本公開總體上涉及可植入醫療設備，并且更具體地涉及一種用于在醫療設備中獲取用于心臟事件模板生成的搏動的裝置和方法。
背景技術：
：：可植入醫療設備通過遞送用于對心臟進行復律或除顫的抗心動過速起搏治療和電擊治療可用于治療心臟快速性心律失常。這種設備(通常稱為可植入復律除顫器或“icd”)感測來自心臟的電活動，確定患者的心率，并且根據多個心率區對所述心率進行分類，以便檢測心室性心動過速或纖顫的發作。典型地，根據用于檢測慢心室性心動過速、快心室性心動過速和心室纖顫的可編程檢測間期范圍來定義數個心率區。測量所感測到的r波之間的間期(對應于心室的去極化)。例如，落入定義的檢測間期范圍內的所感測到的r-r間期被計為用于提供對心室性心動過速(vt)或心室纖顫(vf)間期的計數。可編程的檢測用間期數(numberofintervalstodetect，nid)定義了連續出現的心動過速間期的數目或在檢測vt或vf所需的給定數目的在先事件間期中的心動過速間期的數目。快速性心律失常檢測可以從檢測快心室率開始，稱作基于心率或基于間期的檢測。一旦基于心率檢測到vt或vf，則可以將感測到的去極化信號的形態學(例如波形、振幅或其他特征)用于辨別心臟節律，以改善快速性心律失常檢測方法的靈敏性和特異性。心動過速檢測算法的首要目標在于以高確定性使用將心律失常終止的治療對潛在惡性節律迅速做出響應。然而，另一目標在于避免過度使用icd電池電荷，這縮短了icd的壽命，例如歸因于遞送不必要的治療或以使檢測到的快速性心律失常終止所需的更高的電壓遞送治療。使患者向令人痛苦的電擊治療的暴露最小化也是重要的考量。從而，對以下icd存在需要：所述icd以高特異性進行心動過速辨別并控制治療遞送以便成功地使檢測到的需要治療的vt終止，同時在可能不需要治療的情況下通過只要有可能時便阻止治療遞送而節約電池電荷并限制患者向遞送的電擊治療的暴露。技術實現要素：本申請提供了用于生成搏動模板并且利用那些搏動模板來檢測心臟事件(例如，快速性心律失常)的技術。具體地，描述了用于獲取用于模板生成的合格搏動的示例方法和設備。另外，描述了用于選擇所述合格搏動的子集以實際用于模板生成的技術。在一個示例中，一種用于在心臟醫療設備中獲取用于模板生成的合格搏動的方法包括：在經由多個血管外電極的第一子集而形成的第一感測向量上獲得第一心臟信號；在經由所述多個血管外電極的第二子集而形成的具有與所述第一子集不同的至少一個電極的第二感測向量上獲得第二心臟信號，其中，所述第二心臟信號與所述第一心臟信號同時被獲得；對所述第一心臟信號和所述第二心臟信號內的搏動進行標識，并且將搏動資格標準應用于所述第一心臟信號和所述第二心臟信號內的所述搏動以便判定所述搏動中的每個搏動是否為合格搏動；以及基于所述搏動的被確定為是合格搏動的至少一部分來生成搏動模板。在另一示例中，本公開提供了一種血管外可植入心臟復律除顫器(icd)系統，所述血管外可植入心臟復律除顫器系統包括：可植入電刺激引線，所述可植入電刺激引線包括多個電極，所述多個電極被配置成用于從患者體內的血管外位置感測心臟電信號；以及icd，所述icd耦合至所述可植入電刺激引線。所述icd包括：殼體，所述殼體至少部分地由導電材料形成以便用作殼體電極；感測電路系統，所述感測電路系統位于所述殼體內并且被配置成用于從經由所述電刺激引線的所述多個電極與所述殼體電極的任何組合而形成的第一電極向量來獲得第一心臟信號并且在經由所述電刺激引線的所述多個電極與所述殼體電極的任何組合而形成的第二電極向量上獲得第二心臟信號，所述第二電極向量具有與所述第一電極向量不同的至少一個電極，其中，所述第二心臟信號與所述第一心臟信號同時被獲得；以及處理器，所述處理器被配置成用于對所述第一心臟信號和所述第二心臟信號內的搏動進行標識；將搏動資格標準應用于所述第一心臟信號和所述第二心臟信號內的所述搏動以便判定所述搏動中的每個搏動是否為合格搏動；以及基于所述搏動的被確定為是合格搏動的至少一部分來生成搏動模板。在進一步示例中，一種可植入心臟設備包括：感測電路系統，所述感測電路系統位于所述殼體內并且被配置成用于在經由多個血管外電極的第一子集而形成的第一電極向量上獲得第一心臟信號并且在經由所述多個血管外電極的第二子集而形成的具有與所述第一電極向量不同的至少一個電極的第二電極向量上獲得第二心臟信號，其中，所述第二心臟信號與所述第一心臟信號同時被感測；處理器，所述處理器被配置成用于對所述第一心臟信號和所述第二心臟信號內的搏動進行標識；將搏動資格標準應用于所述第一心臟信號和所述第二心臟信號內的所述搏動以便判定所述搏動中的每個搏動是否為合格搏動，其中，所述搏動標準至少包括心率標準、所述第一心臟信號中的所述搏動與所述第二心臟信號中的相應搏動之間的搏動定時標準、以及所述第一心臟信號中的連續搏動與所述第二心臟信號中的連續搏動之間的搏動間期標準；基于所述搏動的被確定為是合格搏動的至少一部分來生成搏動模板；以及至少基于搏動與所述生成的搏動模板的比較來檢測心動過速；以及治療電路系統，所述治療電路系統被配置成用于響應于所述處理器檢測到所述心動過速而經由所述電刺激引線的所述多個血管外電極的至少一部分從所述血管外位置提供抗心動過速治療。本
發明內容旨在提供本公開中描述的主題的概述。本
發明內容并不旨在提供對在此詳細描述的設備、系統和方法的排他性或詳盡解釋。在以下附圖和說明中闡述了一個或多個示例的進一步細節。附圖說明圖1是植入有示例血管外心臟除顫系統的患者的概念圖。圖2是根據實施例的皮下設備的氣密密封殼體內的電子電路系統的示例性示意圖。圖3是根據實施例的在醫療設備中檢測心律失常的狀態圖。圖4是根據本公開的實施例的用于在血管外設備中檢測心律失常的方法的流程圖。圖5是根據本公開的實施例的一種用于在醫療設備中在心律失常檢測過程中執行基于搏動的分析的方法的流程圖。圖6是根據本公開的實施例的一種用于在醫療設備中在快速性心律失常檢測過程中將未知搏動的ecg信號與用于基于搏動的分析的已知形態學模板進行對準的方法的流程圖。圖7是根據一個實施例的一種用于計算形態學度量以便確定對準的已知模板與未知心動周期信號之間的相似性的方法的流程圖。圖8是根據一個實施例的在基于搏動的分析過程中將未知搏動與模板進行對準以用于計算歸一化波形區域差異的示例性曲線圖。圖9是根據另一實施例的示例性曲線圖，展示了一種用于在基于搏動的分析過程中確定r波寬度并計算歸一化波形區域差異的技術。圖10是根據一個實施例的一種用于在基于搏動的分析過程中確定單獨搏動置信度的方法的流程圖。圖11是根據本公開的實施例的示例性曲線圖，展示了在基于搏動的分析過程中針對窗口內的搏動確定脈沖。圖12是根據本公開的實施例的用于獲取用于生成模板的搏動的方法的流程圖。圖12a是根據本公開的實施例的對沿著兩個感測向量所所感測到的同步感測r波進行檢測的示意圖。圖13是根據本公開的實施例的生成模板的流程圖。圖14是根據本公開的實施例的在模板生成期間確定合格搏動的子組的示意圖。具體實施方式圖1是植入有示例血管外心臟除顫系統10的患者12的概念圖。在圖1展示的示例中，血管外心臟除顫系統10是植入的皮下icd系統。然而，本公開的技術也可以與其他血管外植入的心臟除顫系統一起利用，諸如具有至少部分地植入在胸骨下或肌肉下位置中的電刺激引線的心臟除顫系統。此外，本公開的技術也可以與其他可植入系統一起利用，諸如可植入起搏系統、可植入神經刺激系統、藥物遞送系統、自動外部除顫器(aed)或其他將引線、導管或其他部件植入在患者12體內的血管外位置處的系統。然而，出于展示的目的，在可植入血管外心臟除顫系統的背景下描述本公開。血管外心臟除顫系統10包括連接至至少一根可植入心臟除顫引線16的可植入復律除顫器(icd)14。圖1的icd14皮下地植入在患者12的左側。連接至icd14的除顫引線16從icd14居中地延伸到患者12的胸骨28和劍突24。在靠近劍突24的位置處，除顫引線16皮下地向上方彎曲或轉動并延伸，基本上平行于胸骨28。在圖1展示的示例中，植入除顫引線16，從而使得引線16側向地向胸骨體28的左側偏移(例如，朝向患者12的左側)。沿著胸骨28放置除顫引線16，從而使得除顫電極18與第二電極(諸如icd14的殼或罐25或放置在第二引線上的電極)之間的治療向量基本上跨過心臟26的心室。在一個示例中，治療向量可以被視為從除顫電極18上的點向icd14的殼或罐25上的點延伸的線。在另一個示例中，可以沿著胸骨28放置除顫引線16，從而使得除顫電極18與icd14的殼或罐25(或其他電極)之間的治療向量基本上跨過心臟26的心房。在這種情況下，血管外icd系統10可以用于提供心房治療，諸如治療心房纖顫的治療。圖1中展示的實施例是血管外icd系統10的示例配置，并且不應被認為限制在此描述的技術。例如，盡管在圖1的示例中被展示為從胸骨28的中線側向地偏移，但是可以植入除顫引線16，從而使得引線16向胸骨28的右邊偏移或更中心地定位在胸骨28之上。此外，可以植入除顫引線16，從而使得它不基本上平行于胸骨28，而是以角度從胸骨28偏移(例如，在近端或遠端與胸骨28側向地成角度)。作為另一示例，除顫引線16的遠端可以定位在患者12的第二肋或第三肋附近。然而，除顫引線16的遠端可以定位在更上方或更下方，取決于icd14的位置、電極18、20和22的位置或其他因素。盡管icd14被展示為植入在患者12的腋中線附近，但是也可以將icd14植入患者12的其他皮下位置處，諸如朝向腋后線在軀干上進一步向后、朝向腋前線在軀干上進一步向前、在胸肌區中、或在患者12的其他位置處。在icd14植入在胸部的實例中，引線16將順著不同的路徑，例如跨過上胸部區域并且沿著胸骨28向下。當icd14植入在胸肌區中時，血管外icd系統可以包括第二引線，所述第二引線包括除顫電極，所述除顫電極沿著患者的左側延伸，從而使得第二引線的除顫電極沿著患者的左側定位以便充當這種icd系統的治療向量的陽極或陰極。icd14包括殼體或罐25，所述殼體或罐形成保護icd14內的部件的氣密密封件。icd14的殼體25可以由導電材料(如鈦)或其他生物相容性導電材料或導電材料和非導電材料的組合形成。在一些實例中，icd14的殼25充當與電極18、20、或22之一組合使用的電極(稱作殼電極或罐電極)以便向心臟26遞送治療或以便感測心臟26的電活動。icd14還可以包括連接器組件(有時稱作連接器塊或接頭)，所述連接器組件包括電饋通，通過所述電饋通在除顫引線16內的導體與被包括在殼內的電子部件之間進行電連接。殼可以圍住一種或多種部件，包括處理器、存儲器、發射器、接收器、傳感器、感測電路系統、治療電路系統以及其他適當的部件(在此通常稱作模塊)。除顫引線16包括具有近端和遠端的引線體，所述近端包括被配置成用于連接至icd14的連接器，所述遠端包括一個或多個電極18、20、和22。除顫引線16的引線體可以由非導電材料(包括硅酮、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物以及其他適當材料)來形成，并且可以被成形為用于形成一個或多個內腔，在一個或多個導體在所述一個或多個內腔延伸。然而，這些技術并不限于這種構造。盡管除顫引線16被展示為包括三個電極18、20和22，但是除顫引線16可以包括更多或更少的電極。除顫引線16包括一個或多個細長電導體(未展示)，所述一個或多個細長電導體在引線體內從除顫引線16的近端上的連接器向電極18、20和22延伸。換言之，被包含在除顫引線16的引線體內的所述一個或多個細長電導體中的每個細長電導體都可以與電極18、20和22中的對應電極接合。當除顫引線16的近端處的連接器連接至icd14時，對應的導體可以經由連接器組件中的連接件(包括相關聯饋通)電耦合至icd14的電路系統(諸如治療模塊或感測模塊)。電導體將治療從icd14內的治療模塊傳輸至電極18、20和22中的一個或多個電極，并且將所所感測到的電信號從電極18、20和22中的一個或多個電極傳輸至icd14內的感測模塊。icd14可以經由一個或多個感測載體來感測心臟26的電活動，所述一個或多個感測載體包括電極20和22及icd14的殼或罐25的組合。例如，icd14可以獲得使用電極20與電極22之間的感測向量感測到的電信號，獲得使用電極20與icd14的導電殼或罐25之間的感測向量感測到的電信號，獲得使用電極22與icd14的導電殼或罐25之間的感測向量感測到的電信號，或其組合。在一些實例中，icd14可以使用包括除顫電極18的感測載體來感測心臟電信號，諸如除顫電極18與電極20或22之一之間的感測載體、或除顫電極18與icd14的殼或罐25之間的感測載體。icd可以分析感測到的電信號以便檢測心動過速(諸如心室性心動過速或心室纖顫)，并且響應于檢測心動過速可以產生并向心臟26遞送抗心動過速電治療。例如，icd14可以經由治療載體遞送一個或多個除顫電擊，所述治療載體包括除顫引線16的除顫電極18以及殼或罐25。除顫電極18可以例如是細長線圈電極或其他類型的電極。在一些實例中，icd14可以在遞送除顫電擊之前或之后遞送一個或多個起搏治療，諸如抗心動過速起搏(atp)或電擊后起搏。在這些實例中，icd14可以產生并經由治療向量遞送起搏脈沖，所述治療向量包括電極20和22和/或殼或罐25之一或兩者。電極20和電極22可以包括環形電極、半球形電極、線圈電極、螺旋形電極、分段電極、定向電極或者其他類型的電極、或其組合。電極20和22可以是相同類型的電極或不同類型的電極，盡管在圖1的示例中電極20和22兩者均被展示為環形電極。關于圖2描述了用于遞送起搏治療(包括atp)和心臟復律/除顫治療的示例治療電路系統。除顫引線16還可以包括在或朝向引線16的遠端的附接特征29。附接特征29可以是環、鏈環或其他附接特征。例如，附接特征29可以是由縫合線形成的環。作為另一示例，附接特征29可以是環、鏈環、金屬環、包覆金屬或聚合物。附接特征29可以形成為具有均勻或不同厚度和不同尺寸的數個形狀中的任一種形狀。附接特征件29可以與所述引線成一體，或者可以在植入之前由用戶加入。附接特征29可以用于輔助引線16的植入和/或用于將引線16固定在期望的植入位置。在一些實例中，除了或代替附接特征，除顫引線16可以包括固定機構。盡管除顫引線16被展示為具有附接特征29，但是在其他示例中，引線16可以不包括附接特征29。引線16還可以包括在引線16的近端處的連接器，諸如df4連接器、分叉連接器(例如，df-1/is-1連接器)、或其他類型的連接器。引線16的近端處的連接器可以包括接線銷，所述接線銷耦合至icd14的連接器組件內的端口。在一些實例中，引線16可以包括在引線16的近端處的附接特征，所述附接特征可以耦合至植入工具以便輔助引線16的植入。引線的近端處的附接特征可以與連接器分離并且可以與引線是一體的或者在植入之前由用戶加入。除顫引線16還可以包括鄰近電極22定位的縫線套管或其他固定機構(未示出)，所述縫線套管或其他固定機構被配置成用于將引線16固定在劍突或下胸骨位置附近。所述固定機構(例如，縫合套管或其他機構)可以與所述引線成一體，或者可以在植入之前由用戶加入。圖1中展示的示例在本質上是示例性的并且不應被認為限制本公開中所描述的技術。例如，血管外心臟除顫系統10可以包括多于一根引線。在一個示例中，除了除顫引線16之外，血管外心臟除顫系統10可以包括起搏引線。在圖1展示的示例中，皮下地植入除顫引線16，例如在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)可以植入在其他血管外位置處。在一個示例中，除顫引線16可以至少部分地植入胸骨下位置中。在這種配置中，除顫引線16的至少一部分可以放置在縱膈中的、并且更具體地前縱膈中的胸骨底下或下方。前縱膈側向地以胸膜為界，向后以心包為界，并且向前以胸骨28為界。除顫引線16可以至少部分地植入在其他心包外位置中，例如，在心臟26的外表面周圍的區域中、但不與心臟的外表面直接接觸的位置。這些其他心包外位置可以包括在縱膈中但從胸骨28偏移、在上縱膈中、在中縱膈中、在后縱膈中、在劍突下或劍突下方區域中、在心尖附近、或其他不與心臟26直接接觸且不是皮下的位置。在又進一步的實例中，引線可以植入在心臟26外的心包或心外膜位置處。圖2是根據實施例的血管外設備的氣密密封殼體內的電子電路系統的示例性示意圖。如圖2中展示的，血管外設備14包括耦合至電源(未示出)的低壓電池153，所述電源以本領域熟知的方式為血管外設備14和用于供應起搏能量的起搏輸出電容器的電路系統供電。例如，低壓電池153可以由一塊或兩塊常規的licfx、limno2或lii2電池單元形成。血管外設備14還包括高壓電池112，所述高壓電池可以由一塊或兩塊常規的lisvo或limno2電池單元形成。盡管在圖2中示出了低壓電池和高壓電池兩者，但是根據實施例，設備14可以利用單塊電池以用于高低壓用途兩者。進一步參考圖2，血管外設備14的功能借助軟件、固件和硬件來控制，所述軟件、固件和硬件協作地監測ecg信號，確定什么時候復律-除顫電擊或起搏是必要的，并且遞送規定的復律-除顫和起搏治療。血管外設備14可以并入在凱梅爾(keimel)的共同轉讓的美國專利號5,163,427“apparatusfordeliveringsingleandmultiplecardioversionanddefibrillationpulses(用于遞送單個和多個復律和除顫脈沖的裝置)”和凱梅爾的5,188,105“apparatusandmethodfortreatingatachyarrhythmia(用于治療快速性心律失常的裝置和方法)”中闡述的電路系統以用于選擇性地遞送單相、同時雙相和連續雙相復律-除顫電擊，典型地應用耦合至高壓輸出電路140的共用輸出123的icd殼電極28以及布置的并且耦合至高壓輸出電路140的hvi輸出113的復律-除顫電極18。復律-除顫電擊能量和電容器充電電壓可在由具有至少一個與心臟接觸的復律-除顫電極的icd和具有與皮膚接觸的復律-除顫電極的大部分aed所供應的那些中間。使用大部分雙相波形的icd所需的典型最大電壓為大約750伏特，其中，相關聯的最大能量為大約40焦耳。取決于所使用的型號和波形，aed所需的典型最大電壓為大約2000-5000伏特，其中，相關聯的最大能量為大約200-360焦耳。血管外設備14使用范圍在約300至大約1000伏特內的最大電壓并且與大約25至150焦耳或更高的能量相關聯。總高壓電容的范圍可以在從約50至約300微法拉。只有當通過采用如在下文描述的檢測算法處理遠場心臟ecg檢測到惡性快速性心律失常(例如，心室纖顫)時才遞送這種復律-除顫電擊。在圖2中，與起搏器/設備定時電路178結合的感測電路系統190處理遠場ecg感測信號，所述感測信號是跨由一對所選擇的血管外電極18、20、22和設備14的罐或殼25所定義的具體ecg感測向量而產生的，或任選地虛擬信號(例如，兩個向量的數學組合)(如果選擇的話)。通過以提供感興趣的ecg信號的最可靠所感測到的方式通過開關矩陣/多路復用器191選擇感測電極對，所述感興趣的ecg信號將是患者的r波，認為所述患者處于導致突然死亡的心室纖顫的風險之中。使遠場ecg信號穿過開關矩陣/多路復用器191到感測電路系統190的輸入，與起搏器/設備定時電路178結合的所述感測放大器對所感測到的egm進行評估。感測電路系統190可以包括一個或多個感測放大器、濾波器、整流器、閾值檢測器、比較器、模數轉換器(adc)或其他模數部件。在一些示例中，感測電路系統190包括用于從選自電極18、20、22和殼體電極25的多個感測向量來獲取心臟電信號的多個感測通道。每個感測通道可以被配置成用于對從耦合至對應感測通道的所選擇的電極接收到的心臟電信號進行放大、濾波和整流，以改善用于感測心臟事件(例如，p波和/或r波)的信號質量。每個感測通道包括心臟事件檢測電路系統，用于從跨所選擇的(多個)感測電極向量所產生的接收到的心臟電信號來感測心臟事件。感測心臟事件(例如，r波)用于檢測心律并且確定治療的需要，如在此更詳細描述的。在一些示例中，心臟電信號(諸如所所感測到的r波)用于檢測對由icd14遞送的起搏脈沖的奪獲。雖然感測電路系統190的輸出在圖2中被展示為提供至起搏器定時電路178，但是在其他示例中，所述輸出可以直接到微處理器142以用于分析和/或存儲在存儲器(未示出)或其他非瞬態計算機可讀存儲介質內以備稍后處理。心動過緩、或心臟停搏典型地由起搏器定時電路178和/或控制電路144內的逸搏間期定時器來確定。當連續r波之間的間期(r-r間期)超過逸搏間期時，向產生起搏刺激的起搏脈沖發生器192施加起搏觸發信號。通常暫時地提供心動過緩起搏以便在遞送當心臟恢復到正常功能時可以導致心臟緩慢跳動的復律-除顫電擊之后維持心臟輸出。可以通過使用適當的抑制和可擴展調節周期來輔助在噪聲的存在下感測血管外遠場信號，如在李(lee)等人的美國專利號6,236,882“noiserejectionformonitoringecgs(用于監測ecg的噪聲抑制)”中所描述的。在控制電路144中將惡性快速性心律失常的檢測確定為隨r波感測事件信號之間的間期(r-r間期)而變，所述r波感測事件信號從起搏器/設備定時178和感測電路190輸出到定時和控制電路144。應注意的是，設備14不僅可以利用基于間期的信號分析方法，還可以利用如在下文描述的補充傳感器和形態學處理方法和裝置。補充傳感器(如組織顏色、組織氧合、呼吸、患者活動等)可以用于促進決定施加或阻止除顫治療，如大體上在阿爾特(alt)的美國專利號5,464,434“medicalinterventionaldeviceresponsivetosuddenhemodynamicchange(響應于突然血液動力學變化的醫療介入設備)”中所描述的。傳感器處理框194經由數據總線146向微處理器142和/或存儲器(或其他計算機可讀存儲介質)提供傳感器數據以備稍后處理。確切地說，患者活動和/或體位可以通過如在謝爾登(sheldon)的美國專利號5,593,431“medicalserviceemployingmultipledcaccelerometersforpatientactivityandposturesensingandmethod(用于患者活動和體位所感測到的應用多個dc加速計的醫療服務與方法)”中描述的裝置和方法來確定。患者呼吸可以通過如在普利施(plicchi)等人的美國專利號4,567,892“implantablecardiacpacemaker(可植入心臟起搏器)”中描述的裝置和方法來確定。患者組織氧合或組織顏色可以通過如在埃里克森(erickson)等人的美國專利號5,176,137中描述的傳感器裝置和方法來確定。‘137專利的氧傳感器可以定位在皮下設備口袋中，或可替代地定位在引線18上，以使得能夠感測接觸或近接觸組織的氧合或顏色。檢測算法標準的性能中的某些步驟在微型計算機142中協作地執行，所述微型計算機包括微處理器、ram和rom、相關聯電路系統、以及可以經由本領域中的常規遙測接口(未示出)編程進ram中的存儲的檢測標準。數據和命令經由雙向數據/控制總線146在微型計算機142和定時與控制電路144、起搏器定時/放大器電路178、和高壓輸出電路140之間進行交換。起搏器定時/放大器電路178和控制電路144以較慢的時鐘速率定時。微型計算機142通常是休眠的，但一旦接收到下行遙測編程指令或一旦遞送心臟起搏脈沖時通過由每個r波感測事件產生的中斷通過快速時鐘來喚醒和操作所述微型計算機，以執行任何必要的數學計算、以執行心動過速和纖顫檢測程序、并來更新由起搏器/設備定時電路系統178中的定時器所監測和控制的時間間期。當檢測到惡性心動過速時，將高壓電容器156、158、160、和162通過高壓充電電路164充電到預編程電壓水平。通常認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，當控制電路144發出在線路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/數據總線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、或濕鉭構造。高壓電池112的負極端子直接耦合至系統接地。開關電路114是常開的，從而使得高壓電池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還經由導體149傳導至開關電路114的控制輸入，并且開關電路114響應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。開關電路114可以是例如場效應晶體管(fet)，并且其源到漏路徑中斷了extb+導體118且其柵極接收導體145上的hvchg信號。藉此使得高壓充電電路164準備好開始用來自高壓電池112的充電電流為高壓輸出電容器156、158、160、和162充電。高壓輸出電容器156、158、160、和162可以被充電至非常高的電壓(例如，300-1000v)，以通過在血管外復律-除顫電極113和123的電極對之間的身體和心臟放電。電壓充電電路系統的細節對于實踐本公開也不被認為是關鍵的；公開了一種認為適于本公開的目的的高壓充電電路。高壓電容器156、158、160和162可以例如通過高壓充電電路164和如在威德爾斯(wielders)等人的共同轉讓的美國專利號4,548,209“energyconverterforimplantablecardioverter(用于可植入復律器的能量轉換器)”中詳細描述的高頻高壓變壓器168來充電。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維持正確的充電極性。如以上指出的，電容器充電的狀態由高壓輸出電路140內的電路系統來監測，所述高壓輸出電路將指示電壓的vcap、反饋信號提供給定時和控制電路144。當vcap信號匹配經編程的電容器輸出電壓(例如，復律-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。控制電路144然后分別產生第一和第二控制信號n脈沖1和n脈沖2，所述控制信號被施加至高壓輸出電路140以用于觸發復律或除顫電擊的遞送。具體而言，n脈沖1信號觸發第一電容器組(包括電容器156和158)的放電。n脈沖2信號觸發第一電容器組和第二電容器組(包括電容器160和162)的放電。有可能的是通過簡單地修改n脈沖1和n脈沖2信號的斷言數目和時間順序來在多個輸出脈沖方案之間做出選擇。n脈沖1信號和n脈沖2信號可以順序地、同時地或單獨地來提供。以此方式，控制電路系統144用于控制高壓輸出級140的操作，所述高壓輸出級在耦合至如圖2所示的hv-1和共用輸出的復律-除顫電極對18和25之間遞送高能復律-除顫電擊。因此，血管外設備14監測患者的心臟狀態并響應于需要復律-除顫的快速性心律失常的檢測通過復律-除顫電極18和25而開始復律-除顫電擊的遞送。高hvchg信號使高壓電池112通過開關電路114與高壓充電電路164連接，并開始為輸出電容器156、158、160、和162的充電。充電繼續直到由vcap信號反映出經編程的充電電壓，在此時控制和定時電路144將hvchg信號設置為低，從而終止充電并打開開關電路114。血管外設備14可以被編程用于嘗試以上述方式與所檢測的r波定時同步地將復律電擊遞送至心臟，或者可以被編程或制造用于在不嘗試使遞送同步至所檢測的r波的情況下以上述方式將除顫電擊送至心臟。與快速性心律失常的檢測和復律-除顫電擊的遞送相關的發作事件數據可以被存儲于ram中以用于上行遙測傳輸至如本領域熟知的外部編程器從而協助患者的心臟狀態的診斷。基于預防而接收設備14的患者被指示向主治內科醫師報告每個這樣的發作以用于進一步評估患者的狀況并且評價對植入更復雜的icd的需要。血管外設備14令人希望地包括遙測電路(未在圖2中示出)，從而使得它能夠經由2向遙測鏈路(未示出)借助外部編程器20來編程。上行遙測術允許將設備狀態和診斷/事件數據發送給外部編程器20以用于供患者的內科醫師審查。下行遙測術允許外部編程器經由內科醫師控制以允許對設備功能進行編程并對針對特定患者的檢測和治療進行優化。適合于在本公開的實踐中使用的編程器和遙測系統多年來是公知的。已知的編程器典型地經由雙向射頻遙測鏈路與植入的設備通信，從而使得所述編程器可以發射有待由植入的設備接收的控制命令和操作參數值，從而使得所述植入的設備可與所述編程器通信診斷和操作數據。認為適于實踐本公開的目的的編程器包括可從明尼蘇達州明尼阿波利斯的美敦力公司(medtronic,inc.)商購的models9790和編程器。已經開發了用于在外部編程裝置與植入的設備之間提供必要的通信通道的多種遙測系統且在本領域是熟知的。認為適于實踐本公開的目的的遙測系統公開于例如以下美國專利中：韋伯尼(wyborny)等人的標題為“telemetryformatforimplantedmedicaldevice(用于植入的醫療設備的遙測方式)”的美國專利號5,127,404；馬科維茨(markowitz)的標題為“markerchanneltelemetrysystemforamedicaldevice(用于醫療設備的標記通道遙測系統)”的美國專利號4,374,382；以及湯普森(thompson)等人的標題為“telemetrysystemforamedicaldevice(用于醫療設備的遙測系統)”的美國專利號4,556,063。根據本公開的實施例，為了自動地選擇優選的ecg載體集，具有評定信號的質量等級的品質因數(indexofmerit)是必要的。“質量(quality)”被定義為信號在患者的平時竇性心律與患者的心室快速性心律失常之間提供準確心率估計和準確波形形態分離的能力。適當的指標可以包括r波振幅、相對于r波之間的波形振幅的r波峰值振幅(例如，信噪比)、低斜率內容、相對高與低頻功率、平均頻率估計、概率密度函數、或這些度量的一些組合。可以在植入時或周期性地(每日、每周、每月)進行自動載體選擇，或兩者。在植入時，自動載體選擇可以作為自動設備開啟程序的一部分而開始，所述自動設備開啟程序在測量引線阻抗和電池電壓時執行此類活動。設備開啟程序可以由植入內科醫師啟動(例如，通過按下編程器按鈕)，或可替代地可以在自動檢測設備/引線植入時自動地啟動。在將血管外設備14設備縫合在適當地方并使切口閉合之前，開啟程序還可以使用自動載體選擇標準來判定ecg載體質量是否適合當前患者以及是否適合設備和引線位置。這種ecg質量指標允許植入內科醫師將設備調到新的位置或定向，以根據需要改善ecg信號的質量。還可以在植入時作為設備開啟程序的一部分來選擇優選的ecg載體或多個載體。優選的載體可以是具有使心率估計和檢測精確度最大化的指標的那些載體。還可以存在內科醫師偏好的先驗的載體集，并且只要那些載體超過某個最小閾值，或略差于一些其他更令人希望的載體，便選擇先驗的優選載體。某些載體可以被認為幾乎相同，從而使得不對它們進行測試，除非先驗的所選擇的載體指標降到某一預定閾值的水平之下。取決于設備的度量功耗和功率需求，可以按需要頻繁地在載體范圍(或可替代地，子集)上測量ecg信號質量度量。可以例如在分鐘、每小時、每日、每周或每月的基礎上收集數據。可以隨時間對更頻繁的測量(例如，每分鐘)取平均值并且用于基于載體對例如偶爾的噪聲、運動噪聲、或emi的敏感度來選擇載體。可替代地，血管外設備14可以具有患者活動的指示器/傳感器(壓阻式的、加速計、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載體測量。一種代表性情境可以包括每日或每周當已經確定患者睡著了時對ecg載體進行一次測試/評估(使用內時鐘(例如，2:00am)，或可替代地通過確定患者的位置(經由2-或3-軸加速計)和活動的缺乏來推斷睡眠)。如果進行不頻繁的自動、周期性測量，則還可以令人希望的是測量信號中的噪聲(例如，肌肉、運動、emi等)并且當噪聲已經消退時推遲載體選擇測量。血管外設備14可以任選地具有患者體位的指示器(經由2-或3-軸加速計)。這種傳感器可以用于保證ecg質量的差異并不簡單地是改變體位/位置的結果。傳感器可以用于收集數個體位中的數據，從而使得可以在這些體位上對ecg質量取平均值，或可替代地針對優選體位進行選擇。在優選實施例中，針對每個載體，在大約1分鐘中將發生數次載體質量度量計算，每日一次。在一周的過程中針對每個載體對這些值取平均值。取決于時間加權和記憶考量，取平均值可以由移動平均法或遞歸平均法組成。在此示例中，每周對優選的(多個)載體進行一次選擇。圖3是根據實施例的在醫療設備中檢測心律失常的狀態圖。如圖3中展示的，在正常操作期間，設備14處于不相關狀態302，在此期間對r波間期(r-r間期)進行評估以鑒定快心率期和/或心臟停搏的存在。在同時在兩個單獨的ecg感測載體中檢測到短r波間期(如果得到確認，指示可能需要遞送治療的事件)后，設備14從不相關狀態302轉換到相關狀態304。在相關狀態304下，設備14評估ecg信號的預定窗口，以確定信號被噪聲損壞的可能性并且以使用r波間期和ecg信號形態學信息的組合將需要電擊治療的節律與不需要電擊治療的那些辨別開來。如果處于相關狀態304時繼續檢測到需要電擊治療的節律，則設備14從相關狀態304轉換到待命狀態306。如果當設備處于相關狀態304時不再檢測到需要電擊治療的節律并且確定r波間期不再是短的，則設備14返回到不相關狀態302。然而，如果當設備處于相關狀態304時不再檢測到需要電擊治療的節律，但是r波間期繼續被檢測為短的，則在相關狀態304繼續處理。在待命狀態306下，設備14為高壓電擊電容器充電并且繼續監測r波間期和ecg信號形態學，用于自發終止。如果需要電擊治療的節律發生自發終止，則設備14返回到不相關狀態302。如果需要電擊治療的節律仍被確定為一旦電容器的充電完成便發生，則設備14從待命狀態306轉換到電擊狀態308。在電擊狀態308下，設備14遞送電擊并且返回到待命狀態306，以評估治療遞送的成功。可以使用設備14的治療電路系統來遞送電擊，其可以包括控制電路144、hv充電電路164、hv輸出電路140、以及各種其他部件(例如，156、158、160、162、168、170、172和174)。不相關狀態302、相關狀態304、待命狀態306和電擊狀態308之間的轉換可以如在斯塔德勒(stadler)等人的美國專利號7,894,894中詳細描述的來執行。圖4是根據本公開的實施例的用于在血管外設備中檢測心律失常的方法的流程圖。如圖4中展示的，設備14不斷地評估與這兩個預定的電極向量相關聯的兩個通道ecg1和ecg2，以確定什么時候發生所感測到的事件。例如，這兩個通道ecg1和ecg2的電極載體可以包括在放置在引線16上的電極20與icd14的殼或罐25之間所選擇的第一載體(ecg1)，而另一電極載體(ecg2)是沿著引線16放置的電極20與電極22之間的垂直電極載體。然而，這兩個感測通道可以處于可能載體的任何組合，包括由圖2中所示的電極、或其他另外的可以沿著引線被包括的或沿著icd14的殼放置的電極(未示出)形成的那些。根據本申請的實施例，例如，設備14通過確定響應于r波的所感測到的心率估計值而判定是否從不相關狀態302轉換到相關狀態304，如在斯塔德勒(stadler)等人的美國專利號7,894,894中所描述的。在一個示例中，當通道ecg1和ecg2兩者上的心率估計值大于vt/vf閾值心率時，設備14可以從不相關狀態302轉換到相關狀態304。可以基于多個r-r間期的平均值(或中值、眾數或其他度量)(例如，最后12個r-r間期的平均值)來估計感測通道中的每個感測通道的心率估計值。vt/vf閾值心率每分鐘可以在150至240次搏動之間。在從不相關狀態轉換到相關狀態后，框305，利用來自通道ecg1和ecg2兩者的ecg數據的最新窗口(例如諸如三秒)，從而使得通過三秒超時而非通過r波的感測來在相關狀態304中觸發處理，當處于不相關狀態302時利用r波的感測。應理解的是，雖然處理被描述為在三秒的時間內觸發，但是當處于相關狀態304時可以針對所利用的處理時間選擇其他時間段，但是應優選地在0.5至10秒的范圍內。其結果是，盡管當處于相關狀態304時在通道ecg1和ecg2兩者中繼續發生單獨的r波的感測，并且12個r-r間期的緩沖繼續更新，但是只有一旦三秒定時器到期才出現從相關狀態304變到另一狀態的機會和心率的估計值。在初始進入到相關狀態304后，有利的是處理最新三秒的ecg數據，例如，在轉換到相關狀態304之前的三秒的ecg數據。這需要連續循環緩沖最新三秒的ecg數據，即使當處于不相關狀態302時。當處于相關狀態304時，設備14確定信號多么正弦并且多么嘈雜，以便確定正在發生心室纖維性顫動(vf)或快心室性心動過速(vt)事件的可能性，因為信號越是正弦的并且噪聲越低，則越可能正在發生vt/vf事件。如在圖4中所示的，在設備從不相關狀態302轉換到相關狀態304后，框305，清除用于儲存數據的3秒段作為“可電擊”或“不可電擊”的分類的這兩個通道ecg1和ecg2各自的緩沖。當處于相關狀態304時，這兩個通道ecg1和ecg2的信號的處理然后通過三秒時間段而非通過在不相關狀態302期間利用的r波的感測來觸發。一旦三秒時間間期已經到期，框341中的是，利用每個通道的三秒時間間期期間的信號的形態學特征來判定信號是否可能被噪聲偽影損壞并且以將信號的形態學表征為“可電擊”或“不可電擊”。例如，使用與三秒時間間期相關聯的信號，就通道是否可能被噪聲損壞對每個通道ecg1和ecg2做出判定，框342，并且然后就通道ecg1和ecg2兩者是否被噪聲損壞做出判定，框344。根據一個實施例，例如，所述設備在框344中作出噪聲判定，如在張的美國專利申請號14/255,159中描述的。一旦就通道ecg1和ecg2是否被噪聲損壞做出判定，框342，便就確定兩個通道是否是噪聲損壞的做出判定，框344。如果與通道ecg1和ecg2兩者相關聯的信號被確定為可能被噪聲損壞，則兩個通道被分類為不可電擊，框347，并且因此相應地更新包含通道的最后三個分類的每個通道ecg1和ecg2的緩沖并且針對接下來的三秒窗口重復所述過程。如果通道ecg1和ecg2兩者未被確定為可能被噪聲損壞，框344中的否，則設備通過判定噪聲是否被確定為可能僅在這兩個通道ecg1和ecg2之一中-框346，來在是通道之一未被噪聲損壞還是這兩個通道都未被噪聲損壞之間進行區分。如果噪聲可能僅在這兩個通道之一中，則對未被噪聲損壞的通道(例如，干凈通道)的信號是否更可能與vt事件或與vf事件相關聯做出判定，這是通過例如判定所述通道的信號是否包括規律的r-r間期，并且所述通道是否可以因此被分類為是相對穩定的，框348。如果r-r間期被確定為不是相對穩定的，框348中的否，則所述通道的信號被鑒定為可能與vf相關聯，然后通過下面描述的判定信號是否在vf電擊區中-框350對其進行驗證。如果所述通道的r-r間期被確定為是穩定的，框348中的是，則所述信號被鑒定為可能與vt相關聯，然后通過下面描述的判定信號是否在vt電擊區中-框352對其進行驗證。如果噪聲對于通道兩者都是不可能的，框346中的否，例如，兩個通道都被確定為干凈通道，則對兩個通道的信號是否更可能與vt事件或與vf事件相關聯做出判定，這是通過判定兩個通道的信號是否包括規律的r-r間期，并且是否可以因此被分類為是相對穩定的，框356。可以使用斯塔德勒(stadler)等人的美國專利號7,894,894中描述的方法做出框356中的確定r-r間期是否是相對穩定的判定。如果r-r間期被確定為不是相對穩定的，框356中的否，則兩個通道的信號被鑒定為可能與vf相關聯，然后通過下面描述的判定每個通道的信號是否在vf電擊區中-框360對其進行驗證。如果兩個通道的r-r間期被確定為是穩定的，框356中的是，則所述信號被標識為可能與vt相關聯，然后基于通道兩者通過判定信號是否在vt電擊區中-框358對其進行驗證。基于所計算的低斜率內容與和通道相關聯的譜寬之間的關系針對每個通道ecg1和ecg2來定義vf電擊區，如在張的美國專利申請號14/255,159中描述的。就所述通道的低斜率內容是否小于第一邊界502并且譜寬是否小于第二邊界504(例如，低斜率內容是否小于-0.0013x譜寬+0.415，并且譜寬是否小于200)對每個通道ecg1和ecg2做出判定。例如，一旦事件被確定為與vf相關聯，例如，兩個通道的間期都被確定為是不規律的，框356中的否，如果對于通道ecg1而言，低斜率內容小于第一邊界502并且譜寬小于第二邊界504，則確定通道ecg1在vf電擊區中，框360中的是。然后將所述通道ecg1的三秒段確定為可電擊，框363，并且相應地更新所述通道的相關聯緩沖。如果或者通道的低斜率內容不小于第一邊界502或者譜寬不小于第二邊界，則通道ecg1被確定為不在vf電擊區中，框360中的否，然后將所述通道ecg1的三秒段確定為不可電擊，框365，并且相應地更新相關聯緩沖。類似地，如果對于通道ecg2而言，低斜率內容小于第一邊界502并且譜寬小于第二邊界504，則確定通道ecg2在vf電擊區中，框362中的是。然后將所述通道ecg2的三秒段確定為可電擊，框369，并且相應地更新所述通道的相關聯緩沖。如果或者通道的低斜率內容不小于第一邊界502或者譜寬不小于第二邊界，則通道ecg2被確定為不在vf電擊區中，框362中的否，然后將所述通道ecg2的三秒段確定為不可電擊，框367，并且相應地更新相關聯緩沖。在判定事件是否在vt電擊區內期間，圖4的框358，參考vf電擊區的確定如上所述的確定每個通道ecg1和ecg2的低斜率內容和譜寬。就這兩個信號通道ecg1和ecg2中哪個通道包含最少低斜率內容和這兩個信號通道ecg1和ecg2中哪個通道包含最小譜寬做出判定。基于與被確定為具有最少低斜率內容的通道相關聯的低斜率內容和與被確定為具有最小譜寬的通道相關聯的譜寬之間的關系來定義第一vt電擊區。如所描述的，在vf電擊區測試-框360和362、和vt電擊區測試-框358兩者期間，被分類為可電擊或不可電擊的每個通道ecg1和ecg2的測試結果被儲存在包含最新的八個這樣的指定的滾動緩沖器中，例如針對在框356的判定中利用的這兩個通道ecg1和ecg2中的每個，如下所述。如果只有這兩個通道ecg1和ecg2之一被確定為被噪聲損壞，框346中的是，則對未被噪聲損壞的通道(例如，“干凈通道”)的信號是否更可能與vt事件或與vf事件相關聯做出判定，這是通過判定干凈通道的信號是否包括規律的r-r間期，并且是否可以因此被分類為是相對穩定的，框348。如果r-r間期被確定為不是相對穩定的，框348中的否，則干凈通道的信號被鑒定為可能與vf相關聯，然后通過下面描述的判定干凈通道的信號是否在vf電擊區中-框350對其進行驗證。如果干凈通道的r-r間期被確定為是穩定的，框348中的是，則所述信號被鑒定為可能與vt相關聯，然后通過判定干凈通道的信號是否在vt電擊區中-框352對其進行驗證。根據實施例，為了判定干凈通道的信號是否包括規律的r-r間期并且干凈通道可以因此被分類為是相對穩定的-框348中的是，還是相對不穩定的-框348中的否，設備通過判定與干凈通道相關聯的rr-間期的變異的相對水平是否是規律的來在框348辨別vt事件與vf事件，如在張的美國專利申請號14/255,159中描述的。例如，從12個rr-間期的更新緩沖中鑒定干凈通道的預定最大和最小間期，圖4的框342。根據實施例，將十二個rr-間期中的最大rr-間期和第六大rr-間期分別作為最大間期和最小間期來利用。計算12個rr-間期的最大rr-間期與最小rr-間期之間的差異，以生成與干凈通道相關聯的間期差異。例如，然后就間期差異是否大于預定的穩定性閾值(如110毫秒)做出判定。如果間期差異大于穩定性閾值，則所述事件被分類為不穩定事件，并且因此干凈通道被確定為不包括規律間期，框348中的否，并且就與干凈通道相關聯的信號是否在預定的vf電擊區內做出判定，圖4的框350，如下所述。例如，如果間期差異小于或等于穩定性閾值，則設備判定最小r-r間期是否大于最小間期閾值(例如諸如200毫秒)。如果最小間期小于或等于最小間期閾值，則所述事件被分類為不穩定事件，并且因此干凈通道被確定為不包括規律間期，框348中的否，并且就與干凈通道相關聯的信號是否在預定的vf電擊區內做出判定，圖4的框350，如下所述。如果最小間期大于最小間期閾值，則設備判定最大間期是否小于或等于最大間期閾值(例如諸如333毫秒)。如果最大間期大于最大間期閾值，則所述事件被分類為不穩定事件，并且因此干凈通道被確定為不包括規律間期，框348中的否，并且就與干凈通道相關聯的信號是否在預定的vf電擊區內做出判定，圖4的框350，如下所述。如果最大間期小于或等于最大間期閾值，則所述事件被分類為穩定事件，并且因此干凈通道被確定為包括規律間期，框348中的是，并且就與干凈通道相關聯的信號是否在預定的vt電擊區內做出判定，圖4的框352，如下所述。類似于以上參考框360和362描述的vf電擊區確定，基于低斜率內容度量和譜寬度量對干凈通道是否在vf電擊區內做出判定-框350，框360和362兩者均使用上面描述的方法針對干凈通道進行了確定。一旦針對干凈通道確定了低斜率內容度量和譜寬度量，對干凈通道是否在vf電擊區中做出判定(如在張的美國專利申請號14/255,159中描述的)，從而使得如果或者干凈通道的低斜率內容不小于第一邊界或者譜寬不小于第二邊界，則干凈通道被確定為不在vf區中，框350中的否，并且兩個通道都被分類為不可電擊-框351，并且相應地更新相關聯緩沖。如果干凈通道的低斜率內容小于第一邊界并且譜寬小于第二邊界，則干凈通道被確定為在vf區中，框350中的是。然后，就被確定為被噪聲損壞的通道(例如，“噪聲通道”)是否在vf電擊區內做出判定，框354。如果或者噪聲通道的低斜率內容不小于第一邊界或者譜寬不小于第二邊界，則噪聲通道被確定為不在vf區中，框354中的否，干凈通道被分類為可電擊并且噪聲通道被分類為不可電擊，框355，并且相應地更新相關聯緩沖。如果噪聲通道的低斜率內容小于第一邊界并且譜寬小于第二邊界，則噪聲通道被確定為在vf區中，框354中的是，干凈通道和噪聲通道兩者都被分類為可電擊，框353，并且相應地更新相關聯緩沖。類似于以上參考框358描述的vt電擊區確定，在框352中在就干凈通道是否在vt電擊區內做出判定的過程中，如以上參考確定vf電擊區描述的，針對干凈通道確定低斜率內容和譜寬。基于與干凈通道相關聯的低斜率內容和譜寬之間的關系來定義第一vt電擊區，并且基于與干凈通道相關聯的低斜率計數和歸一化平均整流振幅之間的關系來定義第二vt電擊區。干凈通道的歸一化平均整流振幅與如以上參考框344的噪聲檢測測試所描述的相同。例如，根據實施例，第二vt電擊區通過與干凈通道的低斜率計數和歸一化平均整流振幅之間的關系相關聯的第二邊界526來定義。如果低斜率計數小于第一邊界而且歸一化平均整流振幅大于第二邊界，則干凈通道被確定為在vt電擊區中，框352中的是，兩個通道都被分類為可電擊，框353，并且相應地更新相關聯緩沖。如果干凈通道被確定為在vt電擊區以外，框352中的否，則兩個通道均被分類為不可電擊，框351，并且相應地更新相關聯緩沖。根據本公開的實施例，除了如圖4中描述的使用總體形態學分析來將感測通道ecg1和ecg2分類為可電擊或不可電擊之外，設備還對三秒窗口中的每個三秒窗口內的單獨搏動執行基于搏動的分析，框368，從而使得基于針對每個感測通道ecg1和ecg2的三秒窗口或多個三秒窗口中的信號的總體形態學分析和針對每個感測通道ecg1和ecg2的三秒窗口或多個三秒窗口中的單獨搏動或r波的形態學分析兩者的結果來做出有關狀態轉換的決定(例如，框370中就是否從相關操作狀態304轉換到待機操作狀態306，或者從待機狀態306轉換到電擊狀態308)。針對被分類為可單擊的三秒段，總體形態學和基于搏動的分析兩者須將同一三秒段分類為可電擊。根據實施例，設備還在基于搏動的分析過程中確定置信度水平測量(框368)以便判定所述基于搏動的分析是否可以被噪聲損壞，并且因此判定基于搏動的分類是否得到驗證。換言之，所述設備判定搏動自身周圍的窗口是否被噪聲損壞。此窗口不同于ecg1和ecg2的三秒窗口。在一個示例中，可以將此窗口定義為包括搏動的標識峰值或來自向量的感測標記之前和之后的多個樣本。以此方式，設備對同一感測通道ecg1和ecg2內的相同信號進行兩次單獨的噪聲判定以用于狀態轉換決定，一次判定是在總體形態學分析過程中，框342-346，第二次判定是在基于搏動的分析過程中，框368。例如，根據實施例，為了判定是否從相關操作狀態304轉換到待機操作狀態306，設備判定通道ecg1和ecg2兩者的預定數目(例如諸如三個中的兩個)的三秒段是否已經在總體形態學分析過程中被分類為可電擊，框353、357、363和369，并且判定通道兩者的那些三秒段是否也已經在基于搏動的分析過程中被分類為可電擊，和/或判定針對所述通道之一或兩者的基于搏動的分析是否可以被噪聲損壞，框368。如果通道ecg1和ecg2兩者中的預定數目的三秒段都已經在總體形態學分析和基于搏動的分析和噪聲確定兩者的過程中被分類為可電擊，則設備從相關狀態304轉換到待命狀態306，框370中的是。當設備判定從相關狀態304轉換到待命狀態306時，框370中的是，繼續通過三秒超時觸發處理，如在相關狀態304期間所利用的，如上所述。如果在總體形態學分析和基于搏動的分析過程中通道ecg1和ecg2兩者中的預定數目的三秒段未被分類為可電擊，則設備不從相關狀態304轉換到待命狀態306，框370中的否，并且就是否轉換回不相關狀態302做出判定，框372。例如使用如在斯塔德勒(stadler)等人的美國專利號7,894,894中描述的用于確定心率估計值的方法，通過判定心率估計值是否小于這兩個通道ecg1和ecg2兩者中的心率閾值水平而就是否從相關狀態304轉換回不相關狀態302做出判定。如果確定設備不應轉換到不相關狀態302(例如，這兩個心率估計值中任一者大于心率閾值)，框372中的否，則使用在接下來的三秒窗口過程中產生的信號繼續所述過程，框341。如上所述，通過分析發生在三秒窗口內的感測波形的總體形態學來執行對感測通道ecg1和ecg2是否為可電擊或不可電擊的判定，框353、355、357和363-369。ecg信號被分段為用于確定三秒波形的總體形態學特征的n秒間期，例如，3秒間期。具體地，跨n秒時間間期來確定總體形態學特征而無需依賴r波感測，并且因此是組成整個波形信號的特征，所述波形信號可獨立于心動周期(例如，包含在三秒窗口內的單獨搏動或r波)的在整個三秒窗口內的單獨心臟信號而從ecg信號被確定。n秒窗口中的單個波形在窗口口的起始處開始，延伸穿過整個窗口口，在三秒窗口的末端結束，從而使得針對包括在單個三秒窗口內的單個波形做出單個形態學判定。另一方面，多個心動周期(例如，r波信號)被包括在三秒窗口內，并且因此n秒窗口可以相對于單獨r波信號中的每個單獨r波信號在任何時間點開始或結束(不考慮單獨r波信號開始和結束的地點)，從而使得在基于搏動的分析過程中針對包括在單個三秒窗口內的多個搏動波形做出多個基于單獨起搏的判定。針對跨n秒時間段延伸的單個波形而計算的形態學特征被稱為“總體”形態學特征，因為所述特征是單個信號的特性(從窗口的開始向末端延伸)，所述單個信號是獨立于心動周期定時而從包括多個單獨心動周期的時間段中提取的。相比而言，在心動周期過程中從ecg信號中提取到的形態學特征被稱為“基于搏動的”特征。基于搏動的特征是隨包含在單個三秒窗內的多個心動周期中的一個心動周期的時間間期從ecg信號段中確定的。基于搏動的特征可以從多個心動周期來取平均或被確定但在心動周期過程中表示ecg信號的單個特征。與獨立于心動周期而隨通常長于一個心動周期的時間段來確定總體特征不同，搏動特征的判定取決于標識心動周期的定時或至少一件感測到的事件，諸如r波。因此，如上所述，除了對與每個感測通道ecg1和ecg2相關聯的三秒窗口內的整個波形進行形態學分析之外，設備還對在通道ecg1和ecg2兩者內同時感測到的信號執行基于搏動的分析，和/或針對所述通道之一或兩者的基于搏動的分析是否有可能被噪聲損壞，框368。在基于搏動的分析過程中，位于三秒窗口內的單獨搏動與存儲的模板(例如諸如在正常竇性心律期間獲得的搏動模板)進行比較以便判定單獨搏動應該被分類為匹配搏動還是非匹配搏動。所述模板可以通過ecg信號的可視分析由臨床醫師手動輸入到設備內，或者可以在被植入患者體內之后由設備生成。例如，根據一個實施例，設備可以使用預定數目的搏動的四階信號來生成模板，如在共同轉讓的美國專利申請號13/826,097中描述的。在此描述的技術可以用于對用于生成模板的搏動進行標識。圖5是根據本公開的實施例的一種用于在醫療設備中在心律失常檢測過程中執行基于搏動的分析的方法的流程圖。因此，如上所述，除了對與每個感測通道ecg1和ecg2相關聯的三秒窗口內的整個波形進行形態學分析之外，設備還對在通道ecg1和ecg2兩者內同時感測到的信號執行基于搏動的分析，圖4的框368。具體地，如圖5展示的，針對與各自的感測通道ecg1和ecg2相關聯的每個三秒感測窗口，設備對三秒窗口中的多個搏動中的單個搏動(例如，r波)進行定位，框400，并且對所述單個搏動執行基于搏動的分析，框402。根據實施例，例如，在基于搏動的分析過程中，框402，設備計算在此還被標識為“未知搏動”的搏動與預定的搏動模板(例如諸如正常竇性心律搏動模板)之間的歸一化波形區域差異(nwad)，并且基于經確定的歸一化波形區域差異來判定搏動是否與模板相匹配，框404，如下描述的。通過使用搏動與模板的比較結果，設備通過判定所述搏動與竇性心律搏動模板的匹配度是否在預定百分比(例如諸如60％)內來判定所述搏動是匹配搏動還是非匹配搏動，框404。如果搏動與模板的匹配度為預定的百分比或者更大，框404中的是，則將所述搏動標識為匹配搏動，框406。如果搏動與模板的匹配度小于預定的百分比，框404中的否，則將所述搏動標識為非匹配搏動，框408。圖6是根據本公開的實施例的一種用于在醫療設備中在快速性心律失常檢測過程中將未知搏動的ecg信號與用于基于搏動的分析的已知形態學模板進行對準的方法的流程圖。為了對未知搏動與圖5的框404中的模板進行比較以便將搏動標識為匹配搏動或者非匹配搏動，所述未知搏動必須與模板對準。如圖6中展示的，在未知搏動與模板的對準過程中，框450，設備基于確定的r波感測信號對三秒窗口內的單獨搏動進行標識，框452，并且針對每個搏動對在其上發生r波所感測到的樣本點之前的n點和之后的n點進行存儲。2n+1個樣本點限定了對準窗口，在所述對準窗口內，將標識對準點以用于與通過臨床醫師輸入或設備生成的模板(例如諸如正常竇性心律模板)對準。在一個實施例中，對準窗口是以r波感測點為中心的53個樣本點。在框454處，這些樣本點存儲在存儲器緩沖器中。一旦針對搏動確定了樣本點，則設備針對所述搏動從所緩沖的信號樣本數據確定四階差分信號，框456。四階差分信號的最大斜率被確定并且與最大斜率閾值進行比較，例如，大約136模數(a/d)轉換單元，框458。如果不滿足斜率閾值，框458中的否，則信號可以作為弱信號被抑制，不執行對那個搏動的進一步分析，并且所述過程繼續三秒窗口中的下一個搏動，框452。如果最大斜率大于指示與r波相對應的至少一個脈沖有可能存在于對準窗口中的所述閾值，框458中的是，則標識與對準窗口內的單獨搏動相關聯的脈沖，框460。為了標識與對準窗口內的搏動相關聯的脈沖，可以建立脈沖標準，諸如具有等于樣本點的至少某個最小數量的脈沖寬度以及至少某個最小振幅的脈沖振幅。對準窗口內標識的、或缺少標識的脈沖的數量可以用于作為噪音周期或弱信號抑制“心動周期”。可以根據振幅和脈沖寬度標準對包括負向和正向脈沖的一個或多個脈沖進行標識。在一些示例中，可以基于斜率、最大峰值振幅(正或負)、脈沖寬度或其任何組合來標識脈沖。如果在對準窗口內標識了閾值數量的脈沖，則周期可以被認為是噪聲周期。雖然未在圖6中明確示出，但可以標記或抑制用于形態學分析的噪聲周期。在對來自對準窗口中的四階差分信號的所有脈沖進行標識之后，對具有最大脈沖振幅且具有與存儲的模板對準點相同的極性的脈沖進行標識，框462。還與模板對準點的極性相匹配的具有最大脈沖振幅(絕對值)的樣本點被標識并限定為未知信號對準點。對準偏移被計算(框464)為標識的對準點(框462)與先前建立的模板對準點之間的樣本點數上的差異。所述對準偏移是樣本點數，必須對未知搏動進行偏移以便將未知信號對準點與模板對準點對準。通過對未知搏動樣本點進行偏移來施加對準偏移以便通過對準窗口將未知搏動與模板進行對準，框466。如果所述模板被存儲為對準的四階差分信號的集平均或者被存儲為對準的原始ecg信號的集平均的四階差分信號，則可以將對準偏移施加到四階差分信號自身。當模板為在已知節律過程中獲取的的原始信號樣本點的集平均并且使用四階差分信號進行對準時，可以附加地或可替代地將對準偏差施加到未知信號的數字化原始信號樣本點，如在共同轉讓的美國專利申請號13/826,097中描述的模板生成中描述的。在另一變型中，所述模板可以是經集平均的原始信號的四階差分信號，并且未知原始信號的四階差分信號與四階差分模板對準。圖7是根據一個實施例的一種用于計算形態學度量以便確定對準的已知模板與未知心動周期信號之間的相似性的方法的流程圖。在使用四階差分信號對準點將未知搏動與模板進行對準之后，比較未知搏動與模板之間的形態學，框470。可以使用眾多類型的形態學分析，諸如小波分析、基準點(峰值振幅、零交叉、最大斜率等)的比較或其他技術。在一個實施例中，使用是對準窗口子集(小于對準窗口的樣本點的數量)的形態學分析窗口來計算nwad。可以對對準的原始信號和相應的模板和/或對準的四階差分信號和相應的四階差分信號模板執行如結合圖7描述的由設備執行的操作。如圖7展示的，在單獨搏動與搏動模板的比較過程中，設備確定未知信號的r波寬度，框472。在展示的實施例中，為了確定r波寬度，設備確定r波的起點和終點。在起點和終點的確定過程中，標識四階差分信號的最大正脈沖和最大負脈沖。最大正脈沖是具有正極性和最大正峰值的標識脈沖；最大負脈沖是具有負極性和最大絕對峰值的標識脈沖。如果r波在原始ecg信號中具有正極性，則最大正脈沖將在4階差分波形的最大負脈沖之前。基于最大正脈沖的振幅來設置起點閾值，并且基于最大負脈沖的振幅來設置終點閾值。例如，可以將最大正脈沖的峰值振幅的八分之一限定為起點閾值，并且可以將最大負脈沖的峰值振幅的八分之一限定為終點閾值。r波的起點被標識為至最大正脈沖的左邊的第一樣本點(例如，在時間上從脈沖峰值向后移動至在前的樣本點)以便穿過起點閾值。r波的終點被標識為穿過終點閾值的至最大負脈沖的右邊的第一樣本點。r波寬度是起點樣本點數量與終點樣本點數量之間的差異，即起點與終點之間的采樣間期的數量。針對具有原始波形的負極性的r波，最大負脈沖將在四階差分信號的最大正脈沖之前。這樣，起點閾值被設置為四階差分信號的最大負脈沖的最大負峰值振幅的比例，并且終點閾值被設置為最大正脈沖的最大正峰值振幅的比例。當從最大負峰值向左移動(在時間上更早)時，r波起點作為第一樣本點被檢測為穿過起點閾值。當從最大正峰值向右移動(在時間上更晚)時，r波終點作為第一樣本點被檢測為穿過終點閾值。r波寬度是起點樣本點與終點樣本點之間的差異。以下圖9中展示了基于從四階差分信號標識的起點和終點來計算r波寬度的方法。設備響應于從四階差分信號確定的r波寬度而設置形態學分析窗口，框474。r波自身的形態學對未知搏動進行分類有最大的興趣。通過僅比較最大興趣的樣本點而無需比較r波之前或之后的額外點(例如，基線點或q波或s波點)可減少處理時間。因此，形態學分析窗口是樣本點的比例，所述比例小于在對準窗口中對準的樣本總數。在一個實施例中，可以針對哪些不同的相應樣本數將被用于設置形態學分析窗口來限定不同范圍的r波寬度測量。例如，如果r波寬度大于30個樣本間期，則將形態學分析窗口設置為第一樣本點數。如果r波寬度大于20個樣本間期但小于等于30個樣本間期，則將形態學分析窗口設置為小于第一樣本點數的第二樣本點數。如果r波寬度小于等于20個樣本點，則將形態學分析窗口設置為小于第二樣本點數的第三樣本點數。可以限定兩個或更多個r波寬度范圍，每一個具有限定形態學分析窗口的相應數量的樣本點。r波寬度范圍中的至少一個寬度范圍分配有將形態學分析窗口限定為小于對準窗口的多個樣本點。在一些實施例中，所有r波寬度范圍分配有將形態學分析窗口限定為小于對準窗口的多個樣本點。在以上給出的示例中，對準窗口為53個樣本點。如果r波寬度大于30個樣本間期，則將形態學窗口限定為48個樣本點。形態學分析窗口可以包括r波感測點之前的23個點、r波感測點自身、以及r波感測點之后的24個點。如果r波寬度大于20但小于等于30個樣本間期，則將形態學窗口限定為40個樣本點(例如，r波感測點之前的19和r波感測信號之后的20)。如果r波寬度小于等于20個樣本間期，則將所述窗口限定為30個樣本點(例如，r波感測點之前的14點和之后的15點并包括r波感測點)。在其他實施例中，可以將形態學分析窗口中的樣本點數限定為大于r波寬度的固定樣本點數，例如，r波寬度加12個樣本點。在另一示例中，限定形態學分析窗口的樣本點數可以被計算為r波寬度加r波寬度的圓形或截斷百分比。例如，可以將形態學分析窗口限定為r波寬度加r波寬度的百分之五十五(即r波寬度的150％)，高達總對準窗口的最大值或小于總對準窗口的某個部分。將形態學窗口施加到未知搏動和模板兩者上。通過模板與未知心臟信號在對準窗口內對準，在模板對準點之前和之后采取在未知搏動對準點之前和之后采取的相同的樣本點數。在設置形態學分析窗口之后，框474，計算未知信號與模板之間的相似性的形態學度量(例如諸如歸一化波形區域差異(nwad))，框476。不同的方法可以用于計算nwad。在展示的方法中，通過將形態學窗口內的未知搏動樣本點和模板樣本點中的每個樣本點的絕對振幅歸一化為各自的絕對最大峰值振幅值來計算nwad。然后通過形態學窗口對未知信號中和模板中的每對經對準的歸一化樣本點之間的絕對振幅差異進行求和來計算波形區域差異。可以通過模板區域對這一波形區域差異進行歸一化。模板區域被計算為形態學窗口中歸一化模板樣本點的所有絕對值之和。nwad則被計算為波形區域差異與模板區域的比率。存儲對準信號的nwad。此nwad可以與閾值進行比較以便將未知搏動分類為基于未知搏動與模板之間的通過超過匹配閾值的nwad證明的高相關性對模板進行匹配。可以針對給定的未知搏動來計算一個或多個nwad。在圖7示出的示例中，可以通過將對準的目標相對于已經對準的未知信號偏移一個或多個樣本點來計算附加nwad，框478。在一個實施例中，模板向右偏移一個樣本點，向右偏移兩個樣本點，向左偏移一個樣本點并且向左偏移兩個樣本點以便獲得模板與未知信號的五個不同的對準。針對每個模板對準(即對準點對準)并且模板和未知信號對準點相對于彼此在每個方向上偏移一個點和兩個點，計算nwad，框480。以此方式，五個nwad被計算以便測量未知搏動與模板(在對準且偏移的位置)之間的相似性。設備將具有最大值的nwad選擇為未知搏動的形態學度量，然后將nwad與匹配閾值進行比較(框482)以便將未知搏動分類為匹配搏動或者非匹配搏動(框484)，如以上圖5的框404-408所述。圖8是根據一個實施例的在基于搏動的分析過程中將未知搏動與模板進行對準以用于計算歸一化波形區域差異的示例性曲線圖。如圖8展示的，未知原始ecg信號502原始ecg信號模板504(使用四階差分信號對準的n個原始信號的集平均)用于通過搏動窗口512來確定形態學匹配度量。搏動窗口512的寬度和未知信號502與模板504的對準均是基于四階差分的分析。原始ecg信號502與在nsr過程中建立的原始ecg信號的模板504的模板對準點506對準、從經集平均的四階差分信號被標識為最大絕對脈沖振幅值。從未知原始ecg信號502的四階差分信號來標識未知信號對準點508。未知信號對準點508是具有與模板對準點506相同極性的最大絕對脈沖振幅值。在通過對準窗口510將模板504與未知原始ecg信號502對準之后，設置搏動窗口512。搏動窗口512是對準窗口510的子集，即短于對準窗口或者具有比對準窗口更少的樣本點。搏動窗口512是基于從未知信號的四階差分信號測量的r波寬度而設置的，如以下結合圖9描述的。搏動分析窗口512響應于r波寬度測量而被設置為大于r波寬度的某個樣本數，如上所述。設備將模板區域514確定為搏動窗口512內模板樣本點的所有歸一化絕對值之和。通過模板的最大振幅的絕對值對所述值進行歸一化。波形區域差異516被計算為未知ecg信號樣本點的對準的歸一化絕對值與模板樣本點的歸一化絕對值之間的差異的絕對值之和。在圖5中，通過采取波形區域差異516與模板區域514的比率來確定nwad，然后所述比率被用于判定(框404)未知搏動是匹配搏動(框406)還是非匹配搏動(框408)。圖9是根據另一實施例的示例性曲線圖，展示了一種用于在基于搏動的分析過程中確定r波寬度并計算歸一化波形區域差異的技術。在圖9展示的示例中，未知原始ecg信號的四階差分信號520與四階差分信號模板522對準以用于通過形態學分析窗口530來確定形態學匹配度量。未知四階差分信號520是從由設備所感測到的未知原始ecg信號中得到的并且與在nsr過程中建立的四階差分模板522對準。模板對準點524被標識為四階差分模板的最大絕對脈沖振幅值。未知信號對準點526被標識為具有與模板對準點524相同極性的最大絕對脈沖振幅值。如示出的，通過對準窗口528由將未知信號對準點526與模板對準點524進行對準所需的對準偏移對未知四階差分信號520進行偏移。在通過對準窗口528將模板522與未知四階差分信號520對準之后，設置形態學窗口530。形態學窗口530是對準窗口528的子集，并且是基于從未知四階差分信號520測量的r波寬度532。為了確定r波寬度532，設備確定未知搏動的四階差分信號520的r波起點534與r波終點536之間的差異。為了確定r波起點534，設備確定最大正脈沖峰值振幅538，并且將起點閾值540設置為最大正脈沖峰值振幅538的比例。在一個實施例中，設備將起點閾值540設置為最大正脈沖峰值振幅538的八分之一。起點534被標識為穿過起點閾值540的最大正脈沖峰值左邊的第一點，即等于或大于起點閾值540。設備將終點閾值542設置為最大負脈沖峰值振幅544的比例，并且終點536被標識為穿過終點閾值542至最大負脈沖右邊的第一點。設備將r波寬度532確定為是起點534與終點536之間的差異。形態學分析窗口530響應于r波寬度測量而被設置為大于r波寬度532的某個樣本數，如前所述。在其他示例中，最大負脈沖可以在對準窗口中更早于最大正脈沖而發生。如果是這種情況，則起點閾值被設置為最大負脈沖峰值振幅的比例，并且終點閾值被確定為穿過起點閾值至最大負峰值左邊的第一點。同樣，終點閾值被設置為最大正脈沖峰值振幅的比例，并且起點閾值被確定為穿過終點閾值至最大正脈沖右邊的第一點。形態學分析窗口530可以以r波感測信號為中心。在一些實施例中，從四階差分信號520確定的形態學分析窗口530被施加到與原始ecg信號模板對準的未知原始ecg信號，例如如圖8所示的搏動窗口512。從原始ecg信號502和模板504來確定形態學匹配度量。在圖9中展示的示例中，將形態學分析窗口530施加到四階差分信號520上；從四階差分信號520和四階差分模板522來確定形態學匹配度量。模板區域546被計算為形態學窗口530內模板樣本點的所有歸一化絕對值之和。通過模板522(在此示例點526中)的最大振幅的絕對值來對所述值進行歸一化。設備將波形區域差異548確定為未知四階差分信號樣本點的對準的歸一化絕對值與模板樣本點的歸一化絕對值之間的絕對差異之和。nwad由設備確定為波形區域差異548與模板區域546的比率，并且與匹配閾值進行比較以便將與四階差分信號520相對應的未知搏動分類為匹配搏動或者非匹配搏動，圖5的框406和408。返回至圖5，一旦使用以上描述的歸一化波形區域差分分析將單獨搏動標識為匹配搏動(框406)或者非匹配搏動(框408)，則設備判定單獨搏動是否可能被損壞(例如諸如被噪聲)，從而在確定搏動是匹配搏動(框406)或者非匹配搏動(框408)時降低了置信度水平。基于所確定的置信度水平，設備可以確定在針對三秒窗口的基于搏動的可電擊/不可電擊分析中應該丟棄搏動，如下所述。如果滿足搏動置信度閾值，框410中的是，則所述搏動被認為是高置信度搏動并且因此被標識為不應被丟棄的搏動，框412。如果不滿足搏動置信度閾值，框410中的否，則所述搏動被認為是低置信度搏動并且因此被標識為應被丟棄的搏動，框414。一旦所述搏動被標識為是高置信度搏動(框412)或者低置信度搏動(框414)，則設備判定是否已經針對三秒窗口中的所有搏動做出了判定，框416。如果尚未針對三秒窗口中的所有搏動做出判定，則針對下一搏動對將搏動標識為是匹配搏動或者非匹配搏動和高置信度搏動或者低置信度搏動的過程進行重復，框400-414。圖10是根據一個實施例的一種用于在基于搏動的分析過程中確定單獨搏動置信度的方法的流程圖。為了在圖5的框410中判定是否滿足搏動置信度閾值，設備在框402中針對與搏動相關聯的所述多個脈沖使用先前在歸一化波形區域差分分析過程中確定的參數來確定窄脈沖計數，例如脈沖數。例如，為了針對每個單獨搏動確定窄脈沖計數，設備針對在未知搏動與模板的對準過程中針對搏動在對準窗口中標識的脈沖中的每個單獨脈沖(圖6的框460)來判定脈沖的寬度是否小于預定閾值。具體地，如圖10展示的，設備得到針對搏動的標識的脈沖中的單個脈沖，框600，確定與所述脈沖相關聯的脈沖寬度，框622，并且判定所述脈沖寬度是否小于等于脈沖寬度閾值，框604。除了判定單獨脈沖的脈沖寬度是否小于等于脈沖寬度閾值，框604中的是，設備還判定所述脈沖的絕對振幅是否大于振幅閾值，框606。根據實施例中，可以將脈沖寬度閾值設置為例如23毫秒，并且將振幅閾值設置為在搏動與模板的對準過程中判定是否符合斜率閾值中使用的最大斜率的一小部分(例如諸如八分之一)，圖6的框458。雖然脈沖寬度確定(框604)被展示為發生在振幅閾值確定之前，框606，但應理解的是，框604和606的確定順序不是最重要的。因此，如果單獨脈沖的脈沖寬度不小于等于脈沖寬度閾值(框604中的否)或者脈沖的絕對振幅不大于振幅閾值(框606中的否)，則脈沖被確定為不包括在窄脈沖計數中。設備通過判定是否已經針對搏動的所有標識的脈沖(圖6的框460)做出了脈沖數是否滿足窄脈沖計數參數的判定而繼續，框610。如果尚未針對所有標識的脈沖做出判定，框610中的否，則設備標識下一脈沖，框600，并且針對下一脈沖對確定那個搏動的窄脈沖計數(框602-608)的過程進行重復。如果不但單獨脈沖的脈沖寬度小于等于脈沖寬度閾值(框604中的是)而且脈沖的絕對振幅大于振幅閾值(框606中的是)，則滿足單獨搏動的寬度閾值和振幅閾值的脈沖數(例如，窄脈沖計數)增加一，框608。一旦已經針對與搏動相關聯的所有標識的脈沖做出了判定，框610中的是，則設備將搏動的窄脈沖計數(框612)設置為等于所產生的更新后的窄脈沖計數，框608。以此方式，搏動的窄脈沖計數是搏動的滿足寬度閾值(例如，具有小于23毫秒的脈沖寬度的脈沖的數量)和振幅閾值(例如，具有大于在搏動與模板的對準過程中對是否符合斜率閾值的判定中所使用的最大斜率的八分之一的絕對振幅的脈沖的數量，圖6的框456)兩者的標識的脈沖的總脈沖數。從框612最終的窄脈沖計數則由設備在判定針對搏動是否滿足搏動置信度閾值時使用，圖5的框410。返回至圖5，當判定是否已經針對搏動滿足了搏動置信度閾值時，設備確定并將從圖10的框612中獲得的搏動的窄脈沖計數與窄脈沖計數閾值(例如諸如5)進行比較。如果窄脈沖計數小于窄脈沖計數閾值，則滿足搏動置信度閾值，框410中的是，則所述搏動被認為是高置信度搏動并且因此被標識為不應被丟棄的搏動，框412。如果窄脈沖計數不小于窄脈沖計數閾值，則不滿足搏動置信度閾值，框410中的否，則所述搏動被認為是低置信度搏動并且因此被標識為應被丟棄的搏動，框414。一旦已經針對三秒窗口中的所有搏動做出了搏動是匹配搏動或者非匹配搏動和高置信度搏動或者低置信度搏動的判定，框416中的是，則就三秒窗口中的也是高置信度搏動的非匹配搏動數是否大于非匹配閾值做出判定，框418。根據本公開的實施例，非匹配閾值被設置為預定的百分比(例如諸如75％)，從而使得如果三秒窗口中的被標識為是非匹配搏動的單獨搏動數大于三秒窗口中的所有搏動數的75％，框418中的是，則基于基于搏動的分析將三秒窗口標識為可電擊，框420。另一方面，如果三秒窗口中的被標識為是非匹配搏動和高置信度搏動兩者的單獨搏動數不大于所述窗口中的所有搏動數的75％，框418中的否，則基于基于搏動的分析將三秒窗口標識為不可電擊，框422。將三秒窗口基于搏動的分析確定為是可電擊420或不可電擊(框422)則與對三秒窗口均可電擊(框353、357、363和369)或均不可電擊(框351、355、359、365和367)的波形形態學分析一起結合使用以便判定是否轉換到下一狀態，框370，如上所述。圖11是根據本公開的實施例的示例性曲線圖，展示了在基于搏動的分析過程中針對窗口內的搏動確定脈沖。如圖11展示的，設備感測發生在三秒窗口內的每個單獨r波570，確定搏動窗口512，并且在搏動窗口512內從r波的四階差分572確定與r波570相關聯的脈沖數量(例如，脈沖計數)以用于確定針對r波570的搏動置信度，如上所述。例如，響應于感測到的r波570的四階差異572，設備確定具有八個與r波570相關聯的脈沖p1-p8。脈沖p1、p3、p5和p7是正脈沖，并且p2、p4、p6和p8是負脈沖，其中，每個脈沖p1-p8具有由具有基線576的脈沖的零交叉限定的脈沖寬度574以及在脈沖峰值580與基線576之間限定的脈沖振幅578。以此方式，設備使用經確定的脈沖p1-p8及其相關聯的脈沖寬度574和脈沖振幅578來確定窄脈沖計數，如上所述。如上所述，在此描述了用于在竇性心律期間生成模板搏動的技術。竇性心律期間的搏動模板可以用于以上關于圖4的框368所描述的基于搏動的分析或其他搏動分析算法。所述搏動模板可以在初始模板獲取階段自動獲取并且可以周期性地或響應于模板使驗證、確認或質量檢查失敗而重新獲取。圖12是根據本公開的實施例的用于應用搏動資格標準來獲取用于生成模板的合格搏動的方法的流程圖。在圖12的流程圖中執行的步驟可以由icd14的多個部件(包括例如微處理器142和/或控制單元144)中的任一部件來實現。而且，經由感測電路系統190獲得的心臟電信號(原始的和/或經處理的)以及與心臟信號相關聯的任何判定/結果(例如，設備14的狀態、標識搏動、搏動定時、搏動間期、幅值、噪聲判定等)可以存儲在icd14的存儲器內以備稍后處理、傳輸、報警等。如圖12中所展示的，為了確定在模板生成期間使用期望的搏動，所述設備沿著每個感測向量ecg1和ecg2在感測心臟信號期間對搏動進行標識，框700。所述設備判定所述設備是否處于不相關操作狀態302下，框702。如上所述，在一個示例中，所述設備可以仍處于不相關狀態302下，只要所估計的心率低于閾值(例如，vt或vf閾值)。可以根據r波間期(例如，r-r間期)來計算估計的心率，例如，r波間期的均值大于閾值。換言之，所述設備確保心律不是快速性心律失常。如果所述設備未處于不相關操作狀態(例如，所估計的心率大于或等于心率閾值)下，框702中的否，則忽略作為用于生成模板的候選搏動的相應感測搏動，并且以下一搏動重復所述過程，框700。如果所述設備處于不相關操作狀態(例如，所估計的心率小于心率閾值)下，框702中的是，則所述設備判定針對每個感測向量ecg1和ecg2的搏動是否發生在彼此的預定閾值時間內，框704。所述設備可以利用其他技術來確定心律是正常竇性心律并且僅在心律被表征為正常竇性心律時轉換至框704。根據一個實施例，為了判定針對一個感測向量ecg1所感測到的搏動是否在另一感測向量ecg2中同時感測到的搏動(例如在ecg2中所感測到的時間上最接近ecg1的搏動的搏動)的閾值時間內。例如，所述設備將與感測針對一個感測向量ecg1所所感測到的搏動相關聯的感測標記與針對另一感測向量ecg2所所感測到的搏動進行比較。如果這兩個感測標記的時間值之差在預定范圍內(諸如例如在彼此的60ms內或更少)，則確定搏動在彼此的閾值時間內，框704中的是。如果這兩個感測標記的值之差不在預定范圍內(例如，差大于60ms)，則確定搏動不在彼此的閾值時間內，框704中的否，并且當前搏動被確定為不是合格搏動、出于模板生成目的而被丟棄或忽略，并且以下一搏動重復所述過程，框700。以此方式，對由這兩個感測向量所感測到的同時感測搏動的感測標記值之差進行比較，所述設備通過避免可能由于p波、t波、寬qrs、或噪聲而發生的過感測搏動來尋址可能的過感測實例/在感測向量之一而非在另一感測向量內的偽像。如果來自這兩個感測向量的同時感測搏動被確定為處于彼此的閾值時間內，框704中的是，則所述設備判定形成針對每個感測向量而同時所感測到的當前搏動的rr間期(框706)是否處于預定間期閾值內，框708。選擇間期閾值以便確保在患者具有低心率(諸如例如每分鐘小于100次搏動)的情況下獲取用于生成模板的搏動。圖12a是根據本公開的實施例的對沿著兩個感測向量所所感測到的同步感測r波進行檢測的示意圖。如圖12和圖12a中所展示的，沿著這兩個感測向量ecg1和ecg2兩者來感測心臟信號701，并且所述設備確定沿著一個感測向量ecg1所所感測到的r波709以及沿著另一個感測向量ecg2所所感測到的r波711在r波709與r波711之差707小于閾值時間時同時被感測，如上所述。為了確定與當前所感測到的同時感測rr間期相關聯的rr間期，框700，所述設備確定在這兩個感測向量中的前述同時感測r波(r波703和r波705)，并且分別針對每個感測向量ecg1和ecg2來判定與同時感測r波703、705、709和711相關聯的所產生的間期713是否小于間期閾值，框708。如果針對每個感測向量形成當前同時感測搏動703、705、709和711的rr間期713(框706)未在預定間期閾值內，框708中的否，(例如，每分鐘不小于100次搏動)，則當前搏動被確定為不是合格搏動、出于模板目的被丟棄或忽略，并且以下一搏動重復所述過程，框700。另一方面，如果形成當前同時感測搏動705、707、709和711的rr間期在預定間期閾值內，框708中的是，則所述設備確定來自第一感測向量ecg1的搏動和來自第二感測向量ecg2的搏動兩者的幅值，框710。在一個示例中，所述設備可以將搏動的幅值確定為所確定的最大絕對脈沖幅值524，如以上關于圖9所描述的。然而，在其他實施例中，其他技術可以用于確定搏動的幅值。所述設備將來自第一感測向量ecg1的搏動和來自第二感測向量ecg2的搏動兩者的幅值與最大幅值閾值進行比較，框712。在一個示例中，最大幅值閾值可以等于50μv。如果搏動兩者的最大幅值均被確定為小于幅值閾值，框712中的否，則當前搏動被確定為不是合格搏動、出于模板目的被丟棄或忽略，并且以下一搏動重復所述過程，框700。如果僅一個搏動的最大幅值被確定為大于或等于幅值閾值，框712中的是，則不滿足幅值閾值的搏動被確定為不是合格搏動并且出于模板生成目的被丟棄或忽略，并且所述設備判定滿足幅值閾值的搏動是否處于嘈雜通道上，框714。如果搏動兩者的最大幅值被確定為大于幅值閾值，框712中的是，則所述設備判定所述搏動中的任一搏動是否處于嘈雜感測通道上，框714。所述設備在框714處可以通過分析感測搏動周圍的搏動窗口來判定感測通道是否嘈雜。所述設備在框714處可以執行與圍繞感測搏動的心臟信號相似的分析，如以上關于圖10和圖11所描述的。例如，所述設備可以限定圍繞搏動的時間窗口(在此被稱為“搏動窗口”)，例如，所述窗口包括搏動之前和之后的樣本數據點。針對每個搏動，例如，所述設備存儲在其上發生r波所感測到的樣本點之前的n個點以及之后的n個點。2n+1個樣本點限定了搏動窗口。在一個實施例中，對準窗口是以r波感測點為中心的53個樣本點(n＝26)。在其他實例中，搏動窗口可以不以r波感測點為中心。相反，搏動窗口可以包括r波感測點之前比之后更多的樣本點，或者反之亦然。在一個示例中，所述設備可以獲得搏動窗口內的心臟信號的四階差異并且確定如圖10中所描述的搏動窗口的窄寬度脈沖計數。所述設備在窄寬度脈沖計數大于閾值數(例如，在一個實例中為六)時確定搏動窗口嘈雜。在不脫離本申請的范圍的情況下，可以使用其他技術來判定搏動窗口是否嘈雜。如果滿足幅值閾值的搏動不在嘈雜搏動窗口中，框714中的否，則針對那個通道的搏動被確定為是用于生成模板的合格搏動(框716)，如下所述。如果滿足幅值閾值的感測通道處于嘈雜搏動窗口內，框714中的是，則針對那個通道的搏動被確定為不是合格搏動、出于模板目的被丟棄或忽略，并且以下一搏動重復所述過程，框700。如果搏動兩者的最大幅值被確定為大于幅值閾值，框712中的是，則所述設備判定這兩感測通道是否嘈雜，框714，并且如果一個通道嘈雜并且另一通道不操作，則將與不嘈雜的通道相關聯的搏動標識為合格搏動，框716，并且另一波導被確定為不是合格搏動、出于模板目的被丟棄或忽略，并且以下一搏動重復所述過程。如果搏動兩者的最大幅值被確定為大于幅值閾值，框712中的是，并且這兩者均被確定為不嘈雜，框714中的否，則將搏動標識為是用于生成模板的合格搏動(框716)，如下所述。如果搏動兩者均被確定為滿足幅值閾值，框712中的是，但這兩者均被確定為嘈雜，框714中的是，則當前搏動被確定為不是合格搏動、出于模板目的被丟棄或忽略，并且以下一搏動重復所述過程，框700。以此方式，針對感測向量的搏動兩者來單獨執行對這兩個通道中的搏動的幅值是否大于幅值閾值(框712)的判定以及對通道是否嘈雜的判定(框714)。圖12的流程中的步驟是用于應用搏動資格標準來獲取用于生成模板的合格搏動的一種示例技術。在其他實例中，搏動資格標準可以包括更多或更少的標準。例如，可能無需流程的步驟中的一個或多個步驟來獲取用于生成模板的合格搏動和/或可以包括其他附加步驟。例如，可以在無需需要幅值大于閾值的搏動資格標準的情況下或者在無需檢測搏動周圍的窗口是否嘈雜的情況下或者無需任一步驟的情況下檢測合格搏動。圖13是根據本公開的實施例的生成搏動模板的流程圖。在圖13的流程圖中執行的步驟可以由icd14的多個部件(包括例如微處理器142和/或控制單元144)中的任一部件來實現。而且，經由感測電路系統190獲得的心臟電信號(原始的和/或經處理的)以及與心臟信號相關聯的任何判定/結果(例如，設備14的狀態、標識搏動、搏動定時、搏動間期、形態、幅值、噪聲判定等)可以存儲在icd14的存儲器內以備稍后處理、傳輸、報警等。所述設備例如從與icd14相關聯的存儲器或直接從感測電路系統190獲得合格搏動，框718。可以使用以上在圖12中所描述的技術來標識(多個)合格搏動并且將所述合格搏動存儲在存儲器內。可替代地，可以使用其他技術來標識(多個)合格搏動。所述設備確定在哪個子組中放置當前標識的合格搏動，框720。為此，所述設備可以在存儲器內創建多個子組和/或利用與子組相關聯的旗幟將相關聯數據標記在存儲器內。所述設備判定是否已經達到搏動模板獲取閾值，框722。所述搏動模板獲取閾值可以是閾值時間(例如，60秒)、合格搏動的閾值數(例如，15個合格搏動)、基于時間和搏動數(例如，60秒內的15個合格搏動)確定的閾值。如果已經達到獲取閾值，框722中的是，則模板獲取失敗，丟棄子組中的搏動，框723，并且以下一合格搏動重新開始所述過程，框718。如果尚未達到獲取閾值，框718中的否，則所述設備判定所產生的子組之一是否大于或等于子組閾值，框724。如果所產生的子組之一不大于等于子組閾值，框724中的否，則使用下一預定數量的合格搏動來重復所述過程，框718。例如，根據一個實施例，子組閾值可以設置為10個搏動，所述搏動使用以上所述的設備的歸一化波形區域差分基于基于搏動的形態學匹配方案被確定為匹配搏動。如果所產生的子組之一被確定為大于或等于子組閾值，框724中的是，則使用填充子組的10個搏動來生成模板，框726。根據一個實施例，在框726中使用以上所述的那些10個搏動的集平均來生成模板。圖14是根據本公開的實施例的在模板生成期間確定合格搏動的子組的示意圖。在一個示例中，圖14中所展示的技術可以在圖13的框720中使用。而且，在圖12的流程圖中執行的步驟可以由icd14的多個部件(包括例如微處理器142和/或控制單元144)中的任一部件來實現。標識搏動、搏動的形態、或在將搏動分組成子組時所使用的其他數據可以存儲在icd14的存儲器內和/或在分析過程中使用存儲在存儲器中的數據(例如，與心臟信號相關聯的數據)被生成。所述設備獲得合格搏動，框728，并且判定合格搏動是否為第一合格搏動，框730。如果合格搏動為第一合格搏動，框730中的是，則將搏動放置在存儲器內的第一子組內，并且由于其是定位在子組內的第一搏動，因此將所述搏動標識為子組模板搏動，框732。所述設備獲得下一確定的合格搏動，框728。由于下一合格搏動(第二搏動)不是第一合格搏動，框730中的否，因此所述設備將下一合格搏動與第一子組的模板搏動進行比較，框734。所述設備可以使用多種搏動匹配技術(包括以上所述的nwad方案)中任一種技術將下一合格搏動與模板搏動進行比較。例如，所述設備判定第二搏動與第一子組的模板搏動之間是否存在匹配，例如，匹配分值是否大于預定匹配閾值(諸如例如百分之60)。如果第二合格搏動與第一子組的模板搏動匹配，框734中的是，則將搏動添加至存儲器內的第一子組，框736。如果第二合格搏動與第一子組的模板搏動不匹配，框734中的否，則就搏動的第二子集是否已經被創建或者填充有任何搏動做出判定，框738。如果搏動的第二子集尚未被創建或者未填充有任何搏動，框738中的否，則將搏動放置在存儲器中的第二子組內，并且由于其是定位在第二子組內的第一搏動，因此將所述搏動標識為第二子組模板搏動，框740。一旦第二合格搏動被放置在第一子組中(框736)或者第二子組中(框740)，則所述設備獲得下一確定的合格搏動(第三合格搏動)，框728。由于下一合格搏動(第二搏動)不是第一合格搏動，框730中的否，因此將第三合格搏動與第一子組的模板搏動進行比較，并且就第三搏動是否與第一子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第三搏動與第一子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框734。如果第三合格搏動與第一子組的模板搏動匹配，框734中的是，則將搏動添加至存儲器內的第一子組，框736。如果第三合格搏動與第一子組的模板搏動不匹配，框734中的否，則就搏動的第二子集是否已經被創建或者填充有任何搏動做出判定，框738。如果搏動的第二子集尚未通過第二合格搏動被創建或者未填充有任何搏動，框738中的否，則將第三合格搏動放置在存儲器的第二子組內，并且由于其是定位在第二子組內的第一搏動，因此將所述第三合格搏動標識為第二子組模板搏動，框740。如果第二子組已經被創建或者已經包括至少一個搏動，框738中的是，則將第三合格搏動與第二子組的模板搏動進行比較，并且就第三合格搏動是否與第二子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第三搏動與第一子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框742。如果第三合格搏動與第二子組的模板搏動匹配，框742中的是，則將搏動添加至存儲器內的第二子組，框744。如果第三合格搏動與第二子組的模板搏動不匹配，框742中的否，則就第三子組是否已經被創建或者填充有搏動做出判定，框746。由于第三子組尚未被創建(已經在此點處分析了僅兩個合格搏動)，框746中的否，則將第三搏動放置在存儲器內的第三子組內，并且由于其是定位在第三子組內的第一搏動，因此將所述搏動標識為第三子組模板搏動，框748。一旦第三合格搏動被放置在第一子組中(框736)或者第二子組中(框744)或者被設置為子組之一的模板搏動(框740或框748)，則所述設備獲得下一確定的合格搏動(第四合格搏動)，框728。由于第四合格搏動不是第一合格搏動，框730中的否，因此將第四合格搏動(框728)與第一子組的模板搏動進行比較，并且就第四搏動是否與第一子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第四搏動與第一子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框734。如果第四合格搏動與第一子組的模板搏動匹配，框734中的是，則將搏動添加至存儲器中的第一子組，框736。如果第四合格搏動與第一子組的模板搏動不匹配，框734中的否，則就搏動的第二子集是否已經被創建或者包括至少一個搏動做出判定，框738。如果搏動的第二子集尚未通過第二或第三合格搏動被創建或者不包括至少一個搏動，框738中的否，則將第四合格搏動放置在存儲器內的第二子組內，并且由于其是定位在第二子組內的第一搏動，因此將所述第四合格搏動標識為第二子組模板搏動，框740。如果通過第二搏動或第三搏動創建了第二子集組，框740中的是，則將第四合格搏動與第二子組的模板搏動進行比較，并且就第四搏動是否與第二子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第四搏動與第二子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框742。如果第四合格搏動與第二子組的模板搏動匹配，框742中的是，則將搏動定位在存儲器中的第二子組內，框744。如果第四合格搏動與第二子組的模板搏動不匹配，框742中的否，則就搏動的第三子集是否已經被創建或者填充有任何搏動做出判定，框746。如果搏動的第三子集尚未通過第三搏動被創建，框746中的否，則將第四合格搏動放置在第三子組內，并且由于其是定位在存儲器中的第三子組內的第一搏動，因此將所述第四合格搏動標識為第二子組模板搏動，框748。如果通過第三搏動創建了第三子集組，框746中的是，則將第四合格搏動與第三子組的模板搏動進行比較，并且就第四搏動是否與第三子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第四搏動與第三子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框750。如果第四合格搏動與第三子組的模板搏動匹配，框750中的是，則將第四合格搏動添加至存儲器中的第三子組，框752。如果第四合格搏動與第三子組的模板搏動不匹配，框750中的否，則就第四子組是否已經被創建或者填充有至少一個搏動做出判定，框754。由于第四子組尚未被創建或者未填充有至少一個搏動，框754中的否，則將第四合格搏動放置在存儲器的第四子組內，并且由于其是定位在第四子組內的第一搏動，因此將所述搏動標識為第四子組模板搏動，框756。一旦第四合格搏動被放置在第一子組中(框736)、第二子組中(框744)、第三子集組中(框752)或者被設置為子組之一的模板搏動(框740、框748或框756)，則所述設備得到第五合格搏動，框728。由于第五合格搏動不是第一合格搏動，框730中的否，因此所述設備將第五搏動與第一子組的模板搏動進行比較，并且就第五搏動是否與第一子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第五搏動與第一子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框734。如果第五合格搏動與第一子組的模板搏動匹配，框734中的是，則將第五搏動添加至第一子組，框736。如果第五合格搏動與第一子組的模板搏動不匹配，框734中的否，則就是否已經創建了搏動的第二子集做出判定，框738。如果搏動的第二子集尚未通過前述合格搏動之一被創建，框738中的否，則將第五合格搏動放置在第二子組內，并且由于其是定位在第二子組內的第一搏動，因此將所述第五合格搏動標識為第二子組模板搏動，框740。如果通過現有搏動之一創建了第二子集組，框738中的是，則將第五搏動與第二子組的模板搏動進行比較，并且就第五搏動是否與第一子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第四搏動與第二子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框742。如果第五合格搏動與第二子組的模板搏動匹配，框742中的是，則將搏動添加至第二子組，框744。如果第五合格搏動與第二子組的模板搏動不匹配，框742中的否，則就是否已經創建了搏動的第三子集做出判定，框746。如果搏動的第三子集尚未通過前述合格搏動之一被創建，框746中的否，則將第五合格搏動放置在第三子組內，并且由于其是定位在第三子組內的第一搏動，因此將所述第五合格搏動標識為第三子組模板搏動，框748。如果通過現有搏動之一創建了第三子集組，框746中的是，則將第五搏動與第三子組的模板搏動進行比較，并且就第五搏動是否與第三子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第五搏動與第三子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框750。如果第五合格搏動與第三子組的模板搏動匹配，框750中的是，則將搏動添加至第三子組，框752。如果第五合格搏動與第三子組的模板搏動不匹配，框750中的否，則就是否已經創建了搏動的第四子集做出判定，框754。如果搏動的第四子集尚未通過前述合格搏動之一被創建，框754中的否，則將第五合格搏動放置在第四子組內，并且由于其是定位在第四子組內的第一搏動，因此將所述第五合格搏動標識為第四子組模板搏動，框756。如果通過前述搏動中的任一搏動創建了第四子集組，框756，則將第五搏動與第四子組的模板搏動進行比較，并且就第五搏動是否與第四子組的模板搏動匹配做出判定(例如，在第五搏動與第四子組的模板搏動之間確定的nwad大于匹配閾值)，框758。如果第五合格搏動與第四子組的模板搏動匹配，框758中的是，則將搏動添加至第四子組，框760。如果第五合格搏動與第四子組的模板搏動不匹配，框758中的否，則所述設備確定已經達到了搏動子組的最大數量并且丟棄子組內的搏動，框762。以最新獲得的合格搏動在框718處重新開始所述過程。可替代地，如果第五搏動與第四子組模板不匹配，則可以僅丟棄第五搏動，并且以下一搏動重復所述過程直到在圖13的框722中符合獲取閾值。在此情況下，框762將不存在。以此方式，所述設備將第一合格搏動設置為第一子組模板(例如，子組中的第一搏動)，并且如果第二合格搏動與第一子組模板搏動匹配(nwad>＝60％)，則將第二搏動放置在第一子組中。如果第二搏動與第一子組模板搏動不匹配，則將第二搏動作為第二子組模板放置在第二子組中。如果第三搏動與第一子組模板搏動匹配，則將第三搏動放置在第一子組中。如果第三搏動與第一子組模板搏動不匹配并且如果第二子組模板不存在(因為第二搏動被放置在第一子組中)，則將第三搏動作為第二子組模板放置在第二子組中。否則，如果第二子組模板已經存在并且第三搏動與第二子組模板匹配，則將第三搏動放置在第二子組中，或者如果第三搏動與第二子組模板不匹配，則將第三搏動作為第三子組模板放置在第三子組中。接著，如果第四搏動與第一子組模板匹配，則將第四搏動放置在第一子組中。如果第四搏動與第一子組模板搏動不匹配并且如果第二子組模板不存在(因為第二或第三搏動被放置在第一子組中)，則將第四搏動作為第二子組模板放置在第二子組中。否則，如果第二子組模板已經存在并且第四搏動與第二子組模板匹配，則將第四搏動放置在第二子組中。如果第四搏動與第二子組模板不匹配并且如果第三子組模板不存在(因為第三搏動被放置在第一或第二子組中)，則將第四搏動作為第三子組模板放置在第三子組中。否則，如果第三子組模板已經存在(因為第三搏動被放置在第三子組中)并且第四搏動與第三子組模板匹配，則將第四搏動放置在第三子組中。如果第四搏動與第三子組模板不匹配，則將第四搏動作為第四子組模板放置在第四子組中。接著，如果第五搏動與第一子組模板匹配，則將第五搏動放置在第一子組中。如果第五搏動與第一子組模板不匹配，則如果第二子組模板不存在，則將第五搏動作為第二子組模板放置在第二子組中。否則，如果第二子組模板已經存在并且第五搏動與第二子組模板匹配，則將第五搏動放置在第二子組中。如果第五搏動與第二子組模板不匹配，則如果第三子組模板不存在，則將第五搏動作為第三子組模板放置在第三子組中。如果第三子組模板已經存在，將第五搏動與第三子組模板進行比較并且如果第五搏動與第三子組模板匹配，則將第五搏動放置在第三子組中。如果第五搏動與第三子組模板匹配，則如果第四子組模板不存在，則將第五搏動作為第四子組模板放置在第四子組中。否則，如果第四子組模板已經存在并且第五搏動與第四子組模板匹配，則將第五搏動放置在第四子組中。如果第五搏動與第四子組模板不匹配，則丟棄第五搏動，并且重新開始獲取過程。在另一實施例中，如果第五搏動與第四子組模板不匹配，則可以僅丟棄第五搏動，并且以下一搏動重復所述過程直到如關于圖13的框722所述的搏動模板獲取閾值(例如，已經分析了閾值數量的搏動或者定時器已到期)。假設搏動1-5被放置在四個子組之一中，針對搏動6-15重復所述過程直到子組之一填充有十個搏動，并且所述十個搏動然后在集平均方案中用于生成模板(如上所述)，通過將最后九個搏動與第一搏動對準、使用以上所述的對準過程以便例如建立模板。雖然圖13和圖14被描述為將搏動放置在存儲器中的子組內，但是可以使用其他技術對搏動進行分組。例如，可以利用與各子組相對應的旗幟或指針來標記與搏動相關聯的存儲器的多個部分。這樣，將搏動放置在子組內不需要物理地移動存儲器內周圍的數據。結合在此呈現的流程圖所描述的方法可以在非瞬態計算機可讀介質中實現，所述非瞬態計算機可讀介質包括用于使可編程處理器(諸如微處理器224)執行所述方法的指令。“計算機可讀介質”包括但不限于任何易失性或非易失性介質，諸如ram、rom、cd-rom、nvram、eeprom、閃存等。所述指令可以被實現為一個或多個軟件模塊，所述軟件模塊由它們自己執行或與其他軟件組合地執行。應當理解的是，雖然以上所描述的流程圖中的特征被描述為以特定順序被執行，但是在執行流程圖的特征時的順序可以不同于所描述的順序。因此，已經參照具體實施例在前述說明書中呈現了用于在模板生成期間進行搏動獲取的方法和裝置。應當認識到，可以在不脫離如在以下權利要求中所闡述的本公開的范圍的情況下對參考實施例做出各種修改。當前第1頁12當前第1頁12