法律状态公告日
法律状态信息
法律状态
2017-11-17
授权
授权
2016-01-13
实质审查的生效 IPC(主分类):A61N1/362 申请日:20140314
实质审查的生效
2015-12-16
公开
公开
技术领域
本公开涉及心脏起搏方法和系统，并且更具体地，涉及心脏再同步治 疗(CRT)。
背景技术
心脏再同步治疗设备通过向两个心室或向一个心室传送起搏刺激来进 行操作，获得或多或少同时的机械收缩和自心室的血液喷射的期望结果。 理论上，传送至心室的每个起搏脉冲刺激诱发来自心室的响应。传送引起 心脏响应的电刺激一般被称为捕获心室。
由于各种各样的原因，心脏起搏系统可能未有效捕获心室。例如，患 者经历的心房纤颤(AF)可具有可植入心脏复律除颤器(ICD)，与本征 激动的感测相比，可植入心脏复律除颤器(ICD)显示了非常高百分比(例 如，大于90％)的递送的心室(BiV)起搏。然而，如果起搏被递送至处于 不应状态的心肌组织(即，在激发之后低于正常兴奋性的心肌组织)，则 BiV起搏可能是无效的。伪融合包含几乎完全遍及本征电活动的具有来自 心室(多个)的起搏的最小贡献或没有来自心室(多个)的起搏的贡献的 心室的电激动。伪融合可在AF期间发生，因为AF引起心房脉冲到心室的 不规则传导。然后，不规则的心室激动速率增加了心室的不一致捕获的机 会。通常，通过超速驱动心室本征速率实现在AF期间的基本一致的BiV 的递送。然而，过速驱动心室速率可导致不利的心脏力学并可加重心脏衰 竭。因此，期望在不显著增加心室速率的情况下增加AF期间的有效BiV 起搏的百分比。
附图说明
图1是包括示例性可植入医疗设备(IMD)的示例性系统的示意图。
图2是图1的示例性IMD的示意图。
图3A为示例性IMD(例如，图1-2的IMD)的框图。
图3B是在图2的系统中所采用的IMD(例如，IPG)电路和相关联的 引线的一实施例的另一框图，用于提供三个感测通道和相应的起搏通道， 其选择性地以提供心脏捕获验证的心室起搏模式而运作。
图4是示例性正常模式的流程图，该示例性正常模式被可植入医疗设 备用来调制双心室(BiV)起搏速率以增加在心房纤颤期间的有效BiV捕 获的百分比。
图5是示例性工作周期(dutycycle)模式的流程图，该示例性工作周期 模式被可植入医疗设备用来调制BiV起搏速率以增加在心房纤颤期间的有 效BiV捕获的百分比。
图6描绘了可在正常操作模式期间发生的连续搏动信号的示例性集 合。
具体实施方式
对本领域技术人员将会是显而易见的是，来自一个实施例的元件或过 程可与其他实施例的元件或过程结合使用，并且使用本文中所陈述的特征 的组合的这种方法、设备、和系统的可能实施例不限于附图中所示和/或本 文所描述的特定实施例。此外，将认识到，此处描述的实施例可包括并不 一定按比例绘制的很多元件。
本公开的一个或多个实施例致力于配置成递送双心室心脏再同步治疗 (CRT)的可植入医疗设备(IMD)。IMD(例如，可植入心脏复律除颤器 (ICD))被配置成确定在心房纤颤(AF)期间起搏刺激是否有效地捕获 心室。仅在心房纤颤期间发生确定心室起搏刺激是否捕获被起搏的心室。 取决于在AF期间是否实现有效捕获，可增量地调节心率目标水平。示例性 增量调节可以是1-5搏动每分钟或HR目标水平的百分之1(％)、2％、3％、 4％、5％或10％。IMD可使用正常处理操作模式或工作周期操作模式以调 节目标心率，从而增加AF期间的有效捕获。正常处理模式通常需要IMD 连续确定起搏刺激是否有效捕获心室并调节AF期间的目标速率。相反，工 作周期模式通过不连续地确定在AF期间起搏刺激是否有效捕获心室来节 约功率。例如，工作周期模式可在时间的周期(例如，天、周等)中的10 ％的时间进行操作。替代地，可因变于AF负荷配置工作周期操作模式。例 如，工作周期模式可在检测到AF时操作一定数量的小时。
在又一实施例中，可使用正常操作模式和工作周期操作模式的组合。 例如，正常操作模式可用于每天的AF的前N小时，其中N是随后有正常 周期模式的1和12之间的任何数量。在另一实施例中，在工作周期模式下 总是运行关于确定有效捕获的特征。
在任一情况下，可然后由IMD使用X％的固定的或可调节的工作周期 模式，其中X可以是患者处于AF的小时数量的一些函数。例如，在一个 或多个优选实施例中，X％的工作周期模式表示：关于确定AF期间的有效 捕获并且作为响应调节目标起搏速率的特征使每小时的前100搏动被分析 以确定关于有效捕获的统计数据，而该小时的剩余部分以及此后每个随后 小时的剩余部分以预指定的方式(例如，在每30秒中的10秒操作)执行 工作周期。
在一个或多个其他实施例中，X％的工作周期模式表示：关于确定AF 期间的有效捕获并且作为响应调节目标起搏速率的特征在一小时的前 (X/100)*60分钟是激活的。例如，可调节的工作周期操作可在AF的第一小 时100％运行，然后工作周期可以每额外一小时4％的固定减缩量减少。工 作周期模式在第二小时将是96％，在第三小时将是92％，….在第24小时 将是18％。对于该特定示例，AF的24小时内的有效工作周期将是54％。
在再一实施例中，工作周期模式可操作预定百分比的时间。例如，工 作周期模式可操作指定时间周期的50％(例如，50％每分钟等)；因此， 工作周期模式将每0.5分钟运行。
在一个或多个优选实施例中，一经激活关于确定AF期间的有效捕获 并且作为响应调节目标起搏速率的特征，非工作周期模式被配置成运行例 如30秒(“初始化周期”)。此后，该特征将开始以工作周期模式进行操 作。
如果在初始化周期结束时测得的心率大于100BPM，则以1搏动每分 钟(BPM)将该心率调节或增大成最终指定的起搏速率，如果在初始化周 期结束时测得的该心率大于80BPM但小于100BPM，则以3BPM将该心 率调节或增大成最终指定的起搏速率，以及如果在初始化周期结束时测得 的该心率小于80BPM，则以5BPM将该心率调节或增大成最终指定的起搏 速率。接着在30秒的保持周期期间施加最终指定的起搏速率。保持期间在 初始化周期结束之后开始，并在30秒之后结束。在保持周期期间，如果满 足在心室事件的总数中有某一预指定数量的所感测的心室事件，则仅可向 上调节起搏速率。例如，如果在10个心室事件的任何周期中的10个心室 事件中的6个是所感测的心室事件，而不是被起搏的心室事件，则仅可向 上调节起搏速率。如果感测到在10个心室事件的任何周期中的10个心室 事件中的6个，则心率可增加2BPM并且清除10个搏动的缓冲。因为与有 效捕获相对于无效捕获的确定相比，所感测的事件相对于被起搏的事件的 确定非常简单，因此可节省电池功率。在保持周期结束时，对于有效捕获， 分析10搏动。取决于10个搏动中的多少具有有效捕获，向上或向下调节 下一30秒保持周期的起搏速率。
本公开通过以足够的能量和以适当的时序递送起搏刺激来实现有效捕 获。此外，将被起搏的电描记图的形态分析用于确定有效捕获，从而提供 了比已知捕获管理算法有益的结果。虽然捕获管理算法能够人为地修改定 时(即，超速起搏或使用非常短的SAV/PAV)，但捕获管理算法的主要焦 点在于起搏刺激的足够能量传送。捕获管理算法一般不解决适当定时并且 不能用于在正常设备操作期间评估有效捕获。此外，捕获管理算法通常不 在AF或快速心率期间最佳地工作。
以下提供了IMD硬件(图1-3)的描述。之后，提供了用于调制起搏 速率以增加AF期间的有效心室捕获的百分比的一个或多个过程(图4-6) 的描述。
图1为示出了可用于向患者14传送起搏治疗的示例性治疗系统10的 概念图。患者14可以是但并不必然是人。治疗系统10可以包括可植入医 疗设备16(IMD)，该IMD可以耦合到引线18、20、22以及编程器24。IMD 16可以是例如可植入起搏器、复律器、和/或除颤器，其经由耦合至引线18、 20和22中的一条或多条的电极将电信号提供至患者14的心脏12。
引线18、20、22延伸至患者14的心脏12内，以感测心脏12的电活 动和/或向心脏12传送至电刺激。在图1所示的示例中，右心室(RV)引 线18延伸通过一条或多条静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)、和右心 房26并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一条或多条 静脉、腔静脉、右心房26，并进入冠状窦30以到达与心脏12的左心室32 的游离壁相邻的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一条或多条静脉和 腔静脉，并进入心脏12的右心房26。引线22被配置成获得指示心房纤颤 的信号。
IMD16可经由耦合至引线18、20、22中的至少一个的电极来感测， 除其他方面之外，伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号。在一些示例 中，IMD16基于在心脏12内感测到的电信号来将起搏治疗(例如，起搏 脉冲)提供至心脏12。IMD16可以是可操作成调节与起搏治疗相关联的一 个或多个参数，例如，脉冲宽度、幅度、电压、脉冲串(burst)长度等。 而且，IMD16可操作成使用各种电极配置来传送起搏脉冲，该电极配置可 以是单极的或双极的。IMD16还可经由位于引线18、20、22中的至少一 个引线上的电极来提供除颤治疗和/或复律治疗。此外，IMD16可检测心脏 12的心律不齐，例如心室28、32的纤颤，并将去纤颤治疗以电脉冲的形式 传送至心脏12。在一些示例中，IMD16可编程成传送累进的治疗，例如具 有增加的能级的电脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。
在一些示例中，用户(诸如，医师、技术人员、另一临床医生、和/或 患者)可使用可以是手持式计算设备或计算机工作站的编程器24，来与IMD 16通信(例如，以编程IMD16)。例如，用户可与编程器24交互以取回 关于与IMD16关联的一个或多个所检测的或所指示的故障和/或使用IMD 16传送的起搏治疗有关的信息。IMD16和编程器24可经由使用本领域已 知的任何技术的无线通信来通信。通信技术的示例可包括，例如，低频或 射频(RF)遥测，但也考虑其他技术。
图2是更详细地示出了图1中治疗系统10的IMD16以及引线18、20、 22的概念图。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合至治疗传送模块 (例如，用于传送起搏治疗)、感测模块(例如，一个或多个电极，用以 感测或监测心脏12的电活动以用于确定起搏治疗的有效性)、和/或IMD16 的任何其他模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可包括电触头， 其电耦合至IMD16的连接器块34中的相应的电触头。此外，在一些示例 中，引线18、20、22可借助于定位螺丝、连接销、或另一合适的机械耦合 机构机械地耦合至连接器块34。
引线18、20、22的每一个包括细长绝缘引线本体，该细长绝缘引线本 体可通过绝缘材料(例如，管状绝缘护套)携载彼此隔开的多个导体(例 如，同心盘绕导体，直导体等)。在所示的示例中，双极电极40和42位 于紧邻引线18的远端处。此外，双极电极44、46位于紧邻引线20的远端 处，且双极电极48、50位于紧邻引线22的远端处。
电极40、44、48可采用环形电极的形式，并且电极42、46、50可采 用分别可伸缩地安装在绝缘电极头52、54、56中的可伸长螺旋末梢电极的 形式。电极40、42、44、46、48、50中的每一个可电耦合至其相关联的引 线18、20、22的引线本体内的导体(例如，螺旋的和/或直的)中的相应一 个，并由此耦合至引线18、20、22的近端上的电触头中的相应一个。
电极40、42、44、46、48、50可进一步被用于感测伴随于心脏12的 去极化和复极化的电信号(例如，电描记图(EGM)内的形态波形)。这 些电信号经由相应的引线18、20、22被传导至IMD16。在一些示例中，IMD 16还可以经由电极40、42、44、46、48、50传送起搏脉冲，以引起患者的 心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，如图2中所示，IMD16包 括一个或多个外壳电极，诸如外壳电极58，其可与IMD16的外壳60(比 如气密式外壳)的外表面一体地形成或以其他方式耦合至该外壳60。可使 用电极40、42、44、46、48、50中的任意电极用于单极感测或与外壳电极 58相组合的起搏。换言之，电极40、42、44、46、48、50、58中的任意可 结合用于形成感测向量，例如，可用于评估和/或分析起搏治疗的效果的感 测向量。可关于2012年12月18日提交并且转让给本发明的受让人的美国 专利申请No.13/717,896看到感测和起搏的配置的示例，该申请的公开内 容通过引用整体地结合于此，并且通过优选地将LV尖端(即，电极46)－ Rv线圈(即，电极62)分别用于起搏向量和感测向量而加以修改。本领域 技术人员一般可理解，还可选择其他电极作为起搏和感测向量。电极44和 64指的是权利要求中第三和第四LV电极。
如参照图3A-3B更详细地描述的，外壳60可装有治疗递送模块，该治 疗递送模块可包括用于产生心脏起搏脉冲和去极化或复律冲击的刺激发生 器，以及用于监测患者心律的感测模块。引线18、20、22还可以分别包括 细长电极62、64、66，它们可采取线圈的形式。IMD16可经由细长电极 62、64、66和外壳电极58的任意组合而将除颤电击递送至心脏12。电极 58、62、64、66也可以被用于将复律脉冲递送至心脏12。此外，电极62、 64、66可由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于，铂、铂合金、和/ 或已知可用于可植入除颤电极中的其他材料。由于电极62、64、66一般不 被配置成递送起搏治疗，电极62、64、66中的任意电极可用于在起搏治疗 期间感测电活动(例如，用于分析起搏治疗有效性)并且可与电极40、42、 44、46、48、50、58中的任意电极结合使用。在至少一个实施例中，RV 细长电极62可用于在起搏的递送期间感测患者的心脏的电活动(例如，与 外壳电极58结合，形成RV细长线圈、或除颤电极至外壳电极的向量)。
图1-2所示的示例性治疗系统10的配置仅是一个示例。在其他实例中， 替代或除了图1中所示的经静脉引线18、20、22外，治疗系统可包括心外 膜引线和/或贴片电极。此外，在一个或多个实施例中，IMD16不需要被植 入到患者14体内。例如，IMD16可以经由经皮肤的引线将除颤电击和其 他治疗递送到心脏12，这些经皮肤的引线穿透患者14的皮肤延伸至心脏 12内部或外部的各种位置。在一个或多个实施例中，系统10可采用无线起 搏(例如，使用经由超声、感应耦合、RF等的到心脏内的起搏部件(多个) 的能量传输)并使用在容器/外壳和/或皮下的引线上的电极来感测心脏激 动。
在提供电刺激治疗至心脏12的治疗系统的其他示例中，这种治疗系统 可包括耦合至IMD16的任何合适数量的引线，且每一个引线可延伸至心脏 12内或紧邻心脏12的任何位置。治疗系统的其他示例可包括如图1-2中所 示设置的三个经静脉的引线。此外，其他治疗系统可包括从IMD16延伸至 右心房26或右心室28中的单条引线、或延伸至右心室26和右心房28中 的相应一个的两条引线。
图3A是IMD16的一个示例性的配置的功能框图。如图所示，IMD16 可以包括控制模块81、治疗递送模块84(例如，治疗递送模块84可包括 刺激发生器)、感测模块86以及电源90。
控制模块81可以包括处理器80、存储器82以及遥测模块88。存储器 82可以包括计算机可读指令，当例如由处理器80执行这些计算机可读指令 时，使IMD16和控制模块81执行本文所描述的归因于IMD16和/或控制 模块81的各种功能。此外，存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁、 光、或电的介质，例如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非 易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存、或任何 其他数字介质。存储器82包括与捕获管理相关的计算机指令。在美国专利 No.7,684,863中简略描述了诸如左心室捕获管理(LVCM)之类的示例性 捕获管理模块，该专利通过引用结合于此。关于起搏刺激的递送，捕获管 理算法通常关注于起搏刺激的足够能量递送。
控制模块81的处理器80可包括微处理器、控制器、数字信号处理器 (DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等效的分立或 集成的逻辑电路中的任意一个或多个。在一些示例中，处理器80可包括多 个部件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、 一个或多个ASIC、和/或一个或多个FPGA、以及其他分立或集成逻辑电路 的任何组合。归因于本文中的处理器80的功能可体现为软件、固件、硬件、 或它们的任意组合。
控制模块81可控制治疗递送模块84，以根据可存储在存储器82中的 所选择的一个或多个治疗程序向心脏12递送治疗(比如，诸如起搏之类的 电刺激治疗)。更特定地，控制模块81(例如，处理器80)可控制治疗递 送模块84递送电刺激，诸如，例如具有由所选择的一个或多个治疗程序(例 如，起搏治疗程序、起搏恢复程序、捕获管理程序等等)指定的振幅、脉 冲宽度、频率、或电极极性的起搏脉冲。如所示的，治疗递送模块84例如 经由各条引线18、20、22的导体或者在外壳电极58的情况下经由设置在 IMD16的外壳60内的电导体，电耦合至电极40、42、44、46、48、50、 58、62、64、66。治疗递送模块84可被配置成使用电极40、42、44、46、 48、50、58、62、64、66中的一个或多个生成并且向心脏12递送诸如起搏 治疗之类的电刺激治疗。
例如，治疗递送模块84可分别经由耦合至引线18、20、和22的环形 电极40、44、48，和/或分别经由引线18、20、和22的螺旋形尖端电极42、 46、和50，来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。而且，例如，治疗递送 模块84可经由电极58、62、64、66中的至少两个将除颤电击递送至心脏 12。在一些示例中，治疗模块84可被配置成以电脉冲的形式递送起搏、复 律、或除颤刺激。在其他示例中，治疗递送模块84可被配置成以其他信号 的形式(诸如，正弦波、方波、和/或其他基本上连续的时间信号)来递送 这些类型的刺激中的一种或多种。
IMD16可进一步包括开关模块85，且控制模块81(例如，处理器80) 可使用开关模块85来例如，经由数据/地址总线选择可用电极中的哪些用于 递送治疗(诸如，用于起搏治疗的起搏脉冲)、或可用电极中的哪些用于 感测。开关模块85可包括开关阵列、开关矩阵、复用器、或适合于选择性 地将感测模块86和/或治疗递送模块84耦合至一个或多个所选择的电极的 任何其他类型的开关设备。更特定地，治疗递送模块84可包括多个起搏输 出电路。多个起搏输出电路的每个起搏输出电路可，例如，使用开关模块 85，选择性地耦合至电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66中的 一个或多个(例如，将治疗递送至起搏向量的一对电极)。换言之，每个 电极可使用开关模块85选择性地耦合至治疗递送模块的起搏输出电路中的 一个。
感测模块86被耦合至(例如，电耦合至)感测装置，感测装置，除附 加感测装置外，可包括电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66， 以监测心脏12的电活动，例如，心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号 等。ECG/EGM信号可用于多个被起搏事件的分析。更特定地，ECG/EGM 信号中的每个被起搏事件的一个或多个形态特征可用于确定每个被起搏事 件是否具有预定水平的效用。ECG/EGM信号可进一步用于监测心率(HR)、 心率变异性(HRV)、心率紊动性(HRT)、减速/加速能力、减速序列发 生率、T波交替(TWA)、P波到P波间期(也称为P－P间期或A－A间 期)、R波到R波间期(也称为R－R间期或V－V间期)、P波到QRS 波群间期(也称为P－R间期、A－V间期、或P－Q间期)、QRS波群形 态、ST段(即，连接QRS波群和T波的段)、T波变化、QT间期、电矢 量等。
开关模块85还可与感测模块86一起使用以选择可用电极的哪些用于 例如感测患者的心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、46、48、50、 58、62、64、66的任意组合的患者心脏的一个或多个电向量)。在一些示 例中，例如，通过数据/地址总线来提供信号，控制模块81可经由感测模块 86中的开关模块来选择用作感测电极的电极。在一些示例中，感测模块86 可包括一个或多个感测通道，每个感测通道可包括放大器。
在一些示例中，感测模块86包括通道，该通道包括具有比R波或P 波放大器相对更宽的通带的放大器。来自被选择用于耦合至该宽带放大器 的经选择感测电极的信号可被提供给复用器，并随后通过模数转换器转换 成多位数字信号以作为EGM存储在存储器82中。在一些示例中，存储器 82中的这种EGM的存储可在直接存储器存取电路的控制下进行。控制模 块81(例如，使用处理器80)可采用数字信号分析技术来表征存储在存储 器82中的数字化信号以分析和/或分类EMG信号的一个或多个形态 (morphological)波形，从而确定起搏治疗有效性。例如，处理器80可被 配置成确定、或获得患者的心脏的一个或多个电向量中的一个或多个所感 测的形态波形的一个或多个特征，并将一个或多个特征存储在存储器82中 以用于稍后确定起搏治疗的有效性。当患者正经历AF时，处理器80进一 步被配置成利用正常处理模式或工作周期模式确定起搏有效性。
如果IMD16被配置成生成并向心脏12递送起搏脉冲，则控制模块81 可包括起搏器定时和控制模块，该起搏器定时和控制模块可具体化为硬件、 固定、软件、或它们的任何组合。起搏器定时和控制模块可包括与处理器 80(诸如，微处理器)分离的专用硬件电路(诸如ASIC)、和/或由处理器 80的部件(可以是微处理器或ASIC)所执行的软件模块。起搏器定时和控 制模块可包括可编程计数器，其控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、 DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR和其他模式的单腔和 双腔起搏相关联的基础时间间期。在上述起搏模式中，“D”可指示双腔室， “V”可指示心室，“I”可指示被禁止的起搏(例如，无起搏)，以及“A”可指示 心房。起搏模式中的第一个字母可指示被起搏的腔室，第二个字母可指示 在其中感测电信号的腔室，而第三个字母可指示其中提供对感测的响应的 腔室。
由控制模块81中的起搏器定时与控制模块所定义的间期可包括心房 与心室逸搏间期、不应(refractory)周期(在此期间所感测的P-波和R-波不 能有效地重启逸搏间期的计时)、和/或起搏脉冲的脉冲宽度。作为另一个 示例，起搏器定时与控制模块可定义消隐周期(blankingperiod)，并提供 来自感测模块86的信号，以在将电刺激递送至心脏12的过程中或之后， 消隐一个或多个通道(如，放大器)达一段时间。可响应于存储器82中的 所存储的数据来确定这些间期的持续时间。控制模块81的起搏器定时和控 制模块还可确定心脏起搏脉冲的振幅。
在起搏期间，在起搏器定时/控制模块中的逸搏间期计数器可在感测到 R波和P波时被重置。治疗递送模块84(例如，包括刺激发生器)可包括 一个或多个起搏器输出电路，其例如通过开关模块85选择性地耦合至适于 将单极或双极起搏脉冲递送至心脏12的腔室中的一个的电极40、42、44、 46、48、50、58、62、或66的任意组合。控制模块81可在通过治疗递送 模块84生成起搏脉冲时重置逸博间期计数器，并由此控制诸项心脏起搏功 能(包括抗心动过速起搏)的基础定时。
在一些示例中，控制模块81可作为中断驱动设备而运行，并且对来自 起搏器定时和控制模块的中断作出响应，其中中断可对应于所感测的P波 和R波的发生和心脏起搏脉冲的生成。可通过处理器80执行任何必要的数 学计算，且由起搏器定时和控制模块控制的值或间期的任何更新可在这些 中断之后发生。存储器82的一部分可被配置作为多个再循环的缓存，其能 够保持一系列所测得的间期，可例如通过处理器80响应起搏或感测中断的 发生来分析这些间期以确定患者的心脏12当前是否表现出心房或心室快速 性心律失常。
控制模块81的遥测模块88可包括用于与另一设备(诸如，本文中关 于图1所描述的编程器24)通信的任何合适的硬件、固件、软件、或它们 的任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可借助于天线(可 以是内部天线和/或外部天线)接收来自编程器24的下行链路遥测以及将上 行链路遥测发送至编程器24。例如，经由地址/数据总线，处理器80可提 供要被上行链路传输至编程器24的数据以及用于遥测模块88中的遥测电 路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可经由多路复用器将所接收的 数据提供至处理器80。在至少一个实施例中，如果起搏治疗变得无效或不 太有效(例如，不具有预定水平的效用)，则遥测模块88可被配置成传输 警告或警报。
IMD16的各种组件被进一步耦合至电源90，电源90可包括可充电的 和不可充电的电池。可选择用以维持达数年的不可充电电池，而可充电池 可例如，每天或每周感应地从外部设备充电。
图3B是IMD16的功能框图的又一实施例。图3B描绘了双极RA引 线22、双极RV引线18、和双极LVCS引线20，而没有与IPG电路31耦 合的LACS起搏/感测电极28和30，IPG电路31具有可编程模式和起搏领 域已知的双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理单元49间接 耦合至定时电路83并经由数据和控制总线间接耦合至微计算机电路33。任 选地，传感器信号处理49耦合至另一传感器，诸如，氧合传感器、压力传 感器、pH传感器和呼吸传感器等。IPG电路31以大体分成微计算机电路 33和起搏电路83的功能框图示出。起搏电路包括数字控制器/定时器电路 83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发器41、活动传 感器电路35以及以下描述的多个其他电路和部件。
晶体振荡器电路47为起搏电路320提供基础定时时钟，而电池29提 供功率。上电复位电路45响应于电路到电池的初始连接以用于定义初始操 作条件，并且类似地响应于低电池条件的检测而重置设备的操作状态。参 考模式电路37为起搏电路320中的模拟电路生成稳定的电压参考和电流， 而模数转换器ADC和复用器电路39(如果有心脏信号来自感测放大器55 的话)数字化模拟信号和电压以提供实时遥测，用于经由RF发射器和接收 器电路41的上行传输。电压参考和偏置电路37、ADC和复用器39、上电 复位电路45和晶体振荡器电路47可对应于当前销售的可植入心脏起搏器 中目前所使用的那些电路中的任意电路。
如果IPG被编程为速率响应(rateresponsive)模式，则由一个或多个 生理传感器输出的信号被用作速率控制参数(RCP)以推导出生理逸搏间 期。例如，与在所描绘的示例性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS) 电路35中获得的患者的活动水平成比例地调节逸搏间期。患者活动传感器 27耦合至IPG外壳并且可采取本领域所公知的压电晶体换能器的形式，并 且其输出信号被处理和用作RCP。响应于由活动电路35处理的并被提供至 数字控制器/定时器电路83的所感测的身体活动，传感器27生成电信号。 活动电路35和相关联的传感器27可对应于美国专利No.5,052,388和 4,428,378中公开的电路。类似地，可结合用于提供速率响应起搏能力的所 有已知的替代类型的传感器(诸如，氧合传感器、压力传感器、pH传感器 和呼吸传感器)来实现本发明。替代地，QT时间可被用作速率指示参数， 在这种情况下，不需要额外的传感器。类似地，还可在非速率响应起搏器 中实现本发明。
借助于遥测天线57和相关联的RF收发器41完成去往和来自外部编程 器的数据传输，RF收发器41用作解调所接受的下行遥测和传输上行遥测 两者。如起搏领域所公知的，上行遥测能力将通常包括用于传输所存储的 数字信息(例如，操作模式和参数、EGM直方图、和其他事件、以及指示 心房和心室中所感测和被起搏的去极化的发生的心房和/或心室电活动和标 记通道脉冲)的能力。
微计算机33分别包含微处理器80和相关联的系统时钟和处理器上 RAM和ROM芯片82A和82B。此外，微计算机电路33包括单独的 RAM/ROM芯片82C以提供附加的存储器容量。微处理器80通常以降低功 耗模式进行操作并且是中断驱动的。响应于所定义的中断事件，微处理器 80被唤醒，所定义的中断事件可包括由数字定时器/控制器电路83中的定 时器生成的A-TRIG、RV-TRIG、LV-TRIG信号，和由感测放大器电路55 生成的A-EVENT、RV-EVENT、LV-EVENT信号，及其他信号。通过微计 算机电路33借助于数据和控制总线306根据编程(programmed-in)的参数 值和操作模式来控制由数字控制器/定时器电路83暂停(timeout)的间期 和延迟的特定值。此外，如果被编程成作为速率响应起搏器进行操作，则 可例如，每周期或每两秒提供定时的中断以允许微处理器分析活动传感器 数据并更新基础A-A、V-A、或V-V逸搏间期(如果适用)。此外，微处 理器80还可用于定义可变的(variable)、起作用的(operative)AV延迟 和递送至每个心室的能量。
在一个实施例中，微处理器80是适合于以常规方式获取并执行存储在 RAM/ROM单元82C中的指令的定制微处理器。然而，可以构想，其他实 现可适合于实现本发明。例如，现成的、市售的微处理器或微控制器，或 定制应用专用的、硬连线逻辑、或状态机类型电路可执行微处理器80的功 能。
数字控制器/定时器电路83在微计算机33的常规控制下运行以控制起 搏电路320中的定时和其他功能，并且包括一组定时和相关联的逻辑电路， 这些电路中与本发明有关的某些被予以描绘。所描绘的定时电路包括 URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于计时所过去的V-EVENT 到V-EVENT间期或V-EVENT到A-EVENT间期或V-V传导间期的固有间 期定时器83C、用于计时A-A、V-A、和/或V-V起搏逸搏间期的逸搏间期 定时器83D、用于计时从在前的A-EVENT或A-TRIG的心房-左心室起搏 (A-LVp)延迟(或心房右心室起搏(A-RVp)延迟)的AV延迟间期定时 器83E、用于计时心室后时间周期的心室后定时器、和日期/时间时钟83G。
AV延迟间期定时器83E加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(即， 使用已知方法所确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)，用于暂停(time-out) 从在前的A-PACE或A-EVENT开始。间期定时器83E触发起搏刺激递送， 并且可基于一个或多个在先的心动周期(或是根据针对给定患者经验地推 导的数据集合)。
事件后(post-event)定时器83F使在RV-EVENT或LV-EVENT或 RV-TRIG或LV-TRIG之后的心室后时间周期或在A-EVENT或A-TRIG之 后的心房后时间周期超时(timeout)。事件后时间周期的持续时间还可被 选择作为存储在微计算机33中的可编程参数。心室后时间周期包括 PVARP、心房后心室消隐周期(PAVBP)、心室消隐周期(VBP)、心室 心房后消隐周期(PVARP)和心室不应周期(VRP)，尽管还可至少部分 地取决于起搏引擎中使用的操作电路而合适地定义其他的周期。心房后时 间周期包括其间为了重置任意AV延迟而忽略A-EVENT的心房不应周期 (ARP)，和其间心房感测被禁用的心房消隐期间(ABP)。应当注意，心房后 时间周期和AV延迟的开始可与每个A-EVENT或A-TRIG的开始或结束基 本同时地开始，或在后一种情况下，在可在A-TRIG之后的A-PACE的结 束时开始。类似地，心室后时间周期和V-A逸搏间期的开始可与每个 V-EVENT或V-TRIG的开始或结束基本同时地开始，或在后一种情况下， 在可在V-TRIG之后的V-PACE的结束时开始。微处理器80还任选地计算 AV延迟、心室后时间周期和心房后时间周期，它们随着响应于RCP(多个) 建立的基于传感器的逸搏间期而变化，和/或随着固有心房速率而变化。
输出放大器电路51包含RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器 (如果提供LA起搏的话))、RV起搏脉冲发生器、和LV起搏脉冲发生 器或对应于提供心房和心室起搏的商业上销售的心脏起搏器中目前采用的 那些电路中的任意电路。为了触发RV-PACE或LV-PACE脉冲的生成，数 字控制器/定时器电路83在A-RVp延迟(在RV预激的情况下)超时 (time-out)时生成RV-TRIG信号，或在由AV延迟间期定时器83E(或 V-V延迟定时器83B)提供的A-LVp延迟(在LV预激的情况下)超时 (time-out)时生成LV-TRIG。类似地，数字控制器/定时器电路83在由逸 搏间期定时器83D计时的V-A逸搏间期结束时生成触发RA-PACE脉冲的 输出的RA-TRIG信号(或触发LA-PACE脉冲的输出的LA-TRIG信号(如 果LA-PACE脉冲被提供的话))。
输出放大器电路51包括开关电路，用于将来自引线导体和中性电极 (IND)之中的所选择的起搏电极对耦合至RA起搏脉冲发生器(和LA起 搏脉冲发生器(如果提供的话))、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发 生器。中性电极表示与指定元件没有相互作用的任何电极。例如，在心房 电极和LV电极之间没有相互作用(即，没有起搏、感测或甚至亚阈值测 量值)，因为该通路没有价值。如果RV电极可与LV电极相互作用，则除 非RV电极被明确定义为与LV电极绝缘，否则RV电极不能被定义为中性。
起搏/感测电极对选择和控制电路53选择应与输出放大器电路51中的 心房和心室输出放大器相耦合的引线导体和相关联的起搏电极对，以用于 完成RA、LA、RV和LV起搏。
感测放大器电路55包含感测放大器，其对应于用于心房和心室起搏和 感测的当代心脏起搏器中目前使用的那些感测放大器中任意感测放大器。 如在上述引用的、共同转让的'324专利中所述的，在本领域中已经很普遍 的是使用非常高阻抗P波和R波感测放大器来放大由心脏去极化波前的通 过而在感测电极对之间所生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增 益来放大低幅度信号并且依靠带通滤波器、时域滤波和幅度阈值比较以将P 波或R波与背景电噪声区分。数字控制器/定时器电路83控制心房和心室 感测放大器55的灵敏度设置。
感测放大器通常在将起搏脉冲递送至起搏系统的起搏电极中的任意电 极之前、过程中和之后的消隐周期期间从感测电极解耦，以避免感测放大 器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，用于在ABP、PVABP和VBP 期间将所选择的引线导体对和引线20上的IND_CAN电极从RA感测放大 器(和LA感测放大器(如果提供的话))、RV感测放大器和LV感测放 大器的输入解耦。感测放大器电路55还包括用于将所选择的感测电极引线 导体和电极20上的IND_CAN电极耦合至RA感测放大器(和LA感测放 大器(如果提供的话))、RV感测放大器和LV感测放大器的开关电路。 同样地，感测电极选择和控制电路53选择应与输出放大器电路51和感测 放大器电路55中的心房和心室感测放大器相耦合的导体和相关联的感测电 极对，以用于沿着期望的单极和双极感测向量完成RA、LA、RV和LV感 测。
由RA感测放大器感测的RA-SENSE信号中的右心房去极化或P波产 生传送至数字控制器/定时器电路83的RA-EVENT信号。类似地，由LA 感测放大器(如果提供的话)感测的LA-SENSE信号中的左心房去极化或 P波产生传送至数字控制器/定时器电路83的LA-EVENT信号。由心室感 测放大器感测的RV-SENSE信号中的心室去极化或P波产生传送至数字控 制器/定时器电路83的RV-EVENT信号。类似地，由心室感测放大器感测 的LV-SENSE信号中的心室去极化或P波产生传送至数字控制器/定时器电 路83的LV-EVENT信号。RV-EVENT、LV-EVENT、和RA-EVENT、 LA-SENSE信号可以是不应的或非不应的，并且可能通过电噪声信号或异 常传导的去极化波而不是真实的R波或P波被无意地触发。
起搏(例如，对于LV和/或BV起搏)比或百分比(其是将被起搏的 心搏的数量除以心搏的总数，通常被表达为心搏的总数的百分比)可能是 用于评估CRT的有效性的有用度量，但存在其中起搏比或百分比是误导性 的情况。例如，在一些场景中，诸如当发生伪融合(例如，心室起搏未能 适当地改变电活动模式)时，高起搏比或百分比可能不一定表示CRT是有 效的。对所监测的EGM信号中的诱发的响应(例如，被起搏的QRS波群) 的自动的逐个搏动的分析可用于确定被起搏的心搏是否曾被有效起搏，并 因此为起搏比率提供更高的分辨率。例如，可从起搏比率中排除曾被起搏 但被确定为未被有效起搏(例如，取决于固有的和被起搏的激动之间的融 合程度等)的心搏，从而提供起搏疗效和/或功效的更精确的度量，该度量 可被称为起搏有效性比率。
基于特征的分类可在采用心脏起搏(例如，CRT起搏，诸如左心室融 合起搏、双心室起搏(BiV)、多部位LV起搏等)的设备(例如，IMD16) 中实现逐个搏动节律分类并且可通过向医师提供有用的诊断指标将值添加 至设备。这种基于特征的逐个搏动分类中牵涉到的计算代价可以是最低的 并且可在设备(诸如，在本文中关于图1-3B描述的IMD16)的体系结构 中实现。例如，与详细的模板匹配算法通常所需的多种密集的数学运算和 归一相比，本文所描述的示例性方法可组合代数运算和比较和/或可每个搏 动需要单次归一。
本公开致力于在不显著增加心室速率的情况下提高AF期间患者的有 效CRT起搏的百分比。图4描绘了正常处理模式900，正常处理模式900 被连续地实施以修改AF期间的IMD16起搏速率。正常处理模式900在框 902处开始，在框902中，过程900等待下一心室事件的检测。在框904 处，在已检测到下一心室事件之后，作出关于心室事件是所感测的心室事 件还是被起搏的心室事件的判定。IMD16可通过跟踪信号是从用于在特定 时间感测的电极获得还是从用于在特定时间起搏的电极获得自动地确定所 感测的或被起搏的心室事件。被起搏的心室事件沿着被起搏路径至框906， 在框906中获得EGM。这可有利于在LV起搏阴极和远处的(即，中性) 电极(像RV线圈或设备壳体(即，外壳电极58))之间获得EGM。在美 国专利No.5,776,168中描述了EGM数据的生成，该专利通过引用整体结 合于此。还可使用获得EGM数据的其他方法。
在判定框908处，处理器80使用EGM数据来确定是否已响应于所感 测的心室事件发生有效LV捕获。2012年12月6日提交的并且题为 “EffectiveCaptureTest(有效捕获测试)”的美国专利申请No.13,707,366 公开了依赖于EGM数据来确定起搏刺激是否有效捕获心室的示例性过程， 该申请通过引用整体结合于此。可用于确定有效捕获的其他示例性过程可 包括美国专利No.6,044,296。如果不存在有效LV捕获，则来自框908的 否路径到框920，框920使HR目标水平增加Delta3。在下面表1中提供了 Delta3的示例性值。HR目标水平是患者的期望或理想HR目标。如果患者 已降低心脏容量，则目标HR可能不再正常HR范围内。
框928确保HR目标水平保持在编程到IMD16中的上限内。在判定框 928处，然后作出关于HR是否大于上限的判定。HR是在特定时刻通过IMD 16从患者感测到的实际HR。该上限与可编程起搏速率的上限有关。对于 患者，可通过利用由来自患者的生理数据动态更新的数据预定或确定该上 限。该上限可在从约100BPM到约150BPM的范围内。如果HR大于上限， 则是路径继续至框930并且HR目标水平然后被设置在上限水平。其后， 返回路径继续至框902。如果HR小于或等于上限，来自框928的NO路径 返回至框902。
返回至框908，如果被起搏的心室事件提供有效LV捕获，则来自框 908的是路径继续至判定框910。在框910处，作出关于在先的心室事件是 否具有有效LV捕获的判定。在先的心室事件被定义为紧接在来自框902 的“下一心室事件”之前的心室事件。如果在先的心室事件也已有效捕获 LV，则是路径继续至框912，在框912中使HR目标水平降低Delta1。在 表1中列出了Delta1的示例性值。
如果在先的心室事件不提供有效LV捕获，则来自框910的否路径在 框914处使HR目标水平减少Delta2。下面表1提供了Delta2的示例性值。
框916，像框928一样，确保HR保持在IMD16中的经编程的限制内。 具体而言，在判定框916处，作出关于HR是否低于下限的判定。一般而 言，下限被设置成传感器速率(即，由在速率应答(rate-responsive)起搏 模式下的活动传感器确定的HR)。替代地，下限可被设置成IMD16的经 编程的下限速率。经编程的下限速率通常被设置成40-70BPM。如本领域 所描述的，下限速率还可受到“睡眠模式”的影响。IMD16的睡眠模式可 被配置成降低晚上的下限速率。
如果HR低于下限，则在框918处，HR目标水平被设置成下限。如果 HR等于或大于下限，则HR目标水平保持不变并且来自框916的否路径返 回至框902以等待下一心室事件。
返回至框904，如果已发生所感测的心室事件，而不是被起搏的心室 事件，则在判定框922处作出有关是否感测到在前的搏动的判定。如果没 有感测到在前的搏动，则从判定框922的否路径在框924处需要使HR目 标水平增加Delta4。如果没有感测到在前的搏动，则从判定框922的否路 径在框926处需要使HR目标水平增加Delta5。之前解释的框928的逻辑确 定所感测的心室事件是否具有设置成上限的HR目标水平，或沿着到框902 的返回路径。
在下面提供的示例性表格中，“Delta”指的是正常操作模式900的以 上流程图。Delta是心率的函数，从而允许算法变得在较高心率处不那么“激 进”。如上所解释的，在初始化周期结束时，心率增加Delta值。选自表1 的Delta值取决于由IMD16确定的患者的心率。IMD16确保分析HR达充 分的时间周期以获得实时HR的相对一致读数。然后HR被用于确定合适的 Delta以调节HR目标水平。
Delta1和2涉及使HR目标水平减少，而Delta3、4和5涉及使HR 目标水平增加。
表1－示例性Delta值
虽然在表中找到每个Delta的值，但通常可理解，也可使用其他值。在 一个或多个实施例中，每个Delta之间的比值可有用于确定HR目标水平。
图6描绘了可在图4的流程图中描述的正常操作模式期间发生的连续 搏动信号的示例性集合。连续搏动显示了在起搏递送之后诱发的响应或在 心室事件的感测之后本征激动中的差异，如在LV起搏阴极和中性电极(像 RV线圈或设备壳体)之间所感测的电描记图中所观察到的差异。Y轴描绘 了幅度，而X轴描绘了以秒测量的在递送起搏刺激或感测心室事件之后的 时间。信号1100和1102指示有效捕获心室的起搏刺激。观察到两个连续 有效捕获搏动导致HR目标水平降低Delta1。信号1104指示所感测的心室 事件。在有效捕获事件之后观察到所感测的心室事件导致HR目标水平增 加Delta4。信号1106指示所感测的心室事件。观察到两个连续感测的事件 导致HR目标水平增加Delta5。信号1108指示具有无效捕获的被起搏的心 室事件，从而导致HR目标水平增加Delta3。信号1110指示具有有效捕获 的被起搏心室事件。信号1110导致HR目标水平降低Delta2。信号1112 指示具有有效捕获的被起搏心室事件。这导致HR目标水平降低Delta1。
虽然图4和6涉及正常处理模式，但保护电池寿命的工作周期模式也 可用于响应于观察到在AF期间的有效捕获调制起搏速率。工作周期模式意 味着IMD16不连续验证在AF期间是否发生心室的有效捕获。具体地，工 作周期模式意味着仅某一百分比的时间发生对AF期间的有效捕获的验证。 例如，工作周期模式可操作10％的时间(例如，几分钟、几小时、每天、 每周等)。替代地，因变于AF负荷配置工作周期操作模式。例如，工作周 期模式可在检测到AF时操作一定数量的小时。在一个或多个实施例汇总， 可因变于搏动数量(即，40个搏动中的10个搏动)或秒(即，40秒中的 10秒)配置工作周期模式。
在又一实施例中，可使用正常操作模式和工作周期操作模式的组合。 正常操作模式可用于每天的AF的前N小时，其中N是随后有正常周期模 式的在1和12之间的任何数量。可然后由IMD使用X％的固定的或可调节 的工作周期模式。X％的工作周期模式意味着在工作周期模式中激活与确定 AF期间的有效捕获的特征，使得每分钟或每30秒(例如，每40秒中的10 秒、每30个搏动中的10个搏动等)主动地监测一些搏动。在一个或多个 实施例中，与响应于观察到AF期间的有效捕获调制起搏速率的有关的特征 每次不关闭几分钟。
在又一实施例中，第一天IMD16以正常模式操作(即，连续“打开” 或激活)达一天或一天以上，然后切换至固定或可调节的双周期模式。固 定双周期时间意味着在一致量的时间内发生确定AF期间的有效捕获的操 作。
在再一实施例中，工作周期模式可在每小时内操作预定百分比的时间。 例如，工作周期模式可操作50％小时；因此，工作周期模式将运行例如一 定数量的搏动，并关闭一定数量的搏动。更具体地，50％工作周期模式被 执行为：10个搏动打开、10个搏动关闭，而不是30分钟打开和30分钟关 闭。
工作周期模式的操作类似于正常周期模式，除了其中所修改的。图5 的过程1000在框1002处开始，在框1002中分析预定量的连续搏动(例如， 30搏动等)。基于该分析，可根据图4的流程图调节HR目标水平，图4 的流程图概要描述了正常操作模式的操作。例如，如果检测到的HR大于 100BPM，则使HR目标水平增加1BPM。在一个或多个其他实施例中，如 果确定患者的HR在80BPM和100BPM之间，则使HR目标水平增加+2 BPM。在框1004处，可通过确定以下条件的应用增加最终HR目标水平。 例如，如果每分钟的搏动(BPM)大于1000BPM，则可使HR目标水平增 加预定量，诸如“1”。替代地，如果BPM大于80BPM但小于100BPM， 则可使HR目标水平增加另一预定量，诸如“3”。在又一实施例中，如果 BPM大于100BPM，则可使HR目标水平增加又一预定量，诸如“5”。表 2基于目前或最新从患者感测的BPM概括了BPM目标水平。表2应用于 在框1004处对HR目标水平作出的调节。
表2－基于目前或最新感测的BPM增加BPM目标水平
框1006表示多个操作。例如，将当前HR目标水平设置成存储在存储 器中的当前或最新HR目标水平值。此外，禁用对有效捕获的分析以允许 HR目标水平增加直到心室时间计数器等于预定的整数J。通过检查预定数 量的心室事件，作为心室事件的结果获得的数据确保数据中的更大的一致 性。在一个或多个实施例中，整数J可以是任何整数，诸如30或30以下。 在一个或多个其他实施例中，J可被设置成20或20以下。在又一实施例中， J＝10或10以下。除设置整数J的值之外，所感测的心室事件计数器M也 可被设置成预定值(例如，0、1等)。
在框1008处，过程1000等待感测到下一心室事件。在已感测到下一 心室事件之后，在框1010处，使由N表示的总心室事件(即，所感测的和 被起搏的)增加。当在框1010处检测到所感测的事件时仅使表示所感测的 心室事件(即，不是被起搏的心室事件)的计数器M增加。
在框1012处，作出关于心室事件计数器等于预定整数J的判定。J是 被计数的心室事件的总数。如果心室事件计数器不等于预定整数J，来自框 1012的否路径继续到判定框1014。框1014通过将所感测的心室搏动与称 为C1(例如，2、4、或6等)的预定整数相比较来确定起搏脉冲是否有效 捕获心室(多个)。如果M大于或等于C1，则来自框1014的是路径继续 至框1016，在框1016中使HR目标水平增加2BPM。来自框1014的否路 径返回至框1008以等待下一心室事件。
来自框1012的“是”路径继续至框1018，在框1018中启用有效捕获 分析。可对存储在存储器中的任何或所有EGM数据执行有效捕获分析。在 判定框1020处，作出关于伴随下一预定数量C3(例如，10等)心室事件 是否发生有效捕获的判定。在框1022处，根据有效捕获的连续搏动(例如， 5-10)的数量修改HR目标水平。例如，如果有效捕获的搏动的数量小于 10个中的3个搏动，则使HR目标水平增加+3BPM。在另一示例中，如果 10个搏动中的有效捕获的搏动的数量在3和6搏动之间(即，3<搏动<6)， 则使HR目标水平增加+2BPM。在又一示例中，如果搏动等于10个搏动中 的6或7个搏动，则使HR目标水平增加+1BPM。在又一示例中，如果有 效捕获的搏动等于10个搏动中的8个搏动，则HR目标水平保持不变。在 再一示例中，如果有效捕获的搏动等于10个搏动中的9个搏动，则使HR 目标水平减少–2BPM。在又一示例中，如果有效捕获的搏动的数量等于 10个搏动中的10个搏动，则使HR目标水平减少–3BPM。
在一个或多个优选实施例中，对于前30秒(即，“初始化周期”)使 用非工作周期模式以调节AF期间的心率。如果心率大于100BPM，则使在 初始化周期结束时的心率增加1(BPM)，如果心率大于80BPM但小于 100BPM，则使在初始化周期结束时的心率增加3BPM，以及如果心率小于 80BPM，则使在初始化周期结束时的心率增加5BPM。接着在30秒的保持 周期期间施加该最终指定的起搏速率。在保持周期期间，如果在10个心室 事件的任何周期中的10个心室事件中的6个是所感测的心室事件，而不是 起搏的心室事件，则仅可向上调节起搏速率。如果这发生了，则使心率增 加2BPM并且清除10个搏动的缓冲。因为与有效捕获相对于无效捕获的 判定相比，所感测的事件相对于被起搏的事件的确定非常简单，因此可节 省电池功率。在保持周期结束时，对于有效捕获，分析10搏动。取决于10 个搏动中的多少具有有效捕获，向上或向下调节下一30秒保持周期的起搏 速率。
本公开中所描述的技术包括归因于IMD16、编程器24、或各构成部件 的那些技术，可以至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实 现。例如，这些技术的各方面可在一个或多个处理器(包括一个或多个微 处理器、DSP、ASIC、FPGA)，或任何其他等效的集成或分立逻辑电路， 以及这些组件的任意组合中实现，其具体化在编程器(诸如医生或患者的 编程器)、刺激器、图像处理设备或其他设备中。术语“模块”、“处理 器”或“处理电路”一般可指独立的或结合其他逻辑电路的任何前述逻辑 电路、或任何其他等效电路。
这些硬件、软件、和/或固件可在同一设备内实现，或在单独的设备内 实现，以支持本文所描述的各种操作和功能。另外，所述单元、模块或部 件中的任意可一起实现，或作为分立但可互操作的逻辑设备单独地实现。 将不同的特征描绘为模块或单元是为了凸显不同的功能方面，而不一定暗 示这样的模块或单元必须通过单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一 个或多个模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件组件来执行，或 集成在共同或单独的硬件或软件组件之内。
当以软件实现时，归因于本公开中描述的系统、装置和技术的功能可 具体化为计算机可读介质(诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存、 磁数据存储介质、光数据存储介质等等)上的指令。可由一个或多个处理 器执行这些指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。
以下所列出的是描述了本文所描述的装置和方法的各个方面的共同待 审的美国申请。这些共同待审的申请通过引用而被整体纳入本文。
由SubhamGhosh等人提交的并转让给本发明的相同受让人的题为 “EFFECTIVECAPTURE(有效捕获)”的共同待审的美国专利申请 13/707,366。
由SubhamGhosh等人提交的并转让给本发明的相同受让人的题为 “EFFECTIVECAPTURE(有效捕获)”的共同待审的美国专利申请 13/707,391。
由SubhamGhosh等人提交的并转让给本发明的相同受让人的题为 “EFFECTIVECAPTURE(有效捕获)”的共同待审的美国专利申请 13/707,440。
由SubhamGhosh等人提交的并转让给本发明的相同受让人的题为 “EFFECTIVECAPTURE(有效捕获)”的共同待审的美国专利申请 13/707,458。
由SubhamGhosh等人提交的并转让给本发明的相同受让人的题为 “CRITERIAFOROPTIMALELECTRICALRESYCHRONIZATION DURINGFUSIONPACING(用于在融合起搏期间最佳电再同步的标准)” 的共同待审的美国专利申请13/772,840。
本发明已经参照所示的实施例进行了描述，并且并不意味着以限制的 意思进行解释。如上所述，本领域技术人员将会认识到其他各种说明性应 用都可以使用本文所描述的技术以利用本文所描述的装置和方法的有益特 征。对这些实施例所作的各种修改以及本发明的另外的实施例在参照本说 明书时将会是显而易见的。
机译： 调节起搏速度以增加心房纤颤期间有效心室捕获的百分比
机译： 调节起搏速度以增加心房纤颤期间有效心室捕获的百分比
机译： 调节起搏速度以增加心房纤颤期间有效心室捕获的百分比
