可植入的心臟刺激裝置中的準確的心臟事件檢測的製作方法

2023-07-28 07:53:06 1

專利名稱：：可植入的心臟刺激裝置中的準確的心臟事件檢測的製作方法
技術領域：
：本發明一般涉及感測和分析心臟信號的可植入的醫療器械繫統。更具體地，本發明涉及在患者體內捕獲心臟信號以便分類心搏動並控制用於治療心律失常的治療的可植入的醫療器械。
背景技術：
：可植入的心臟刺激裝置通常在患者體內感測心臟電信號，以便將該患者的心臟節律分類為正常/良性或惡性，從而阻止、治療、或終止惡性節律。這樣的惡性節律可以包括，例如，心室纖顫和一些室性心動過速。可植入的醫療器械如何精確地分析捕獲的信號決定了它可以如何適當地控制治療。新的和替代的用於在可植入的醫療器械中檢測和/或分析捕獲的心臟事件的方法和裝置是需要的。
發明內容本發明的各種說明性實施例意在通過可植入的醫療器械來提高心臟事件檢測的準確性。本發明可以被具體化為方法和/或裝置。圖1是示出了用於檢測的方法的流程圖，所述方法包括識別和響應檢測的事件的幅度相似性/不相似性；圖2示出了代表性的皮下植入式心臟刺激系統；圖3示出了現有技術檢測曲線；圖4圖形化地描述了捕獲的心臟信號的過度檢測；圖5示出了使用兩個前峰值的平均值計算「估計峰值」；圖6A-6B示出了說明性的檢測曲線；圖7A-7B圖形化地示出了基於捕獲的信號的相似性/不相似性測量的動態檢測曲線的變化；圖8是可植入的醫療器械中的心臟信號分析的說明性例子的流程圖；圖9是可植入的醫療器械中的心臟信號分析的另一個說明性例子的流程圖；圖10示出了在心室纖顫的開始期間使用檢測曲線的說明性例子的檢測。圖11示出了用於說明性例子的一組檢測曲線和參數；以及圖12示出了用於另一個說明性例子的全組檢測曲線和參數。具體實施例方式應當參照附圖來閱讀以下的詳細說明。所述附圖，其不一定按比例，描述了說明性的實施例並且不是意在限制本發明的範圍。除非隱含地要求或明確地說明，下述方法不要求任何特定的步驟順序。應當理解的是，在某些實施例中，當以下的例子提及「當前事件」時，這意味著最近檢測的事件正被分析。然而，這並不必需是如此，並且一些實施例執行被延遲了一個或多個事件檢測或固定的時間段的分析。可植入的裝置通常為被植入者計算心臟速率或心跳速率。心臟或心跳速率通常以每分鐘心跳(bpm)而被給出。這樣的裝置隨後或是單獨或是結合一些其它因素(例如，有時形態學被使用)使用所述心臟速率，以確定所述被植入者是否需要治療。心臟速率的計算可以通過觀察在其處「事件」被所述植入的裝置檢測的速率而被執行。在說明性的例子中，通過將接收的信號與由檢測曲線定義的檢測閾值相比較，事件被檢測。檢測曲線的說明性的例子在圖3、6A、6B、和11-12中示出。當所述接收的信號穿過所述檢測閾值時，檢測的事件被聲明。心電圖包括若干部分(經常被稱作「波」)，根據公知的慣例，所述若干部分用包括P、Q、R、S、和T的字母標記，每一個字母對應於特定的生理事件。典型的是，設計檢測算法以感測R波，儘管任何部分，如果重複地被檢測，都可以被用於產生心跳速率。如果除了心臟速率外還使用形態學(形狀)分析，則所述系統可以捕獲和/或分析包括所述Q、R和S波的周期的部分，被稱為QRS波群。患者的心臟周期的其它部分，諸如P波和T波，常常被視為不尋求估計心臟速率的目的的人為產物，儘管這並不必須是如此。可以在近場或遠場中執行感測。心內電圖由近場中產生的信號分量支配，而表面或皮下感測捕獲所述遠場中的信號。所述R波常常具有比心臟周期的其他部分更大的幅度，儘管這可以根據信號如何和從什麼位置被感測和/或隨患者的生理機能而變化。通常，為了確定速率的目的，每個心臟周期只被計數一次。如果在單個心臟周期中，所述裝置聲明了多於一個的檢測的事件，則可以發生過度檢測(諸如雙重或三重檢測)。如果R波和拖尾T波兩者從單個心臟周期中被檢測，或者如果寬QRS波群被檢測兩次，則這可以發生。如果噪聲導致事件在沒有心臟事件已發生時被聲明，例如由於外部噪聲、起搏假象、骨骼肌噪聲、電療等，則過度檢測也可以發生。過度檢測可以導致心臟周期的過度計數。例如，如果一個心臟周期發生並且檢測算法聲明了多個檢測事件，則過度檢測已發生。如果心臟速率隨後通過計數這些檢測中的每一個而被計算，則過度計數發生。計算的心臟速率可以單獨或結合其它因素被使用以將心搏動分類為惡性的或良性的。通常基於這種分類做出治療決定。依賴於過度檢測的事件的過度計數可以導致錯誤的高速率計算。心臟速率的誤算可以導致不正確的治療決定並且，特別地，不正確的治療提供。然而，通過使裝置對接收的信號不敏感來簡單地阻止過度檢測可以引起感測不足，所述感測不足可以損害或延遲所需的治療的提供。說明性的實施例利用如圖1的高級功能性框圖所示的檢測方法。在此用下面提供的更詳細的例子來簡要地介紹該方法。所述說明性的方法利用如圖3、6A、6B、11、和/或12中的一個所示的檢測曲線。在圖1的說明性的例子中，當檢測的事件彼此相似時，使用相對更敏感的檢測曲線，並且當檢測的事件彼此不相似時，使用相對更不敏感的檢測曲線。如在步驟10處所示，將最近檢測的事件的峰值和前面的峰值相比較。所述說明性的例子使用在步驟10處的比較來將所述最近檢測的事件峰值歸類為相對於所述前面的峰值是相似的12或是不相似的14。步驟10處的比較可以採用下面的形式，例如aζNewPeakAmplitudeζτ~>AS-r~Γ>1ΛTV^SJDPnorPeakAmplitude其中A和B是預先確定的值。在所述說明性的例子中，如果上面的公式產生「真」的結果，則所述峰值是相似的；否則它們是不相似的。該公式的中間的比值被稱為峰值比。在說明性的例子中，A=0.8而B=1.2。在其它例子中，A可以在0.5-0.9的範圍中，而B可以在1.1-1.5的範圍中。相似/不相似分析的另外的例子在下面提供。如果所述最近檢測的事件峰值相似於前面的峰值，如在步驟12處所示的，「相似的」檢測曲線被應用，如在步驟16處所示。另一方面，如果所述最近檢測的事件峰值不相似於前面的峰值，如在步驟14處所示，「不相似的」檢測曲線被應用，如在步驟18處所示。相似的或不相似的檢測曲線的選擇修改了所述檢測方法的敏感度。在一個例子中，所述相似的檢測曲線比不相似的檢測曲線更敏感，如在步驟20A/20B處所示。在另一個例子中，相似的檢測曲線比不相似的檢測曲線更不敏感，如在步驟22A/22B處所示。被採用的相似的或不相似的檢測曲線16、18隨後被用於檢測下一個檢測曲線閾值越界，如在步驟M處所示。所述方法隨後通過A沈重複。在其中檢測曲線更敏感或更不敏感的例子在下面示出。簡言之，檢測曲線通常定義時間中給定點處的幅度，並且如果捕獲的信號超過檢測曲線定義的幅度，則發生檢測。通過提高或降低檢測曲線和/或修改檢測曲線的時間線，敏感度被提高或降低。在另一個實施例中，相似/不相似分析可以包括間隔規則。例如，當兩次檢測之間的間隔較長時，雙重檢測的可能性降低。在說明性的實施例中，被相對長的間隔(例如，大於500毫秒)分開的兩個連續的檢測不經歷相似/不相似分析，因為在長的間隔期間它們不大可能過度檢測。相反，當大於預先確定的閾值的長度的間隔被識別時，相似的或不相似的檢測曲線中的一個或另一個自動地被採用。預期的是，本發明可以以若干種形式被具體化，至少包括可植入的心臟監視系統和可植入的心臟刺激系統。說明性的皮下心臟刺激系統在圖2中示出。所述皮下系統相對於心臟30而被示出，並且包括被耦合到導線36的筒32。所述筒32容納用於執行心搏動的分析以及用於提供刺激輸出的操作電路系統。罐電極(canelectrode)34被布置在所述筒32上。在一些實施例中，可以將筒32的表面(而不是分立電極34)作為電極。導線36包括3個說明性的電極，示為環電極38、線圈電極42、和尖頭電極(tip9electrode)40。這些電極38、40、42和所述罐電極34可以定義多個感測矢量，諸如V1、V2、V3並且，可選地，V4。如果期望，可以將一個或更多矢量VI、V2、V3、和V4選擇用作預設感測矢量，例如，如在題為"用於在可植入的醫療器械中感測矢量選擇的系統和方法(SystemandMethodsforSensingVectorSelectioninanImplantableMedicalDevice)"的美國專利申請公開No.2007-0276445中所討論的。說明性的皮下系統還在美國專利No.6，647，292、和6，721，597、和7，149，575中示出。可以通過使用任選的電極對來施加刺激；一個說明性的例子使用所述罐電極34和線圈電極42來提供刺激。在又另一個實施例中，多個感測矢量可以同時地被使用。程式設計師44也被示出。通過廣為人知的方法，所述程式設計師可以被用於如期望的那樣配置植入系統。這些可以包括，例如，射頻或電感遙測通信。本發明不限於任何特定的硬體、植入位置或配置。相反，本發明意在作為對任何可植入的心臟監視和/或治療系統的改進。本發明的實施例可以採用裝置或系統的形式，用來作為僅在皮下的、靜脈單腔或多腔的、心外膜的或血管內的可植入的除纖顫器或監視系統、或作為用於任何這類系統的方法。圖2略去了各種解剖標誌。將所示的說明性的系統植入被植入者的肋骨架(未示出)的外面。說明性地示出的位置將筒32大約放置在被植入者的左腋窩下、和心尖持平、導線36向胸骨中延伸並且隨後沿著胸骨左側向患者頭部延伸。例如，植入物可以相似於題為〃用於皮下電極插入的裝置和方法(ApparatusandMethodforSubcutaneousElectrodeInsertion)「的共同受讓的美國專利申請公開No.2006_012沈76中所示出的。可以將筒32放置在前部、側部、和/或後部位置，包括且不限於腋部、胸部、和胸下部位置，以及安放於患者軀幹的左邊或右邊。所述導線36隨後可以被放置在多個合適的配置中的任何一個中，包括前後部結合、僅前部結合、經靜脈的放置，或者其他血管放置。監視系統的實施例可以是皮下植入的系統，所述系統具有多個位於其上的電極的外殼，帶有或不帶有導線。土3-5提供了對檢測曲線和其使用的介紹。圖4中示出了將圖3的檢測曲線施加於捕獲的心臟信號，其示出了使用這種曲線的過度檢測。圖5示出了「估計峰值」的計算，所述「估計峰值」被用於產生由如圖3-4中示出的檢測曲線定義的幅度。應該注意的是，為了簡化的目的，在此示出的檢測曲線使用已整流的信號而被示出。本領域的技術人員會認識到，未整流的信號的檢測曲線也將有效地定義感測基線的負側上的檢測曲線。圖3在50處用其出於示意性的目的所標出的部分示出了檢測曲線。所述檢測曲線包括不應期，用交叉陰影示出。所述不應期是跟隨閾值越界之後的初始時間階段。在不應期期間，捕獲的信號數據可以被記錄和/或分析，但另外的檢測的事件不被聲明。跟隨不應期是指數衰減階段，如所示的。所述指數衰減將所述檢測閾值從起始點隨著時間降低到所述裝置的感測基底。這種檢測曲線的一些問題在Perttu等人的美國專利No.5，709，215中被討論。所述「感測基底」可以由裝置的硬體限制和/或由裝置的周圍噪聲環境所限定。感測基底還可以以任何適合的方式被選擇。用於感測基底的值可以依據特定的可植入的心臟刺激系統的特性(例如，包括輸入電路、濾波器能力、電極位置和大小以及患者生理機能)而變化，如在此使用的、並且為了說明目的，每個不應期期間的用於檢測曲線的所示高度代表了在那個時間心臟信號的「估計峰值」幅度。在工作中，所述被植入的裝置利用一個或更多前面的檢測的事件以評估心臟信號中的峰值的幅度。說明性的估計的峰值的計算在圖5中示出。在圖3的說明性的檢測曲線中，跟隨不應期的指數衰減使用所述估計的峰值作為它的起始點。並且跟隨指數衰減曲線，從所述估計的峰值降到所述感測基底或一些其他選擇的值。圖4示出了在將圖3的檢測閾值，在64示出，施加到捕獲的心臟信號62期間可能出現的問題。在圖4中，不應期由交叉陰影指示出，如在60、66、68、70、和72處所示。在60、66、和70處的不應期覆蓋所述捕獲的信號62中的QRS波群；由於心臟信號的所期望的部分已被檢測，這些檢測可以被認為是「準確的」。T波在74、76、和78處示出。如可在74處所見的，跟隨不應期60的T波不引起檢測，儘管它在幅度上接近於衰減檢測曲線64。在76處，下一個T波穿過所述衰減檢測曲線，導致後接不應期68的檢測。T波76的檢測產生兩個潛在問題。首先，由於在單個心臟周期中發生兩次檢測(導致不應期66、68)，因而過度檢測發生。第二，如圖5所示，T波76具有不同於所述捕獲的信號的R波的幅度，並且可以因此影響估計的峰值的計算。參考圖5，說明性的例子使用兩個前面的峰值的平均幅度作為「估計峰值」。如在80處所示，QRS波群的正確識別使得對估計峰值的計算成為可能，所述估計峰值是先前的兩個QRS波群的R波幅度的平均。然而，如82所示，作為第二峰值的T波的檢測引起對估計峰值的計算，所述估計峰值可能低於R波峰值。回到圖4，在68處所示的估計峰值是R波Rl和R2的幅度的平均，然而，70所示的估計峰值是R波R2和T波T2的幅度的平均。由於T波在幅度上低於R波，如70所示，跟隨T波76的估計峰值被降低，增加了另一個T波也引起閾值越界和檢測的可能性。在說明性例子中，T波78穿過所述檢測閾值，導致所述系統再一次聲明檢測的事件。因此T波76有助於T波78的過度檢測，並且T波的過度檢測成為自保持的情況。圖6A-6B示出了可以根據本發明的一些例子而被操縱的示意性的檢測曲線。參見圖6A，檢測曲線在90示出並且包括具有無應答持續時間92的無應答片段，所述無應答片段後緊跟著使用估計峰值的CTl%作為其幅度並且使用CTl持續時間94的第一常數閾值片段(CTl)。跟在CTl之後的是使用估計峰值的CT2%作為其幅度並且使用CT2持續時間96的第二常數閾值片段(CD)。跟在CT2之後的是在估計峰值的幅度的CT2%開始並向所述感測基底衰減的指數衰減。對於圖6A的說明性的例子，至少可以利用以下變量來改變檢測曲線的敏感度持續時間92、94、或96；估計峰值的幅度CTl%>CT2%；指數衰減的起始點；和/或用於所述指數衰減的衰減的時間常數。在說明性的例子中，這些變量被單獨地或組合使用，響應於檢測的事件峰值幅度之間識別的相似性或不相似性以提高或降低敏感度。例如，延伸持續時間92、94、96的任意一個會降低整體檢測曲線的敏感度。在一些實施例中，當其他變量的組合被修改時，不應期92保持固定。圖6B示出了另一個檢測曲線100。圖6B包括「動態基底」。所述動態基底是檢測曲線的被設為高於感測基底的選擇的值的組分，並且被用作檢測曲線的中間「基底」。說明性的動態基底被調用直到動態基底超時(DFTO)，此時所述檢測曲線開始向所述感測基底衰減。再次參見圖6B，檢測曲線100包括具有無應答持續時間102的無應答片段，該片段後接使用估計峰值的CTl%作為其幅度並且具有CTl持續時間104的第一常數閾值片段(CTl)。在CTl之後是使用估計峰值的CT2%作為幅度並且具有CT2持續時間106的第二常數閾值片段(CT2)。接下來是第一衰減周期，該周期從CTS%的幅度開始，並且在具有幅度DF%的動態基底結束，其中每個CT2%和DF%基於估計峰值。對於圖6B所示的例子，動態基底和DFT0108的引入提供了可以響應於識別的相似性/不相似性而被修改的兩個附加的變量。儘管未顯示，在又另一個實施例中，可以將CT2省略以便第一衰減開始於CT1%、或其它一些預先確定的估計峰值的百分比、或甚至開始於與所述估計峰值不相關聯的常數。在另一個例子中，CT2被用作用於第一衰減周期的開始的佔位符，並且被給予等於單個樣本周期的非常短的持續時間。儘管在圖6A-6B中示出指數衰減，任何適合的衰減形狀都可以被使用，例如，包括常數斜線衰減、或例如其它非指數函數。圖7A-7B示出了說明性的適配曲線，和對峰值幅度變化的系統級響應。在圖7A中，第一檢測在120示出。檢測曲線通常以對應於圖6B的檢測曲線的形式示出，儘管如圖6A中所示的檢測曲線也可以被使用。另外的檢測發生在122、124、和126。在圖7A的說明性例子中，檢測120的緊前面，存在連續的相似峰值(未示出)。如所指示出的，這導致包含相對短的CT1，和低的CT1%。如在130所示的，用這些參數，T波幾乎可以產生檢測閾值越界。在不應期(再次顯示為交叉陰影線塊)期間，說明性的系統記錄峰值幅度。峰值在不應期的下方以模數轉換(ADC)單位示出。ADC單位代表裝置中的模數轉換的輸出；在圖中，這些單位僅為幫助說明其它概念而示出。峰值被用來計算128處所示的峰比率。用於檢測120和122的峰比率是0.92、在這個說明性的例子中，大約0.8-1.2的峰比率被定義為指示「相似的」峰值，所以檢測120和122被認為是相似的。其它範圍定義相似/不相似的峰比率，並且可以使用其它對相似/不相似的測量。跟隨檢測122的檢測曲線相似於跟隨檢測120的檢測曲線，因為檢測120的前面的峰值幅度相似於緊鄰其前的峰值幅度(前面的峰值未示出)。跟隨檢測122的T波132引起過度檢測124。T波132的峰值低於檢測122的R波峰值。這些峰值產生0.7的峰比率，對於所述例子，該峰比率落在定義「相似的」峰比率的範圍外(0.8-1.2被認為是「相似的」)。如所示的系統具有一個事件的內置延遲，所以接在過度檢測IM之後的檢測使用「相似的」檢測曲線。然而，與事件120、122、和IM相反，在1處檢測的事件被基於「不相似的」檢測曲線參數的檢測曲線所跟隨。這導致修改，如指示的，包括延長的CTl的持續時間和更高的CT1%。因此，在134處所示的T波不引起檢測閾值越界，並且對於T波134沒有檢測的事件被聲明。考慮不相似的峰值幅度的修改防止了圖7A中所示的說明性例子中12的繼續的過度檢測。在說明性例子中，圖7A利用以下檢測曲線參數(％表示估計峰值的百分比)；不相似相似無應答200ms200msCTl%95%80%CTl持續時間350ms200msCT2%50%50%CT2持續時間4ms4msDF%50%37.5%DFTO從無應答的起始72從圖7A，DF%和DFTO的包含是不明顯的並且，如果期望，這些可以在一些實施例中省略。用於衰減的時間常數可以是任何適合的值。在說明性的例子中，用於上述參數的衰減的時間常數處於400毫秒的範圍內。這些參數的另外的變化和範圍在下面提供。圖7B用更多所示的檢測的事件示出了當其繼續時的分析，起始在左邊，檢測的事件150與使用「相似的」檢測曲線配置的檢測曲線相關聯。這導致檢測152處所示的拖尾T波的過度檢測。如在IM處所示，在下一個檢測之後，T波的檢測152導致估計峰值的減小(再次，估計的峰值被示為代表不應期的交叉陰影線塊的高度)。然而，被認為和峰值150有關的過度檢測152導致了對0.63的峰比率的計算(峰比率在162處被示出)。如線/箭頭164所指示的，低的峰比率引起了隨著在巧4處的檢測，對「不相似的」檢測曲線配置的使用。這個說明性的例子中的延遲是基於硬體環境，在該硬體環境中，與給定的不應期相關聯的峰值不被解讀為峰值直到給定的不應期結束之後。可考慮的是，在一些硬體環境中，峰值和峰比率可以實時地被發現，以便避免單心跳延遲。在這樣的例子中，可以在檢測152的不應期期間或之後引入「不相似的」配置。一旦隨著檢測154引入「不相似的」配置，檢測曲線將成功地忽略下一個T波160。在156處所示的下一個檢測，仍然是由R波引起的準確的檢測。因為在152處的T波檢測在高度上不相似於在154(以及150)處的檢測，1.57的峰比率引起了檢測156之後的「不相似的」配置的繼續使用。再次，檢測曲線成功地忽略T波。檢測158跟隨其後。如線/箭頭166所指示的，檢測154和156(1.01的峰比率)的峰值的相似性引起了對更多敏感的「相似的」配置的再使用。如在168處所示，跟在檢測158之後的T波被檢測。「不相似的」檢測曲線配置將再次被引入。如這個說明性例子中所示的，在過度檢測被避免的時間階段期間，相似的峰值發生並且更多與相似的峰值相關的、敏感的檢測曲線配置被引入。因此，周期就可以發展，在所述周期中，裝置在不相似的檢測曲線配置和相似的檢測曲線配置之間轉變。說明性的檢測圖形帶來4個檢測的集合，在該集合中，出現了3個R波和1個過度檢測的T波。如果實際心臟速率是lOObpm，則對每個T波的連貫的過度檢測(例如，如圖4中所示的)將產生200bpm的計算的速率。對於相當大量的ICD植入的候選患者，200bpm的心跳速率可以被認為是快速心律失常，並且可能產生不適當的治療的風險。然而，圖7B的例子將計算出大約13:3bpm的速率，這不大可能引起不適當的治療。如果期望，計數器或其他滯後工具可以被用於減緩「相似的」和「不相似的」檢測曲13線配置之間的循環。在說明性的例子中，在引入不同的檢測曲線配置之前，檢測曲線配置一旦被引入，其將被用於一些預先確定數量的檢測。例如，通過在一個不同的檢測曲線配置可能被調用之前使用檢測曲線配置，至少將發生5個檢測。在另一個例子中，滯後可以是「單邊的」，這就是說，只有當一個「相似的」或「不相似的」配置被引入時，滯後可以應用。在圖7B的例子中，沒有附加的滯後被提供，以避免對惡性快速心律失常(諸如心室顫動)的延遲的識別。圖8是可植入的醫療器械中的心臟信號分析的說明性例子的流程圖。圖8的說明性的例子包括了在200處所示的檢測循環，在該循環中，將輸入的信號過濾、放大、並且抽樣，如在202處所示。如果期望，可以將信號在塊202中整流。如在步驟204處所示的，將樣本隨後與由檢測曲線定義的閾值進行比較。如在206處所示的，一旦發生閾值越界，就退出檢測循環200並且聲明檢測的事件。如果形態學分析被使用，當檢測的事件被聲明206，可以採取不同的步驟來定義與檢測的事件相關聯的樣本窗口，例如，像在題為〃MethodforDefiningSignalTemplatesinImplantableCardiacDevices"的、共同受讓的公開號為2006-0116595的美國專利申請、現為專利號為7，376，458的美國專利中，和/或標題為〃MethodandApparatusforBeatAlignmentandComparison"的、共同受讓的公開號為2006-0116725的美國專利申請、現為專利號為7，477，935的美國專利中所討論的。接下來，如在208所示，初步分析被執行。這可以包括，例如，在題為〃MethodandDevicesforPerformingCardiacWaveformAppraisal「的、;^I^Jgih的I禾1為7，248,921的美國專利中所討論的波形評估。如果初步分析208顯示了檢測的事件206似乎不是心臟事件(或心臟事件被大量噪聲所遮蔽/覆蓋)，則檢測的事件206被識別為可疑事件，並且與檢測的事件206相關的數據被丟棄，所述方法隨之退回到檢測循環200，使用和之前所使用的相同的檢測參數。在一些實施例中，步驟208可以被忽略。如在210所示，如果初步分析208被通過，則心律分析被執行。心律分析可以包括任何數量的步驟/方法。一個說明性的例子使用計算的心臟速率和/或形態學分析來產生檢測的事件標記，該標記指示給定的檢測事件是否是「可電擊的」或「不可電擊的」。形態學分析可以包括，例如，比較存儲的或動態變化的模板(例如，使用相關波形分析)、QRS寬度分析、和/或其他基於形狀的分析。可電擊的/不可電擊的標記的緩存可以被維護為X/Y計數器。如果預先確定的X/Y比率被滿足，則χ/Υ計數器指示治療。例如，18/M閾值可以被使用，其中，如果對個前面的檢測事件中通過了初步分析的18個是「可電擊的」，則X/Y計數器指示治療。短語「指示治療」意在表示被植入的設備已經識別到可治療的狀況，並且因此指示患者可能需要治療。此外，可以考慮一個或更多持續存在性的因子。通過對閾值數量的連續的檢測事件判斷X/Y計數器是否指示治療，可以觀察到持續性存在。持續存在性分析的說明性WMi^^￠11「MethodforAdaptingChargeInitiationforanImplantableCardioverter-defibrillator"的、共同受讓的公開號為2006-0167503的美國專利申請中。例如，對於連續迭代的最小數量N(持續存在性因子)，持續存在性因子(如果已包括)可以調用X/Y計數器來指示治療。當非持久的心動過速被識別，持續性因子可以被遞增以避免電擊非持久的心律。在一個例子中，初始N=2，並且如果/當發生非持久的心動過速，其被以3的步頻增加。這些方法是說明性的並且不要求特定的步驟來執行心律分析210。除非檢測被暫停(例如，檢測可以在刺激提供期間或之後不久被暫停，或在與植入物的遙感通信期間由醫生暫停)，所述方法還執行步驟來為回歸到檢測循環200做準備。如在212所示，這些步驟可以包括確定是否觀察到相似的或不相似的檢測事件峰值。分析的結果在步驟212決定用於在步驟214中設置檢測曲線的檢測曲線配置。如在步驟214中所配置的，檢測曲線隨後被用於回歸到檢測循環200。上述「相似的」和「不相似的」檢測曲線配置的例子可以用在步驟214中來修改檢測曲線。如圖7A的例子所示，步驟214可以降低持續過度檢測的可能性。這可以反過來增加心律分類的準確度。如圖7B所示，即使有了步驟214，過度檢測仍可以發生，然而，因為修改可以降低過度檢測發生的頻率，所以所述方法有助於避免不正確的治療決定。圖9是另一個可植入的醫療器械中的心臟信號分析的說明性例子的流程圖。包括過濾、放大、和抽樣的步驟252、以及將捕獲的信號和閾值進行比較的步驟254的檢測循環250再次示出。如在256所示，閾值越界引起退出檢測循環250，並且檢測的事件被聲明。初步分析258被再次執行，像以前一樣，噪聲的或可疑的事件識別引起回歸到檢測循環250。如在260所示，如果初步分析塊258被通過，則所述方法通過計算心臟速率繼續。如在262所指出的，在一些說明性的例子中，可以在計算心臟速率之前執行雙重檢測分析。如果期望，塊262可以被忽略。如在264所示，如果心臟速率相對高，則回歸到步驟260，所述方法通過執行額外的雙重檢測分析而繼續。在264處的雙重檢測分析可以是不同的，並且是對除在262所指出的分析的補充之外。雙重檢測分析沈2、264可以包括任何適合的用於識別雙重檢測的方法0一些歹Ij子可以在題為〃MethodsandDevicesforIdentifyingandCorrectingOverdetectionofCardiacEvents"的、申請號為61/051，332的美國臨時專利申請中找到。以下是可能發生在方塊262或沈4中的分析的例子-為檢測的事件和相關模板識別高-低-高相關圖形；-識別多個寬心臟波群檢測導致的雙重檢測，所述識別可以包括對多對檢測事件是否在時間上非常接近彼此並且是否具有特定的形狀特性的觀察。-識別檢測的事件之間的長-短-長間隔圖形如果期望，在步驟沈2、沈4中，可以取而代之使用對雙重檢測(或其他過度檢測，諸如三重檢測)的識別的其他因素。跟在塊264之後，心律分析如266所示被執行。接下來，如在268所示，檢測曲線使用又另一個檢測曲線配置而被設置，當計算的速率(步驟260)相對高(圖11-12示出了例子)時，該配置被使用。所述方法隨後在A270處迭代。如在272所示，如果心臟速率相對低，則所述分析確定檢測事件峰值是相似的還是不相似的。如在274所示，所述方法使用相似性/不相似性信息設置檢測曲線。所述方法接下來經由塊A270回歸到檢測循環250。在說明性的例子中，「相對低」和「相對高」的速率基於檢測的事件之間的間隔的平均值而被計算，所述檢測的事件是通過初步分析258，並且如果已包括，在262雙重檢測分析首先通過。15在說明性的例子中，當小於大約148bpm的心臟速率由從檢測事件之間的4個間隔的平均值而被計算出時，計算的速率是低的。而此外在說明性的例子中，當大於大約167bpm的心臟速率被計算出時，計算的速率是高的。在例子中，這些值可以位於滯後帶的任意一邊，在其中，「高」和「低」速率的特性取決於用於前面的檢測事件的速率的特性。因此，在說明性的例子中，如果新近計算的速率是15^pm，並且前面的速率被定性為「高」，則所述速率再次被定性為「高」。可以使用其他「高」和「低」的定義，和/或這些值可以在遙感期間被編程。在說明性的例子中，對於高速率，步驟268處不使用對檢測曲線的考慮了相似性和不相似性的修改。圖10提供的例子示出了對「不相似的」檢測曲線的調用如何減緩對心室顫動的識別。圖11提供了可以用在圖9的實施例中的參數集的說明性的例子，以定義檢測曲線。快速檢測曲線參數的加入可以避免對圖10中所示的惡性心律的識別中的延遲。圖12提供了更加詳細的例子。當計算的速率相對高時，圖9的說明性的方法使用計算開銷大的「增強分析」(在方塊264和沈6)，並且當計算的速率相對低時，使用更簡單的計算。已經在上面相對於圖7B討論了一個例子具有固有速率為每分鐘100個心臟周期的心臟心律包括引起過度檢測的相對大的T波。周期性的對「不相似的」檢測曲線配置的調用忽略了大多數T波，如果每個T波被計數，則會產生13;3bpm而不是200bpm的計算結果。在例子中，峰值比率計算允許使用檢測曲線修改以減少對計算開銷更大的工具的依賴，潛在地減少了功率消耗。圖10示出了使用在心室顫動開始期間的使用檢測曲線的說明性例子的檢測。檢測在300示出，具有發生在不應期期間的R波峰值，並且檢測曲線容易地忽略了後續的T波。為了說明性的目的，使用「相似的」峰值參數定義跟在檢測300之後的檢測曲線。如在302所示，心臟心律轉移為被快速移動、低幅度峰值特徵化的心室顫動(VF)。VF峰值的第一檢測發生在304。用於檢測304的幅度相對於峰值300顯著地減少。基於在300的檢測與前面的峰值的比較，系統繼續使用相同的「相似的」峰值參數。隨著對於若干VF峰值發生檢測不足或「失落」，另一個峰值在306被檢測到。如所示的，基於在檢測300的峰值和檢測304的峰值之間的差異，「不相似的」參數跟在檢測306之後被使用。由於兩個前面的檢測的取平均，用於檢測306的估計峰值仍然比當前峰值高相當多。繼續經過圖10，可以見到的是，VF峰值在308被捕獲，並且在312被後接另一個檢測的VF峰值。本質上，當幅度更低的信號被捕獲時，對估計峰值的測量允許檢測曲線通過降低檢測曲線的最高部分的幅度來追隨(chasedown)VF信號。VF常常在幅度上是不連續的，並且基線可以偏移(wander)。作為結果，由於VF的固有可變性，使用「不相似的」曲線可以產生附加的與檢測相關的問題。例如，檢測312的峰值比檢測308的峰值更高。如在314所示，所述可變性產生指示峰值是「不相似的」峰值比率。如在316所示，所述不相似的曲線隨後被引用。因為在這個說明性例子中的不相似的曲線比相似的曲線相對地更不敏感，這可以如所示的延遲後續的檢測。一個或更多心臟周期隨後可以不被檢測地通過被植入的裝置。如在314所示，由於峰值312不相似於後續峰值，更多的檢測不足可能跟隨其後。在320，圖的上部指示檢測間隔，如在322所見的，由不相似的檢測曲線配置產生相對長的間隔，如果若干間隔的平均值被用於估計被植入者的心臟速率，則檢測不足引起的長間隔可以使幾個計算陷入問題。至少由於這個原因，圖9的方法可以併入圖12中示出的快速檢測曲線1070。圖11示出了用於說明性例子的檢測曲線配置集。檢測曲線包括具有相似的和不相似的變化400、410的慢速曲線，和具有相似的和不相似的變化的快速曲線420。在快速曲線420上的變化被一起示出以簡化示圖。在圖11中，將曲線按比例繪製來示出持續時間上的差異和幅度相對比例上的差異。不應期用交叉陰影線示出，並且具有和估計的峰值相對應的高度。在說明性的例子中，「慢速」意味著小於大約147bpm，「快速」意味著大於大約167bpm，並且按照相似於上面參照圖9所說明的方式，在兩者之間使用滯後帶。在其他例子中，所述滯後帶可以更大、更小、或被忽略。「慢速」的上界可以是100-200bpm範圍內的任何位置，而「快速」的下界可以在例如120-240bpm的範圍內。如果期望，這些值還可以被進一步修改。說明性的慢速相似的曲線400用於當被植入者的計算心率相對慢，並且選擇的一對檢測事件的峰值幅度是彼此相似的時。說明性的例子使用200毫秒不應期，其後接200毫秒幅度為估計峰值的80%的第一常數閾值期間，其後接4毫秒幅度為估計峰值的50%的第二常數閾值期間，其後接起始幅度為估計峰值的50%、並且使用400毫秒的時間常數衰減至估計峰值的37.5%的第一時間衰減部分。說明性的慢速相似的曲線400的第一時間衰減部分結束於從不應期開始後720毫秒，並且後接起始幅度是估計峰值的37.5%、並且使用400毫秒的時間常數衰減至檢測基底的第二時間衰減部分。說明性的慢速不相似的曲線410用於當被植入者的計算速率相對慢，並且選擇的一對檢測事件的峰值幅度彼此不相似時。說明性的例子使用200毫秒不應期，其後接350毫秒幅度為估計峰值的95%的第一常數閾值期間，其後接具有4毫秒幅度為估計峰值的50%的持續期間的第二常數閾值期間。所以第一「衰減」期間實際上被用作第二常數閾值期間的繼續，因為由於閾值保持在估計峰值幅度的50%直到第一衰減期間過期故不存在衰減，所述過期發生在不應期開始之後720毫秒。第二時間衰減部分跟在其後，起始於估計峰值幅度的50%，並且使用400毫秒的時間常數衰減至檢測基底。說明性的快速曲線420用於當被植入者的計算心率相對快時。對於有效的示圖，相似的和不相似的曲線都在420示出。在說明性的例子中，快速曲線420包括156毫秒不應期，其後接具有80毫秒持續時間並且幅度為估計峰值的60%的第一常數閾值部分。所述第一常數閾值期間後接第二常數閾值期間，其具有4毫秒的持續時間以及響應於相似性/不相似性而變化的幅度。動態基底也被定義在和第二常數閾值期間相同的幅度，以便第一「衰減」時間期間實際上並不衰減。當相似的峰值被識別時，對於第二常數閾值期間和動態基底，快速曲線420使用估計峰值的37.5%。當不相似的峰值被識別時，對於第二常數閾值期間和動態基底，所述快速曲線420使用估計峰值的50%。曲線被概括於此權利要求1.一種可植入的心臟刺激裝置(ICSD)，所述可植入的心臟刺激裝置(ICSD)包括容納操作電路系統的筒，所述操作電路系統被配置為執行心臟信號分析以及被配置為提供心臟刺激；鉛電極組件，所述鉛電極組件被耦合到所述筒並且操作性地被耦合到所述操作電路系統；其中，所述操作電路系統被配置為執行心跳檢測方法，所述方法包括當被植入患者中時從所述電極捕獲電信號；在所述捕獲的電信號中使用檢測曲線識別事件，所述檢測曲線提供具有用來與所述捕獲的信號比較的閾值配置的閾值，以便當所述捕獲的信號超過所述閾值時，檢測的事件被聲明；將第一檢測的事件的峰值幅度與第二檢測的事件的峰值幅度相比較，以確定所述第一和第二事件是相似的還是不相似的；以及如果所述第一和第二事件是相似的，則使用第一閾值配置來檢測隨後的事件；或者如果所述第一和第二事件是不相似的，則使用第二閾值配置來檢測隨後的事件，其中所述第二閾值配置的敏感度不同於所述第一閾值配置的敏感度。2.如權利要求1所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統進一步被配置使得所述第一閾值配置定義比所述第二閾值配置更敏感的檢測閾值。3.如權利要求1所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統進一步被配置使得所述第一閾值配置定義比所述第二閾值配置更不敏感的檢測閾值。4.如權利要求1所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統也被配置為執行包括以下步驟的節律分析方法將檢測的事件識別和標記為可電擊的或不可電擊的；保持X/Y計數器，所述X/Y計數器指示在一組檢測的事件中有多少檢測的事件被標記為可電擊的；確定所述X/Y計數器是否指示惡性節律正在發生，並且如果是，則確定所述惡性節律是否已持續了預先確定數量的，即N個，連續的事件；如果所述X/Y計數器指示惡性節律，並且所述惡性節律已持續了所述預先確定數量的，即N個，連續的事件，則所述操作電路系統仍被進一步配置為在為提供刺激的準備中開始將電容充電到治療電壓。5.如權利要求1所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統進一步被配置使得所述第一和第二閾值配置定義至少下列時間周期不應期，在所述不應期期間檢測的事件不被聲明；具有持續時間CTD和幅度CTA的常數閾值時間周期；以及延遲時間周期，在所述延遲時間周期期間所述閾值隨時間從起始幅度DTA變化；並且進一步其中所述第一閾值配置具有比所述第二閾值配置更長的CTD以及更高的CTA和DTA。6.如權利要求5所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統被配置使得所述用於CTA和DTA的值被定義為用於在檢測的事件中識別的峰值的估計峰值的百分比。7.如權利要求1所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統進一步被配置使得所述第一和第二閾值配置定義至少下列時間周期不應期，在所述不應期期間檢測的事件不被聲明；具有持續時間CTD和幅度CTA的常數閾值時間周期；具有起始幅度TSA、最終幅度TFA和最大持續時間MD的時間周期期間；以及第二延遲時間周期，在所述第二延遲時間周期期間所述閾值隨時間從延遲起始幅度DSA變化到用於所述裝置的噪聲基底；並且進一步其中所述第一閾值配置具有比所述第二閾值配置更長的CTD以及更高的CTA、TSA和TFA。8.一種在被配置為從植入的位置檢測心臟事件的可植入的心臟刺激系統中操作的方法，所述方法包括第一檢測閾值曲線和第二檢測閾值曲線，兩者都用於檢測心臟事件，包括事件檢測的相似/不相似方法的所述方法包括使用所述檢測閾值曲線中的一個檢測第一檢測的事件；確定所述第一檢測的事件是否相似於或不相似於前面的檢測的事件的幅度；以及如果所述第一檢測的事件相似於前面的檢測的事件的所述幅度量度，則使用所述第一檢測閾值曲線來檢測至少一個隨後的事件；或者如果所述第一檢測的事件不相似於前面的檢測的事件的所述幅度量度，則使用所述第二檢測閾值曲線來檢測至少一個隨後的事件；其中所述第一和第二檢測閾值曲線在敏感度上不同。9.如權利要求8所述的方法，其特徵在於，其中所述第一檢測閾值曲線比所述第二檢測閾值曲線更敏感。10.如權利要求8所述的方法，其特徵在於，其中所述第一檢測閾值曲線比所述第二檢測閾值曲線更不敏感。11.如權利要求8所述的方法，其特徵在於，其中用在所述事件檢測的相似/不相似方法中的所述檢測閾值曲線包括不應期，在所述不應期期間沒有事件被聲明；具有幅度CTA和持續時間CTD的常數閾值周期；具有起始幅度DPSA以及處於用於所述系統的感測基底的結束幅度的延遲周期；其中所述第二檢測閾值曲線具有比所述第一檢測閾值曲線更高的CTA和DPSA以及更長的CTD。12.如權利要求11中所述的方法，其特徵在於，其中每一個用在所述相似/不相似方法中的所述檢測閾值曲線均包括中間周期，所述中間周期在所述常數閾值周期之後並在所述延遲周期之前，並且具有起始幅度IPSA和結束幅度IPEA，以便用於所述第一檢測閾值曲線的IPSA和IPEA小於用於所述第二檢測閾值曲線的IPSA和IPEA。13.如權利要求12所述的方法，其特徵在於，其中當超過速率閾值的事件速率被識別時，快速率檢測閾值曲線也是可獲得的，用於所述系統中。所述快速率檢測閾值曲線包括不應期、常數閾值周期和延遲周期，但沒有中間周期；以及用於所述快速率檢測閾值曲線比用於在所述相似/不相似方法中使用的所述檢測閾值曲線的CTA和DPSA更低並且RPD和CTD更短。14.如權利要求13所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括評估所述被植入者的心臟速率；確定是否使用所述快速率檢測閾值曲線，並且如果是，則使用所述快速率檢測閾值曲線以檢測心臟事件並且激活識別過度檢測的心臟事件的方法；否則使用所述相似/不相似方法以檢測心臟事件。15.如權利要求14所述的方法，其特徵在於，其中所述相似/不相似方法還包括從四個檢測曲線中進行選擇，用於在第一速率區間中使用的所述第一和第二檢測曲線，以及用於在第二速率區間中使用的第三和第四檢測曲線，所述第一和第二速率區間兩者均低於所述快速率導致使用所述快速率檢測閾值曲線，其中所述相似/不相似方法使用檢測事件的幅度相似性/不相似性在所述第三和第四檢測曲線之間進行選擇。16.如權利要求8所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括確定是否高速率惡性心臟情況正在發生，並且如果是，則提供電刺激給所述患者以將所述高速率惡性心臟情況轉換為非惡性情況。17.—種包括容納被耦合到多個電極的操作電路系統的筒的可植入的心臟刺激裝置(ICSD)，所述筒被耦合到鉛電極組件，所述鉛電極組件被布置在其上的多個電極中的至少一些，所述操作電路系統被配置為執行方法，所述方法包括當被植入到患者中時，通過捕獲電信號並且將捕獲的電信號與檢測閾值相比較來檢測心臟事件；確定第一檢測的事件是否在幅度上相似於第二檢測的事件；基於所述第一檢測的事件是否在幅度上相似於所述第二檢測的事件，選擇檢測閾值配置，用於在隨後的事件檢測中使用，其中-如果所述第一和第二檢測事件在幅度上相似，則選擇第一檢測閾值配置；-如果所述第一和第二檢測的事件在幅度上不相似，則選擇第二檢測閾值配置；以及使用由所述選擇的檢測閾值配置和所述估計的峰值幅度定義的檢測閾值來檢測隨後的事件。18.如權利要求17所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統被配置使得所述第一檢測閾值配置具有比所述第二檢測閾值配置更高的敏感度。19.如權利要求17所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統進一步被配置為在所述方法中包括以下步驟基於各個檢測的事件是否在幅度與另一個相似或不相似，通過重複地選擇檢測閾值配置來檢測多個檢測的事件；確定多個檢測的事件是否指示所述患者的高速率情況，並且如果是，則聲明高速率情況並且選擇用於在所述高速率情況下在檢測事件中使用的第三檢測閾值配置；繼續檢測事件，如果在所述高速率情況下使用所述第三檢測閾值配置直到所述高速率情況被發現已終止；或者所述患者的心臟情況被發現是惡性的，基於此所述ICSD準備並且提供心臟治療以終止所述惡性情況。20.一種可植入的心臟刺激裝置(ICSD)，所述可植入的心臟刺激裝置(ICSD)包括容納操作電路系統的筒，所述操作電路系統被耦合到多個電極，所述筒被耦合到鉛電極組件，所述鉛電極組件具有被布置於其上的所述多個電極中的至少一些，所述操作電路系統被配置為執行方法，所述方法包括當被植入到患者中時，使用所述多個電極中的至少一些來捕獲心臟信號；通過使用所述捕獲的信號與檢測閾值標準的比較，從所述捕獲的心臟信號檢測檢測的事件，其中通過參考前面的檢測的事件是相似於或是不相似於存儲的數據，所述檢測閾值標準為給定的檢測的事件而被產生；如果所述檢測的事件為所述患者指示心臟速率超過預先確定的閾值，則聲明過速開情況；當所述過速開情況被聲明時，確定所述患者的心臟節律是否是惡性的，並且如果是，則向所述患者提供心臟刺激。21.如權利要求20所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統進一步被配置使得所述檢測閾值標準被產生，通過如果緊前面的檢測的事件相似於所述存儲的數據，則使用第一檢測閾值配置以產生所述檢測閾值標準；以及如果緊前面的檢測的事件不相似於所述存儲的數據，則使用第二檢測閾值配置以產生所述檢測閾值標準；其中所述第一檢測閾值配置比所述第二檢測閾值配置更敏感。22.如權利要求20所述的ICSD，其特徵在於，其中所述操作電路系統進一步被配置使得所述檢測閾值標準被產生，通過如果緊前面的檢測的事件相似於所述存儲的數據，則使用第一檢測閾值配置以產生所述檢測閾值標準；以及如果緊前面的檢測的事件不相似於所述存儲的數據，則使用第二檢測閾值配置以產生所述檢測閾值標準；其中所述第一檢測閾值配置比所述第二檢測閾值配置更不敏感。23.如權利要求20所述的ICSD，其特徵在於，其中操作電路系統進一步被配置使得所述第一和第二檢測閾值配置包括具有持續時間的不應期；具有幅度和持續時間的第一相對高的閾值時間周期；具有起始幅度、結束幅度和持續時間的第一延遲周期；以及具有起始幅度的第二延遲周期；其中所述第二延遲周期跟隨所述第一延遲周期，所述第一延遲周期跟隨所述第一相對高的閾值時間周期，所述第一相對高的閾值時間周期跟隨所述不應期；以及其中，用於所述第一檢測閾值配置的所述不應期和所述第一相對高的閾值時間周期的所述合併的持續時間比用於所述第二檢測閾值配置的所述不應期和所述第一相對高的閾值時間周期的所述合併的持續時間更短。24.—種可植入的心臟刺激裝置中的事件檢測的方法，所述可植入的心臟刺激裝置具有適宜於植入患者中的多個電極，所述方法包括從所述電極捕獲電信號；將捕獲的電信號與跟隨檢測曲線隨時間變化的檢測閾值相比較；當所述捕獲的電信號穿過所述檢測閾值時，聲明檢測的事件；確定這些條件中的任一個是否被滿足a)所述檢測的事件相似於前面的檢測的事件，或者b)是否所述檢測的事件被超過間隔閾值的間隔從緊前面的檢測的事件分開；以如下方式從選擇的檢測曲線的第一和第二變體之間選擇，用於在隨後的事件檢測中使用如果b)被滿足，則選擇所述第一變體；如果b)未被滿足，而a)被滿足，則選擇所述第一變體；以及否則選擇所述第二變體；以及使用所述選擇的檢測曲線的所述選擇的變體檢測隨後的心臟事件。25.如權利要求24所述的方法，其特徵在於，其中通過從多個檢測曲線中進行選擇來選擇所述被選擇的檢測曲線，每個所述檢測曲線均對應於下列項中的一個用於患者的計算的心跳速率範圍；以及所述裝置的電擊後狀態。全文摘要用於植入的心臟監視和治療裝置(諸如可植入的心律轉變器除纖顫器)中的信號分析的方法、系統、和裝置。在一些說明性的例子中，檢測的事件被分析以識別檢測的事件幅度的變化。當檢測的事件幅度彼此不相似時，可以調用第一組檢測參數，並且，當檢測的事件幅度彼此相似時，可以調用第二組檢測參數。附加的方法確定所述計算的心率是「高」還是「低」，並且隨後當所述計算的心率是高時，可以選擇使用第三組檢測參數。文檔編號A61B5/0452GK102056646SQ200980116886公開日2011年5月11日申請日期2009年3月6日優先權日2008年3月7日發明者J·A·瓦倫,R·桑赫拉,S·帕爾雷迪,V·阿拉瓦塔姆申請人:卡梅倫保健公司