本与R波检测阈值进行比较来在EGM或ECG内检测潜在R波，并且可以基于EGM或ECG或其样本超过R波检测阈值来检测潜在R波。根据某些实施例，IMD可以响应于在EGM或ECG的段内被分类为假R波的潜在R波的数量超过假R波检测阈值而提高其R波检测阈值。

测试上述本技术的实施例的实现方式，以确定本技术可用于扩展到什么程度以识别最初由IMD识别为R波的过度感测P波。这些测试表明，本技术的实施例可以用于识别90％以上的过度感测P波。因此，本技术的实施例可用于显著提高R波检测灵敏度和阳性预测值，以及提高基于R波检测的心律失常检测的准确性。

共同用于确定是否将潜在R波分类为假R波或更具体地说是过度感测P波的幅度的度量的特定类型、指定程度更大以及第一和第二窗口的持续时间，可以针对狭窄的患者群体、宽泛的患者群体或针对单个患者而系统地进行最佳化。此外，可用于确定是否将潜在心律失常发作(例如，潜在AF发作)分类为假阳性的一个或多个阈值也可以针对狭窄的患者群体、宽泛的患者群体或针对单个患者进行优化。因此，在此描述的本技术的实施例不应限于与在此描述的示例性阈值和/或其他值一起使用。

在此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，如上所述的可插入式心脏监护仪(ICM)、附接一个或多个导线的心脏起搏器、无导线心脏起搏器(LCP)或植入式心律转复除颤器(ICD)。这样的ICD可以是经血管ICD或非血管ICD，其中，非血管ICD可以是皮下(SubQ)ICD。在本技术的实施例由ICM实现的情况下，这样的实施例可用于例如减少从ICM发送到患者护理网络以供临床医生检查的假阳性AF检测的数量。这是有益的，因为假阳性AF检测是非常不受欢迎的，因为对大量临床无关的AF的发作进行分类的负担可能既耗时又昂贵。在ICD或与ICD通信的IMD使用本技术的实施例的情况下，这样的实施例可以降低响应于假阳性AF检测而传送除颤电击的频率。这是有益的，因为除颤电击通常是痛苦的，并且相应于假阳性AF检测而传送这样的点击会使患者受到不必要的电击，并可能过早耗尽存储在电池中的能量。

本技术的实施例可以与可用于识别假R波的其他类型的技术一起使用，和/或其他类型的假检测，诸如过度感测T波、假阳性心律失常检测，或者更一般地，可以与用于改进R波检测和/或心律失常检测和/或辨别的其他技术一起使用。

图5示出了根据本技术的特定实施例植入患者体内的IMD的一个实施例的框图。IMD 501可以被实现为全功能双心室起搏器和除颤器，配备了心房和心室感测以及起搏电路，用于四腔感测和刺激治疗(包括起搏和电击治疗)。可选地，IMD 501可以提供全功能心脏再同步治疗。可替换地，IMD 501可以用减少的功能和组件的集合来实现。例如，如果IMD是ICM，则IMD可以被实现而无需起搏。IMD 501可以耦合到用于单室或多室起搏和/或感测的一条或多条导线。可替换地，IMD 501可以是LCP，其包括位于IMD 501的外壳500上或非常靠近IMD 501的外壳500的电极。

IMD 501具有容纳电子/计算组件的外壳500。外壳500(其通常被称为“罐”、“壳体”、“壳体”或“壳体电极”)可以被可编程地选择来充当某些刺激模式的返回电极。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上各种位置的电极或连接到位于导线上的电极。IMD 501包括可编程微控制器520，其控制IMD 501的各种操作，包括心脏监测和/或刺激治疗。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。

IMD 501还包括脉冲发生器522，其产生刺激脉冲和通信脉冲，用于由耦合到其上的一个或多个电极传送。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耦合到选择电极，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。

在图5的实施例中，示出了单脉冲发生器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传送到相应的一个或多个电极。

微控制器520被示为包括定时控制电路532，以控制刺激脉冲的定时(例如，起搏率、房室(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、诱发响应窗口、警报间隔、标记信道定时等的定时。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。尽管未示出，微控制器520还可以包括帮助监测患者心脏的各种状况和管理起搏治疗的其他专用电路和/或固件/软件组件。微控制器520还被示为包括过度感测检测器540，其可用于执行以上参考图1-图4描述的本技术的实施例。过度感测检测器540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/或其处理器可用于执行在此描述的本技术的方法。

IMD 501还可以配备有通信调制解调器(调制器/解调器)，以实现与远程从属起搏单元的无线通信。调制解调器可以包括一个或多个发送器和两个或多个接收器。在一种实现中，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导电通信来发送植入物到植入物(i2i)消息和其他信号。这样的调制解调器可以在硬件中实现为微控制器520的一部分，或者实现为编程到微控制器520中并由微控制器520执行的软件/固件指令。可替换地，调制解调器可以作为独立组件与微控制器分开驻留。

IMD 501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的感测电路544，以检测在心脏右室中心脏活动的存在。感测电路544可以包括专用感测放大器、多路复用放大器或共享放大器。它可以进一步采用一个或多个具有可编程增益和/或自动增益控制、带通滤波和阈值检测电路的低功率、高精度放大器，以选择性地感测感兴趣的心脏信号。自动增益控制使该设备能够感测心房颤动的低幅度信号特征。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。这样，临床医生可以独立于刺激极性对感测极性进行编程。

感测电路544的输出连接到微控制器520，微控制器520继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、极化电荷移除电路(未示出)以及耦合到感测电路的输入的任何阻塞电路(未示出)的时序。

在图5的实施例中，示出了单个感测电路544。可选地，IMD可以包括与感测电路544类似的多个感测电路，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控制以感测在相应的一个或多个电极处检测到的电活动。感测电路544可以在单极感测配置中或在双极感测配置中操作。

IMD 501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(DAS)550，以跨越任何一对期望的电极上采样心脏信号。数据采集系统550被配置为采集心内电图信号，将原始模拟数据转换成数字数据，并存储数字数据以用于稍后处理和/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。

微控制器520通过合适的数据/地址总线耦合到存储器560。微控制器520使用的可编程操作参数存储在存储器560中，并用于定制IMD 501的操作以适合特定患者的需要。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、自动特征、心律失常检测标准、以及在每个相应的治疗层次内要传递到患者心脏的每个电击脉冲的幅度、波形和矢量。

在经由与外部设备554的通信链路566的遥测通信中，IMD 501的操作参数可以通过遥测电路564被无创性地编程到存储器560中。遥测电路564允许通过通信链路566将涉及IMD 501的操作的心内电图信号和状态信息(如在微控制器520或存储器560中所包含的)发送到外部设备554。存储器560还可以用于存储指示R波和/或心律失常发作等的数据。

IMD 501可以进一步包括耦合到微控制器520的磁体检测电路(未示出)，以检测何时磁体被放置在单元上方。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已经就位，以便通过遥测电路564向微控制器520接收或发送数据。

IMD 501可以进一步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，生理传感器570可以进一步用于检测心输出量的变化、心脏的生理状况的变化或活动的昼夜变化(例如，检测睡眠和清醒状态)。由生理传感器570产生的信号被传递到微控制器520进行分析。微控制器520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)来响应。尽管显示为包括在IMD 501内，但一个或多个生理传感器570可以位于IMD 501的外部，但仍可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、心室梯度、活动、位置/姿势、分钟通气量(MV)等的传感器。

电池572向在IMD 501中的所有组件提供工作电源。优选地，电池572能够在低电流漏电状态下长时间工作，并且能够在患者需要电击脉冲(例如，超过2A，电压高于2V，持续10秒或更长时间)时提供高电流脉冲(用于电容器充电)。电池572还理想地具有可预测的放电特性，从而可以检测可选的更换时间。作为一个示例，IMD 501使用锂/银钒氧化物电池。

IMD 501进一步包括阻抗测量电路574，其可用于许多事情，包括：在急性期和慢性期期间导线阻抗检测，以便适当的导线定位或移位；检测可操作电极并在发生移位时自动切换到可操作的电极对；测量呼吸或分钟通气量；测量胸阻抗以确定电击阈值；检测设备何时被植入；测量中风量；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，从而可以使用任何期望的电极。在该实施例中，IMD 501进一步包括通过数据/地址总线582耦合到微控制器520的冲击电路580。

以上描述的本技术的实施例主要被描述为与基于感测的潜在R波监测心率(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，如上所述，该潜在R波可以是假R波，更具体地说，可以是过度感测的P波。可替换地，本技术的此类实施例可以与非植入式设备或系统(也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，并且用于基于R波来监测HR和/或一种或多种类型的心律失常发作，以及由此确定的潜在R-R间隔。更具体地，这样的实施例可替换地与用户可穿戴设备一起使用或由其实现，诸如手腕佩戴设备，或者被设计为佩戴在人身体的除手腕之外的一个或多个其他部分上的用户可穿戴设备，例如脚踝、上臂或胸部，但不限于此。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的心脏电活动的信号的感测电路、以及被配置为执行上述算法中的一个或多个的处理器或控制器中的至少一个。这样的用户可穿戴设备(或者更一般地，外部设备或系统)可以监测AF和/或其他类型的心律失常，并确定何时存在假阳性检测。另外地或可替换地，这样的用户可穿戴设备(或者更一般地，外部设备或系统)可以监测人的HR，并确定何时HR的测量可能由于过度感测而不准确。用户可穿戴设备既可以获得指示患者的心脏电活动的信号，又可以基于基于在所获得信号内的R波确定的R-R间隔来监测人的HR和/或心律失常。可替换地，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，并且基于由此确定的R波和/或R-R间隔来监测人的心率和/或心律失常。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和/或何时测量的HR可能由于过度感测而不准确。这样的外部设备或系统的其他实现也是可能的，并且在此描述的实施例的范围内。

应当理解，在此描述的主题在其应用上不限于在此描述中陈述的或在此附图中所示的构造和组件的布置的细节。在此描述的主题能够实施其他实施例，并且能够以各种方式实施或实施。此外，应当理解，在此使用的短语和术语是为了描述的目的，不应被视为限制性的。在此使用的“包括”、“包括”或“拥有”及其变体意在涵盖此后列出的物品及其等价物以及另外的物品。此外，要注意的是，除非另有说明，否则在此使用的术语“基于”应被解释为至少部分基于的含义，这意味着可以有一个或多个另外的因素来做出决定等。例如，如果决策基于比较结果，则除了基于比较结果之外，该决策还可以基于一个或多个其他因素。

以上已经借助于示出特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，在此经常定义这些功能构建块的边界。只要适当地执行指定的功能和及其关系，就可以定义替代边界。因此，任何这样的备选边界都在所要求保护的发明的范围和精神之内。例如，可以组合或分离在图4中所示的一些步骤。又例如，可以改变在图5中所示的一些块的边界。

应当理解，上述描述旨在说明性的，而不是限制性的。例如，上述实施例(和/或其各方面)可以彼此结合使用。此外，可以进行许多修正以使特定情况或材料适应于本技术的实施例的教导而不脱离其范围。在回顾上述描述之后，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有权享有的等价物的全部范围来确定。在所附权利要求中，术语“包括”和“其中”用作相应术语“包括”和“其中”的简明英语等效词。此外，在以下权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标签，并不打算对其对象强加数字要求。此外，以下权利要求的限制不是以手段加功能的形式写成的，并且也不打算基于35U.S.C.§112(F)进行解释，除非和直到这样的权利要求限制明确使用短语“用于(means for)”，后跟没有进一步结构的功能说明。