基于心房心室延时的起搏治疗调节的制作方法

专利名称：基于心房心室延时的起搏治疗调节的制作方法
技术领域：
本公开涉及可植入医疗设备，更具体地涉及将电刺激治疗传递给患者的可植入医疗设备。背景一些类型的可植入医疗设备，例如心脏起搏器或可植入复律器-除颤器，经由一个或多个可植入引线的电极向患者心脏提供治疗性电刺激。治疗性电刺激可以起搏、复律或除颤的脉冲或冲击的形式传递至心脏。在一些情形下，可植入医疗设备可感测心脏的固有去极化，并基于该感测控制治疗刺激向心脏的传递.心脏再同步治疗是由可植入医疗设备传递的治疗的一种类型。心脏再同步治疗可通过使心脏的心室的电动机械活动同步而帮助改善心脏输出。心室异步可能发生在遭受充血性心力衰竭的患者身上。许多起搏治疗，例如二心室起搏以及融合起搏，对于改善心室收缩的协调而言已经是很先进的。概述一般来说，本公开针对基于心房心室延时通过可植入医疗设备(IMD)调整起搏治疗以控制起搏治疗传递期间的心室充盈时间。心房心室延时可以例如是心室搏动事件和接下来的心房搏动或感测事件之间的时间间隔。本文描述的技术在向由于心室机能障碍或心室异步而经历无规律心室去极化的患者提供心脏再同步治疗(CRT)的起搏系统中尤其有用。一些类型的心脏再同步治疗延长了心脏的电激活顺序并导致减少的心室充盈时间。根据本文描述的技术，调整心脏起搏治疗的一个或多个方面(例如脉搏率、预激励间隔或起搏治疗的类型)以维持这些治疗传递期间充足的心室充盈时间。在一些例子中，当心房心室延时间隔小于一阈值时，调整由IMD传递的起搏治疗以补偿减少的心室充盈时间。在又一些例子中，当心房心室延时间隔大于或等于该阈值时， 调整起搏治疗以补偿增加的心室充盈时间。在一个方面，本公开针对一种方法，该方法包括通过可植入医疗设备将起搏治疗传递至心室腔；针对至少一个心搏周期确定心室腔的心房心室延时间隔，判断该心房心室延时间隔是否小于或等于一阈值，并且当该心房心室延时间隔小于或等于该阈值时调整由可植入医疗设备传递的起搏治疗。在另一方面，本公开针对一种系统，该系统包括信号发生器，所述信号发生器产生起搏治疗并将其传递至心室腔；处理器，所述处理器针对至少一个心搏周期确定心室腔的心房心室延时间隔，判断该心房心室延时间隔是否小于或等于一阈值，并且当该心房心室延时间隔小于或等于该阈值时由所述信号发生器调整起搏治疗。在另一方面，本公开针对一种系统，该系统包括通过可植入医疗设备将起搏治疗传递至心室腔的装置；针对至少一个心搏周期确定心室腔的心房心室延时间隔的装置，判断该心房心室延时间隔是否小于或等于一阈值的装置，以及当该心房心室延时间隔小于或等于该阈值时调整由可植入医疗设备传递的起搏治疗的装置。在另一方面，本公开针对一种计算机可读介质，该计算机可读介质包括指令，所述指令使处理器控制可植入医疗设备的信号发生器以通过可植入医疗设备将起搏治疗传递至心室腔，针对至少一个心搏周期确定心室腔的心房心室延时间隔，判断该心房心室延时间隔是否小于或等于一阈值，并且当该心房心室延时间隔小于或等于该阈值时由信号发生器调整所传递的起搏治疗。在另一方面，本公开针对一种计算机可读介质，该计算机可读介质包括使处理器执行本文所述技术的任何一部分的指令。在附图和以下描述中阐明了本公开的一个或多个方面的细节。本公开中所描述技术的其他特征、目标和优点将从说明书和附图以及权利要求书中变得显而易见。附图简述

图1是示出包含用于将刺激治疗经由可植入引线传递至患者心脏的可植入医疗设备(IMD)的示例性治疗系统的理念图。图2是更详细地示出图1系统的IMD和引线的理念图。图3是示出包含耦合于不同引线配置的图1中的IMD的另一示例性治疗系统的理念图。图4是示出图1的IMD的示例性配置的功能框图。图5是图1所示的外部编程器的示例性结构的功能框图，它有利于用户与IMD的
ififn。图6是可在测量心房心室延时时使用的心搏周期分量的时序图。图7是示出基于心房心室延时调整起搏治疗的示例性技术的流程图。图8是示出基于心房心室延时调整起搏治疗的另一示例性技术的流程图。图9是示出用来确定可用于图6和图7的起搏调整方案的心房心室延时的另一示例性技术的流程图。图10是示出调整起搏治疗的传递以保持充足心室充盈时间的示例性技术的流程图。图11是示出包括例如服务器的外部设备以及经由网络耦合于图1所示IMD和编程器的一个或多个计算设备的示例性系统的框图。详细描述本文中描述了为维持合适的心室充盈时间而调整起搏治疗的系统、设备和技术。 根据本文描述的技术，心脏的心室充盈时间间隔基于针对接受起搏刺激的心室腔确定的心房心室时间间隔(V-A)。在一些示例中，心房心室延时间隔是心室搏动事件和接下来的心房搏动或感测事件(Aivs)之间的时间间隔。如下文中例如参照图7更详细描述的那样，一旦针对一个或多个心搏周期确定心房心室延时间隔小于或等于预定阈值，就调整起搏治疗。在一些示例中，该阈值为大约300毫秒(ms)至大约400ms，例如大约350ms。然而，该阈值可例如基于患者是成年人还是儿童而改变。本文描述的为维持合适的心室充盈时间而调整起搏治疗的技术在向由于心室机能障碍或心室异步而经历无规律心室去极化的患者提供心脏再同步治疗(CRT)的起搏系统中尤其有用。在具有心室异步的患者中，一个心室可能在另一心室固有去极化之前固有地去极化。固有去极化可指自然发生而不使用由可植入医疗设备(IMD)传递的心室起搏的心室去极化。
一些类型CRT，例如基于融合的心脏再同步治疗，可延长心脏的电激活顺序并导致减少的心室充盈时间。根据本文描述的技术，调整心脏起搏治疗以维持在CRT传递期间合需的心室充盈时间。维持患者心脏充足的充盈时间以维持心脏足够水平的心输出量是理想的。心室充盈时间可确定在之后的心搏周期中从心脏的心房和/或心室排出的血量。如果心室充盈时间是不足的，则心脏可能无法将血液传递至患者的身体，例如用以向周围组织提供充分的心输出量以满足患者身体的代谢需求。基于融合的心脏再同步治疗有益于恢复患者心脏的去极化顺序，该去极化顺序由于心室机能障碍可能是无规律的。测量将起搏刺激(例如脉冲)传递至晚去极化心室(V2) 的时间，以使V2的诱发去极化与第一去极化心室(Vl)的固有去极化融合地作用，这导致心室再同步。如此，V2起搏脉冲(V2p)可预激励传导延时的V2并帮助使V2的激活与来自固有传导的Vl的激活相融合。因此，本文描述的起搏治疗被称为预激励融合起搏治疗或融合起搏治疗。在一些融合起搏技术中，一旦基于Vl的固有去极化确定的起搏间隔届满，就对晚去极化心室(M)传递起搏脉冲。对V2起搏脉冲(V2P)传递至Vl的固有去极化的时间计时的已有融合起搏技术的一个示例记载在Burnes等人的题为“APPARATUS AND METHODS OF ENERGY EFFICIENT, ATRIAL-BASED BIVENTRICULAR FUSION-PACING (能量有效的基于心房的二心室融合起搏的装置和方法)”并在2007年2月20日发布的美国专利No. 7，181,284 中，Burnes等人的美国专利No. 7，181，284全文通过援引包含于此。在一些示例中，融合起搏的起搏间隔是心房感测或搏动事件(Aivs)和V2起搏脉冲(Mp)传递之间的时间间隔。在一些示例中，例如在Burnes等人的美国专利No. 7，181，284所描述的示例中，起搏间隔被确定为心房感测或搏动事件(Aivs)和同一心搏周期的Vl感测事件(VS1)之间的时长减去一预激励时间间隔。PEI可指示V2脉冲超前于Vl感测事件以实现Vl和V2的电动机械性能融合的时间量。也就是说，PEI可指示从传递预激励V2所需的V2起搏脉冲开始的时间量，以使Vl和V2的电动机械性能合成为一个融合事件。心搏周期可指连续多个心房起搏或感测事件(Aivs)之间的时间周期。在一些示例中，右心室(RV)是Vl而左心室(LV)是V2。尽管本公开主要论及其中第一去极化心室Vl是RV而晚去极化心室V2是LV的示例，然而本文描述的用于提供基于融合的心脏再同步治疗的技术也适用于其中第一去极化心室Vl是LV而晚去极化心室V2 是RV的示例。图1是示出可用来向患者14的心脏12提供治疗的示例性治疗系统10的理念图。 患者14通常是人类患者，但也不一定如此。治疗系统10包括耦合于引线18、20和22的 IMD 16以及编程器M。IMD 16可以是例如向心脏12提供心率管理治疗的设备，并可包括例如可植入起搏器、复律器和/或除颤器，它们经由耦合于一根或多根引线18、20和22的电极向患者14的心脏12提供治疗。在一些示例中，IMD 16可传递起搏脉冲，但不传递复律或除颤脉冲，而在另外一些示例中，IMD 16除了起搏脉冲外还可传递复律和/或除颤脉冲。引线18,20,22延伸入患者14的心脏12以感测心脏12的电活动和/或将电刺激传递至心脏12。在图1所示的示例中，右心室(RV)引线18延伸过一条或多条静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)、右心房沈并进入右心室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、右心房沈并进入冠状窦30直至心脏12的左心室32的自由壁(free wall)相邻的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一条或多条静脉和静脉腔，并进入心脏12的右心房26。在另外一些示例中，治疗系统10可包括在静脉腔或其它静脉中部署一个或多个电极的附加引线或引线段(图1中未示出)。这些电极可实现替代的电感测配置，这些配置对于一些患者可提供提高的感测精度。IMD 16经由耦合于引线18、20、22中的至少一根的电极(图1未示出)感测伴随心脏12去极化和复极化的电信号。在一些示例中，IMD 16基于心脏12内感测到的电信号向心脏12提供起搏脉冲。在心脏12内感测到的这些电信号也被称为心脏信号或心脏电信号。由IMD 16使用以感测和起搏的电极的配置可以是单极的或双极的。IMD 16也可经由位于引线18、20、22中的至少一根上的电极提供除颤治疗和/或复律治疗。IMD 16可检测心脏12的心律失常，例如心室观、32的纤颤，并将复律或除颤治疗以电脉冲的形式传递至心脏12。在一些示例中，可对IMD 16编程以传递治疗的进展，例如具有增大能级的脉冲，直到心脏12的快速性心律失常停止为止。IMD16利用业内已知的一种或多种心动过速或纤颤检测技术来检测心动过速或纤颤。IMD 16包括融合起搏模式，在此期间IMD 16经由引线20的电极将起搏刺激(例如起搏脉冲)传递至LV 32，此时对起搏脉冲计时以使诱发的LV32的去极化与RV 28的固有去极化融合地作用，由此导致心室再同步。如此，传递至LV 32 (LVp)的起搏脉冲可预激励传导延时的LV32并帮助使LV32的激活与来自固有传导的RM8的激活相融合。LV 32和 RV观的去极化融合可导致LV 32和RV 28同步的激活和收缩。在融合起搏模式的一些示例中，IMD 16在每个心搏周期传递单个心室刺激，尽管也可考虑在每个心率周期传递任意合适数量的起搏刺激。在一些示例中，IMD 16将LV起搏脉冲的传递计时以使其发生在相对于固有RV 28 激活的某一时间。LV 32的融合去极化是通过对LV起搏脉冲(LVp)的传递计时以使其落后于RV观的固有去极化但领先于LV32的固有去极化来实现的。具体地说，在融合起搏模式中，IMD 16不传递RV起搏脉冲(RVp)，允许波前的自然传播和室间隔的去极化，同时LV起搏脉冲(LVp)与RV观的固有去极化融合地传递。又如，在RV是第二去极化的心室的情形下，RV起搏脉冲(RVp)可与固有LV去极化融合地传递。IMD 16也可包括二心室起搏模式，在此期间IMD 16经由各引线18、20的电极将起搏刺激传递至RV观和口 32两者。通过将起搏刺激(例如刺激脉冲)要么同时要么隔开一可编程室间(V-V)搏动延时地传递至RV观和口32两者，IMD 16可提供二心室起搏治疗。V-V搏动延时可以是RV-LV搏动延时，或者是LV-RV搏动延时，这取决于心室的固有去极化的顺序。在一个示例中，IMD16对将第一心室起搏事件传递至第一心室至心房感测或搏动事件(AP/S)的时间进行计时，并对将第二心室起搏事件传递至第二心室至传递第一心室起搏刺激或第一心室中的心室感测事件的时间计时。在另一示例中，IMD 16利用A-RV延时计时器和A-LV延时计时器以对起搏刺激传递至RV观和口 32的时间进行计时。例如，当发生心房搏动或感测事件(Aivs)时，IMD 16 可启动A-RV延时计时器和A-LV延时计时器，并且一旦各计时器届满，则IMD 16将右心室起搏脉冲(RVp)和左心室起搏脉冲(LVp)各自传递至RV观和口 32。IMD 16可藉由融合起搏模式和/或二心室起搏模式提供CRT。由IMD 16提供的 CRT有益于维持具有传导机能障碍的患者14的心率，当心脏12的自然电激活系统12受到破坏时这就会发生。人心脏12的自然电激活系统涉及若干连续传导路径，开始于窦房 (SA)结，并继续通过Bachmarm纤维束的心房传导路径以及心房高度上的结间束，之后是心房-心室(AV)结、他的共同维管束、左右束支以及最末分束经由浦肯雅纤维网络至心肌末梢。在正常的电激活顺序中，心搏周期开始于在RA 26的壁内的SA结处产生去极化波。去极化波通过Bachmarm纤维束的心房传导路径以及心房高度上的结间束传输进入左心房间隔。当心脏去极化波已分别到达AV结、心房间隔以及左右心房26、36的最远端壁时， 心房沈、36可作为电激活的结果而收缩。总合的右心房和左心房去极化波作为心电信号的 PQRST复合波的P波出现，例如心电描记图(EGM)或心电图(ECG)。当经过位于RA沈和/ 或LA 36上或附近的一对单极或双极搏动/感测电极之间的心房去极化波的振幅超过一阈值时，则将其检测作为感测到的P波。感测到的P波也可称为心房感测事件或RA感测事件 (RAs)。同样地，LA 36中感测到的P波可称为心房感测事件或LA感测事件(LAs)。在心房收缩期间或之后，AV结沿其在心室间隔的束管向下地传播去极化波。去极化波可行进至心脏的心尖区域12并随后向上地通过浦肯雅纤维网络。总合的右心室和左心室去极化波和伴随去极化心肌复极化的后继T波可出现作为PQRST心搏周期复合波的 QRST部分。当经过位于RA观和/或LA 32上或附近的单极或双极搏动/感测电极对之间的QRS心室去极化波的振幅超过一阈值时，则将其检测作为感测到的R波。感测到的R波也称为心室感测事件、RV感测事件(RVs)或LV感测事件(LVs)，这取决于在特定情形下一个或多个引线18、20、22的电极配置成感测哪个心室。一些患者，例如患有充血性心力衰竭(CHF)或心肌病的患者，可能具有左心室机能障碍，因此通过心脏12的正常电激活顺序在LV 32内受到危及。充血性心力衰竭总地定义为心脏不能输送足够的血量——例如用以提供足够的心脏输出——至周围组织以满足代谢需求。在患有左心室机能障碍的患者中，通过心脏12的正常电激活顺序变得受到破坏。例如，患者可能经历心房内传导缺陷，例如心房内阻塞。心房内阻塞是心房激活由于RA 沈至！^ 36之间的传导延时而延时的情形。又如，患有左心室机能障碍的患者可能经历心室内传导缺陷，例如左束支堵塞 (LBBB)和/或右束支堵塞(RBBB)。在LBBB和RBBB中，激活信号不是以正常方式各自沿右束支或左束支传导的。因此，在患有束支阻塞的患者中，欣观或LV 32的激活分别相对于其它心室延时，这造成右心室28和左心室32的去极化之间的异步。由于横越心室传导路径的激活时间延长，心室异步可由加宽的QRS复合波表征。异步可源自沿其管束、左右管支或在更末梢的浦肯雅末端的传导缺陷。典型的心室内峰值-峰值异步可从大约80ms至大约200ms或更长时间。然而，对于正在经历RBBB和LBBB的患者来说，QRS复合波可远超正常范围而增宽至更宽的范围，例如大约120ms至大约250ms或更大。要么以融合起搏模式要么以二心室起搏模式通过IMD 16传递的CRT可通过恢复心脏12的一个或多个腔的同步去极化和收缩而帮助减轻心力衰竭状况。在一些情形下，本文描述的CRT通过提高RV观和！^ 32去极化和收缩的同步性而增进患者的搏出量。如之前描述的，一旦起搏间隔届满，TMD 16可将治疗传递至患者14，这是在检测到心房感测或搏动事件(Aivs)时发生的。因此，一些融合起搏示例的起搏间隔是心房感测或搏动事件(AP/ s)和V2起搏脉冲(V2P)传递之间的时间间隔。在一些示例中，对于IMD 16的融合起搏模式的起搏间隔，也称Aivs-LVp延时或Aivs-LVp间隔，被确定为Ap7s-LVp delay = (Ap7s-RVs)-PEI (1)心脏12的心室观、32可在传递LV 32起搏脉冲(LVp)和接下来的心房感测或搏动事件(Aivs)之间的时间间隔内充盈。该时间间隔也称为心室心房延时间隔。心脏12的心室观、32的充盈时间随着心室心房延时间隔减小而减小。心室心房延时间隔可随着接下来的心房感测或搏动事件之间的时间间隔(AP/S-AP/S)减小而减小，这会随着患者14的心率增加而发生。另外，心室心房延时间隔可随着起搏间隔(来自等式1的Aivs-LVp延时)增加而减小。IMD 16基于确定的心室心房延时间隔而调整起搏治疗，以将心室心房延时间隔 (例如LVp-Aivs)维持为等于或高于一阈值。心室心房延时间隔可指示心搏周期期间的心室充盈时间。另外，将心室心房延时间隔维持为等于或高于阈值可有助于将心搏周期的心室充盈时间维持为等于或高于阈值水平。在一些示例中，阈值水平可以是预先确定的并对应于生理学上重要的充盈时间，该生理学上重要的充盈时间可以是心脏12提供足够心输出 (例如足够血液流量)以满足患者身体需求所需的充盈时间。如前面指出的，一些类型CRT，例如基于融合的心脏再同步治疗，可延长心脏的电激活时序并导致减少的心室充盈时间。在一些示例中，IMD 16调整起搏速率以补偿心室心房延时间隔的减小，这指示减少的心室充盈时间的减少。在另外一些示例中，IMD 16可为心室腔的起搏而调整PEI，从而补偿心室心房延时间隔的减小。在又一些示例中，IMD 16可在融合起搏模式和二心室起搏模式之间切换，反之亦然，从而补偿心室心房延时间隔的减小。在本文(例如参照图7)描述的一些示例中，当心房心室延时间隔小于一阈值时， 调整由IMD 16传递的起搏治疗以补偿减少的心室充盈时间。在一些示例中，当心房心室延时间隔大于或等于该阈值时，也可调整起搏治疗以补偿增加的心室充盈时间。因此，根据本文描述的一些技术，IMD 16将融合起搏治疗传递给患者14，只要心室充盈时间在可接受的容限内。如果心室充盈时间背离可接受水平或将要背离可接受水平，则本公开中的技术提供起搏治疗的调整以保持心室充盈时间或使之返回到合适的水平。因此，本公开中的技术允许IMD16在激活顺序延长通常由于心室充盈时间减少而可能损害融合起搏治疗的使用的情形下实现节能和/或增加融合起搏的有效性。本文描述的技术可用来基于测得和/或推导出的心室心房延时间隔(V-A)控制心脏的心室充盈时间间隔。心室心房延时间隔可指在图1所示示例中为LV32的第二去极化心室的起搏事件之间的时间间隔，并以RA沈或！^ 36的心房感测事件或心房起搏事件(AP/ s)结束。尽管心室心房延时间隔在本说明书中主要称作V2P-AP/j0l隔，然而在其它示例中， RV观可以是较晚去极化的心室。在这些示例中，心室心房延时间隔可称为Vlp-Aivs间隔。在一些示例中，心室心房延时间隔(LVp-Aivs)是通过评价V2起搏脉冲和接下来的心房起搏事件(Aivs)之间的时间间隔来直接确定的。在一些附加示例中，心室心房延时间隔 (LVs-Ap7s)可基于第一去极化心室腔的确定的心房心室延时间隔(Aivs-Vls)。特别在一些示例中，IMD 16或其它设备通过确定接下来的心脏感测或搏动事件之间的时间间隔(Aivs-Ap/ s)减去该起搏间隔而确定心室心房延时间隔(LVs-Aivs)，如等式2所示LVp-Ap7s 间隔=(Ap/S-Ap/S) - [ (Ap7s-RVs) -PEI] (2)在一些情形下，心室心房延时间隔(LVp-Aivs)的确定可能需要中止对一个或多个
9心室观、32的起搏治疗。许多已有的融合起搏治疗系统被配置成基于AV评价间隔计时器周期地中止心室起搏以周期地更新心室起搏间隔。因此，本文描述的测量和计算技术能够利用已用于融合起搏治疗系统中的用来中止心室起搏治疗和/或从融合起搏模式切换至二心室起搏模式的切换(它可包括允许延长的和接下来固定的V-A间隔以延长充盈时间的固定A-V延时)的同一计时周期，从而确定心室心房延时间隔(LVP-AIVS)。由IMD 16实现以控制融合起搏治疗的技术可提供优于已有CRT技术的一个或多个优点。与使用心室充盈时间的间接判断作为心室充盈时间替代的已有技术相反，本公开的技术提供在心室充盈实际发生的心搏周期期间与心搏周期的一部分直接对应的量度。与间接替代相反，直接量度的使用提供比先前的心室充盈时间的间接测量更健全的测量。用于确定心室充盈时间的直接量度可更好地指示心室充盈时间的变化，这是间接测量可能无法检测到的。又如，本公开的技术在一些示例中可允许基于心脏激活的已有测量计算心室充盈时间量度，例如心率测量或固有心房心室延时测量。在另外一些示例中，本公开的技术可允许基于已有的机械测量技术(例如压力传感器、血液流量传感器、加速度计)、已有的化学测量(例如血液代谢物)和/或基于温度计算心室充盈时间量度。由于融合起搏治疗系统可能已执行这些测量中的一个或多个，所以本文描述的技术能容易地纳入到已有融合起搏治疗系统中业已使用的测量基础结构中。在一些示例中，编程器M可以是手持计算设备、计算机工作站或联网的计算设备。编程器M包括从用户接收输入的用户接口。用户接口可包括例如键盘和显示器，所述显示器例如可以是阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)或发光二极管(LED)显示器。键盘可以采用字母数字键盘或与特定功能相关联的键的精简集。编程器M可附加或替代地包括外围定点设备，例如鼠标，用户籍此可与用户界面交互。在一些示例中，编程器 24的显示器可包括触摸屏显示器，并且用户可经由显示器与编程器M进行交互。应当注意，用户也可经由联网的计算设备远程地与编程器M或IMD 16进行交互。例如医师、技术人员、外科大夫、电生理学专家或其它临床医生等用户可与编程器 M交互以与IMD 16通信。例如，用户可与编程器M交互以从IMD 16获取生理或诊断信息。用户也可与编程器M交互以对IMD 16编程，例如为IMD 16的操作参数选择一些值。例如，用户可使用编程器M从IMD 16检索有关心脏12的心率、其随时间的趋势或快速性心律失常事件的信息。又如，用户可使用编程器M从IMD 16检索有关患者14的其它测得的生理参数的信息，例如来自心脏的电去极化/复极化信号(被称为“电描记图” 或EGM)、心脏内或血管内压力、活动、姿势、呼吸、心率、心音或胸阻。又如，用户可使用编程器M从IMD 16检索关于IMD 16或系统10的其它组件(例如引线18、20和22)或IMD 16 的功率源的性能或完善性的信息。用户可使用编程器M对医疗进度编程，选择用来传递除颤脉冲的电极，选择除颤脉冲的波形，或者选择或配置IMD 16的纤颤检测算法。用户也可使用编程器M编程由IMD 16提供的其它治疗的类似方面，例如复律或起搏治疗。在一些示例中，用户可通过经由编程器M输入单个命令，例如按下键盘的单个键或多个组合键或通过定点设备的单次点击和选择动作，来激活IMD 16的某些特征。IMD 16和编程器M可使用业内已知的任何技术通过无线通信来通信。通信技术的示例可包括例如低频或射频(RF)遥测，但也可考虑采用其它技术。在一些示例中，编程器24可包括设置在靠近IMD 16植入位置的患者身体附近的编程头，从而提高IMD 16和编程器M之间的通信的质量和安全性。图2是更详细地示出治疗系统10的三引线IMD 16和引线18、20和22的理念图。 引线18、20、22可藉由连接器模块34电耦合于IMD 16的信号发生器和感测模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可包括电耦合于IMD 16的连接器模块34中的相应电触头的电触头。另外，在一些示例中，引线18、20、22可借助定位螺钉、联接销、咬合连接器或其它合适的机械耦合机构机械耦合于连接器模块34。引线18、20、22中的每一个包括细长绝缘引线本体，该细长绝缘引线本体可承载数根同轴绕制导体，这些同轴绕制导体通过管状绝缘包鞘彼此分隔开。也可考虑采用其它引线结构，例如不包括绕制导体的结构。在图示示例中，双极电极40、42位于RV观内的引线18的远端附近。另外，双极电极44、46位于LV 32内的引线20的远端附近并且双极电极48、50位于RA沈中的引线22的远端附近。尽管在图示示例中没有电极位于LA 36中， 但其它示例可在LA 36中包含电极。电极40、44和48可采用环形电极的形式，并且电极42、46和50可分别采用可伸缩地安装在绝缘电极头5254和56中的可伸长螺旋末梢电极的形式。在其它示例中，一个或多个电极42、46和50可在带齿的引线或其它固定元件末梢处采用小型盘状电极的形式。 引线18、20、22也各自包括细长电极62、64、66，它们可采取线圈的形式。电极40、42、44、46、 48、50、62、64和66中的每一个可电耦合于其相联引线18、20、22的引线本体内相应的一根导体，并由此耦合于引线18、20、22的近端上的相应一个电触头。在一些示例中，如图2所示，IMD 16包括一个或多个外壳电极，例如外壳电极58， 所述外壳电极与IMD 16的密封外壳60的外表面一体地形成或以其它方式耦合于外壳60。 在一些示例中，外壳电极58由IMD 16的外壳60的面朝外部分的非绝缘部分限定。可采用外壳60的绝缘和非绝缘部分之间的其它划分以限定两个或更多个外壳电极。在一些示例中，外壳电极58包括几乎整合外壳60。如下面参照图4进一步详细地说明那样，外壳60可围住产生例如心脏起搏脉冲和除颤冲击的治疗刺激的信号发生器以及用于监测心脏12的心率的感测模块。IMKD 16可经由电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号。可经由相应引线18、20、22将电信号从电极传导至IMD 16，或者在外壳电极58的情形下，导体耦合于外壳电极58。IMD 16可经由电极40、42、44、46、48、50、 58、62、64和66的任意双极组合来感测这些电信号。此外，任何电极40、42、44、46、48、50、 58、62、64和66可与外壳电极58 —起用于单极感测。电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66中的两个或更多个电极的任意多极组合可认为是一种感测电极配置。一般来说，但非一定如此，感测电极配置是同一引线上的双极电极组合，例如引线18的电极40、42。一根引线上具有三个电极，则至少有三个不同的感测电极配置可供IMD16使用。这些感测电极配置对于引线18的示例是末梢电极42和环形电极40、末梢电极42和细长电极62、环形电极40和细长电极62。然而，一些示例可利用具有两种不同引线的电极的感测电极配置。此外，感测电极配置可利用外壳电极58，该外壳电极 58可提供单极感测电极配置。在一些示例中，感测电极配置可包括多个外壳电极58。在任何感测电极配置中，每个电极的极性可针对感测电极配置的应用场合按需配置。在一些示例中，IMD 16经由电极40、42、44、46、48和50的双极组合传递起搏脉冲以产生心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，IMD 16结合单极配置中的外壳电极 58经由电极40、42、44、46、48和50中的任何电极来传递起搏脉冲。此外，IMD 16可经由细长电极62、64、66和外壳电极58的任意组合将除颤脉冲传递至心脏12。也可使用电极58、 62、64、66将复律脉冲传递至心脏12。电极62、64、66可由任何合适的导电材料制成，例如但不局限于钼、钼合金或其它已知可用于可植入除颤电极的其它材料。IMD 16可经由细长电极62、64、66和外壳电极58的任意组合将除颤脉冲传递至心脏12。也可使用电极58、62、64、66将复律脉冲传递至心脏12。电极62、64、66可由任何合适的导电材料制成，例如但不局限于钼、钼合金或其它已知可用于可植入除颤电极的其它材料。图1和图2中示出的治疗系统10的配置仅为一个示例。在其它示例中，治疗系统可包括心外膜引线和/或片电极作为图1示出的经静脉引线18、20、22的替代或附加。此夕卜，IMD 16不需要被植入到患者14体内。在IMD16不植入患者14体内的例子中，IMD 16 可经由通过患者14皮肤伸至心脏12内部或外部的多个位置的经皮肤引线将除颤脉冲和其它治疗传递至心脏12。在将电刺激治疗提供至心脏12的其它治疗系统示例中，一种治疗系统可包括耦合于IMD 16的任何适宜数量的引线，并且每根引线可延伸至心脏12内或附近的任何位置。 例如，治疗系统可包括单腔或双腔设备而不是图1中所示的三腔设备。在单腔配置中，IMD 16电连接于单根引线20，该引线20包括LV32中的刺激和感测电极。在双腔配置的一个示例中，IMD 16电连接于单根引线，该引线包括LV32中的刺激和感测电极以及在RA沈中的感测和/或刺激电极，如图3所示。在另一示例的双腔配置中，IMD 16连接于延伸进入RA 观和口 32中的相应一个的两根引线。也可考虑采用其它引线结构。图3是示出另一示例治疗系统70的理念图，其类似于图1-2的治疗系统10，但包括单根引线72而不是三根引线。引线72植入到LV 32和RA沈中。引线72类似于图2 的引线20，但在RA 26内包含电极74、76以感测RA 26的电活动(例如P波)。图4所示的治疗系统70可用于根据本文描述的基于融合的心脏再同步技术将起搏脉冲提供给心脏 12的LV 32。尽管图7-10的说明主要针对图2的治疗系统10，然而本文中描述的设备、系统和技术也可用来实现通过治疗系统70的治疗传递。图4是示出IMD 16的示例性配置的功能性框图。在图4所示的示例中，IMD 16包括处理器80、存储器82、信号发生器84、电感测模块86、遥测模块88、功率源90。存储器82 可包括计算机可读指令，当由处理器80执行时，该计算机可读指令使IMD 16和处理器80 执行属于本文中IMD 16和处理器80的多种功能。存储器82可包括任意易失、非易失、磁、 光或电学介质，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)、闪存或任何其它数字介质。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逻辑电路中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器80可包括多个组件，例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或者一个或多个FPGA以及其它分立或集成逻辑电路的任意组合。本文中属于处理器80的功能可体现为软件、固件、硬件或其任意组合。处理器80控制信号发生器84来将刺激治疗传递至心脏12。处理器80可根据存储在存储器82内的选定的一个或多个治疗程序控制信号发生器84以传递刺激。例如，处理器80可控制信号发生器84以传递具有由选定的一个或多个治疗程序规定的振幅、脉宽、 频率或电极极性的电脉冲。信号发生器84例如经由各引线18、20、22的导体或在外壳电极58的情形下经由设置在IMD 16的外壳60内的导电体电耦合于电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66。 信号发生器84配置成产生电刺激治疗并将其传递至心脏12。信号发生器84可经由各自耦合于引线18,20和22的环形电极40、44、48和/或引线18,20和22的螺旋电极42,46和 50传递起搏脉冲。例如，信号发生器84可根据本文描述的融合起搏技术经由至少两个电极 44、46(图幻将起搏刺激传递至心脏12的LV 32 (图幻。又如，信号发生器84可经由至少两个电极58、62、64、66将除颤冲击传递至心脏12。在一些示例中，信号发生器84以电脉冲形式传递起搏、复律或除颤刺激。在其它示例中，信号发生器84可按例如正弦波、方波或其它基本上时间连续的信号等其它信号的形式传递这些类型的刺激中的一种或多种。在一些示例中，信号发生器84可包括开关模块而处理器80可使用开关模块例如经由数据/地址总线选择可用电极中的哪些用来传递起搏、复律或除颤脉冲。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适于有选择地将刺激能量耦合于所选电极的任意其它类型开关器件。然而，在其它示例中，信号发生器94可独立地将刺激传递至电极40、 42、44、46、48、50、58、62、64、66 或经由电极 40、42、44、46、48、50、58、62、64、66 中的一个或多个有选择地感测，而不需要开关矩阵。感测模块86监测来自电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66中的至少一个的信号，以监测心脏12的电活动。例如，感测模块86可通过RA 26内的电极48、50、66感测心房事件(例如P波)或通过LV 32内的电极44、46、64感测LV 32事件(例如R波)。感测模块86也可包括选择使用哪些可用电极来感测心脏活动的开关模块。在一些示例中，处理器80可经由电感测模块86中的开关模块，例如通过藉由数据/地址总线提供信号，来选择发挥感测电极作用的电极或感测电极配置。在一些示例中，感测模块86可包括多个感测通道，每个感测通道可包括放大器。响应来自处理器80的信号，感测模块86中的开关模块可将来自选定电极的输出耦合于一个或多个感测通道。在一些示例中，感测模块86可包括多个通道。感测模块86的一个通道可包括R 波放大器，该R波放大器从电极40、42接收信号，其用于在心脏12的RV 28中作出起搏和感测。另一通道可包括另一 R波放大器，该R波放大器从电极44、46接收信号，其用于在心脏12的LV 32附近作出起搏和感测。在一些示例中，在感测模块86的一种工作模式下，R 波放大器可采用自动增益受控放大器的形式，这种放大器提供可调感测阈值作为心率的测得R波振幅的函数。另外，在一些示例中，感测模块86的一个通道可包括P波放大器，该P波放大器从电极48和50接收信号，其用于在心脏12的右心房沈中作起搏和感测。在一些示例中， 在感测模块86的一种工作模式下，P波放大器可采用自动增益受控放大器的形式，这种放大器提供可调感测阈值作为心率的测得P波振幅的函数。R波和P波放大器的示例记载在 1992 年 6 月 2 日公布的题为“APPARATUS FOR MONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGICSIGNALS (用于监测生理电信号的装置)，，的Keimel等人的美国专利No. 5，117，824中并在这里全文援引纳入于此。也可使用其它放大器。此外，在一些示例中，感测模块86的一个或多个感测通道可选择地耦合于外壳电极58或细长电极62、64或66，作为或取代一个或多个电极40、42、44、46、48或50，例如用于单极感测心脏12的腔26J8或32中的任何一个中的R波或P波。在一些示例中，感测模块86包括一通道，该通道包括具有比R波或P波放大器相对更宽通频带的放大器。来自被选择用于耦合于该宽带放大器的选定感测电极的信号可被提供给多路复用器，并随后通过模数转换器转换成多位数字信号以存储在存储器82中作为EGM。在一些示例中，将该EGM存储在存储器82中可在直接存储器存取电路的控制下进行。处理器80可采用数字信号分析技术来表示存储在存储器82中的数字化信号的特征以从电信号检测和分类患者的心率。处理器80可通过采用业内已知的众多信号处理方法中的任何方法来检测和分类患者14的心率。由感测模块86产生的信号可包括，例如RA事件信号，其指示经由植入到RA 26 (图1)中的电极检测到的P波；LA事件信号，其指示经由植入到LA 33 (图1)中的电极检测到的P波；RV事件信号，其指示经由植入到RV 28中的电极检测到的R波；或LV事件信号，其指示经由植入到LV 32中的电极检测到的R波。在图2和图3所示的治疗系统10、 70的示例中，IMD 16不连接于植入到LA 33内的电极。然而，在其它示例性治疗系统中， IMD 16可连接于植入到LA 33内的电极以感测LA 33的电活动。处理器80可基于来自感测模块86的信号定义与心脏12的固有去极化特征对应的可变延时间隔。这些间隔可包括例如LV观和欣32的心房心室固有去极化延时间隔 (例如Aivs-RVs或Aivs-LVs延时间隔)、LV观和RV32的心室心房固有去极化延时间隔(例如RVs-Aivs或LVs-Aivs延时间隔)、固有心率延时间隔(例如Aivs-Aivs延时间隔)以及固有心室间传导延时间隔(例如RVs-LVs或LVs-RVs延时间隔)。处理器80也可定义用于触发将起搏治疗传递至心脏12的一个或多个腔的可变时延间隔。这些间隔可包括例如RV起搏间隔(例如Aivs-RVp延时间隔)、LV起搏间隔(例如 Aivs-LVp延时间隔)以及心房起搏间隔(例如Ap-Ap延时间隔)。心脏起搏时延间隔也可作为心率的指示。本公开中描述的心房感测事件(As)、起搏事件(Ap)以及延时间隔(Aivs-Aivs) 可指右心房感测事件、起搏事件以及延时间隔或左心房感测事件、起搏事件以及延时间隔。另外，处理器80可确定其它起搏变量以对本公开中描述的起搏算法有所裨益。作为一个示例，处理器80可定义PEI，PEI指针对心搏周期内第二去极化心室腔触发起搏事件的要求时间与对心搏周期内第一去极化的心室腔检测到的感测事件之间的时间间隔(例如LVp-RVs或RVp-LVs延时间隔)。换句话说，PEI指示在触发第二去极化心室腔的起搏的第一去极化心室腔的固有去极化之前的时间量。可将PEI编程至某一特定值和/或对其调整以使其诱发的第二去极化心室腔的去极化与第一去极化的心室腔的固有去极化融合地实现。在一些示例中，处理器80确定心房心室评估间隔(AVEI)，AVEI控制处理器80何时执行校正例程、更新变量和/或调整所传递的起搏治疗。作为一个示例，当AVEI间隔届满时，处理器80可对第一去极化心室腔执行固有心房心室延时测量。又如，当AVEI间隔届满时，处理器80可确定第二去极化心室腔的心室心房延时间隔。AVEI可基于可编程数目的心搏周期(η次心跳)和/或时间值(η秒、η分钟等)。在一些示例中，前述起搏和固有延时间隔被存储在处理器80内的寄存器中或其它存储元件中。在另外一些示例中，起搏和固有延时间隔被存储在存储器82中，该存储器 82可由处理器80访问。在又一些示例中，起搏和固有延时间隔被存储在起搏器计时和控制单元92的寄存器中或间隔计时器中。本公开中规定的起搏和固有延时间隔仅为可由处理器80定义的延时间隔的一些示例。可定义其它延时间隔起搏和固有延时间隔而不脱离本公开的范围。处理器80可包括起搏器计时和控制模块92，该起搏器计时和控制模块92可包括可编程计数器和计时器以协助处理器定义和/或执行前述的固有和起搏延时间隔。起搏器计时和控制模块92可体现为硬件、固件、软件或其任意组合。起搏器计时和控制模块92可包括与例如微处理器之类的处理器80的其它组件分离的专门硬件电路，例如ASIC，或包括由处理器80的组件执行的软件模块。起搏计时和控制模块92可帮助定义起搏间隔(例如Aivs-LVp延时)，用来当IMD 16工作在预激励融合起搏模式时控制起搏脉冲向LV 32的传递。例如，起搏计时和控制模块92可包括可编程计数器或计时器，用来确定Aivs-RVs时延和/或任何其它相关的时间间隔。另外，起搏计时和控制模块92包括对单心室和/或二心室起搏刺激和基于起搏间隔的其它函数的传递计时的计时器。 在IMD 16传递单心室起搏的示例(例如预激励融合起搏)中，起搏计时和控制模块92可包括计时器，该计时器装载有对于第二去极化心室腔合适的起搏间隔(也称心房心室延时)(例如Aivs-LVp或Aivs-RVp)。如前面讨论的，第二去极化心室腔的起搏间隔可基于第一去极化心室的固有心房心室去极化延时(例如Aivs-RVs或Aivs-LVs)和可编程PEI。例如，在IMD 16传递LV起搏脉冲(LVp)的示例中，紧随心房感测或搏动事件(AP/S)之后具有预定时间段，起搏计时和控制模块92可包括装载有合适的Aivs-LVp时延的计时器。起搏计时和控制模块92的计时器可配置成一旦检测到在先的心房搏动或感测事件(Aivs)就开始计时。一旦特定计时器届满，处理器80可控制信号发生器84将起搏刺激传递至晚去极化的心室(即LV 32或RV 28) 0例如，起搏计时和控制模块92可产生触发由信号发生器84 输出起搏脉冲的触发信号。在IMD 16配置成除了预激励融合起搏外还传递其它类型的心率治疗的示例中， 起搏器计时和控制模块92也可包括可编程计数器，该可编程计数器控制与DDD、VVI、DVI、 VDD、AAI、DDI、DDDR、VMR、DVIR、VDDR、AA^、DDIR以及单腔和双腔起搏的其它模式关联的基本时间间隔。在前面提到的起搏模式中，“D”可指示双腔，“V”可指示心室，“I”可指示被禁止的起搏(例如无起搏)，而“A”可指示心房。起搏模式中的第一个字母可指示起搏的腔， 第二个字母可指示其中感测到电信号的腔，而第三个字母可指示其中提供对感测的响应的腔。在其中TMD 16配置成除了激励融合起搏外还传递其它类型的心率治疗的示例中，由处理器80中的起搏器计时和控制模块92定义的间隔可包括心房和心室起搏脱离间隔、其间感测到的P波和R波对脱离间隔的重启动时间无效的难控(refractory)周期以及起搏脉冲的脉宽。又如，起搏器计时和控制模块92可定义一消隐周期，并在将电刺激传递至心脏12期间和之后的一段时间从感测模块86提供信号以对一个或多个通道(例如放大器)消隐。这些间隔的时长可由处理器80响应存储在存储器82中的数据来确定。处理器 80的起搏器计时和控制模块也可确定心脏起搏脉冲的振幅。在起搏期间，处理器80的起搏器计时和控制模块92内的脱离间隔计时器可一旦通过电感测模块86的检测通道感测到R波和P波即重置。信号发生器84可包括起搏器输出电路，该起搏器输出电路例如通过开关模块可选择地耦合于电极40、42、44、46、48、50、 58、62或66中的适于将双极或单极起搏脉冲传递至心脏12的诸腔中的一个腔的任意组合。 处理器80 —旦由信号发生器84产生起搏脉冲即重置脱离间隔计数器，并由此控制包括抗快速性心律失常起搏的心脏起搏功能的基本时间。当由感测到的R波和P波重置时，脱离间隔计数器中出现的计数值可由处理器80 使用以测量R-R间隔、P-P间隔、P-R间隔和R-P间隔的时长，它们是可存储在存储器82中的测量值。处理器80可使用间隔计数器中的计数来检测快速性心律失常事件，例如心室纤颤事件或心室心动过速事件。一旦检测到阈值数目的快速性心律失常事件，处理器90可识别存在快速性心律失常症状，例如心室纤颤症状、心室心动过速症状或非持久心动过速(NST) 症状。够资格传递响应性治疗的快速性心律失常症状的示例包括心室纤颤症状或心室快速性心律失常症状。在一些示例中，处理器80可作为中断驱动设备工作，它响应于来自起搏器计时和控制模块92的中断，其中中断可对应于感测的P波和R波的发生以及心脏起搏脉冲的生成。拟由处理器80执行的任何必要的数学计算以及受处理器80的起搏器计时和控制模块 92控制的值或间隔的任何更新可紧随这些中断之后发生。一部分存储器82可配置为多个再循环缓存器，它们能保持一连串测量的间隔，处理器80响应搏动或感测中断的发生来分析这些间隔以确定患者的心脏12目前是否表现出心房或心室快速性心律失常。在一些示例中，心律失常检测方法可包括任何合适的快速性心律失常检测算法。 在一个示例中，处理器80可利用1996年8月13日公布的题为“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS (用于诊断和治疗心律失常的基于优先级规则的方法和装置)”的Olson等人的美国专利No. 5，545, 186、1998 年5月洸日公布的题为“PRIORITIZED RULE BASEDMETH0D AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS (用于诊断和治疗心律失常的基于优先级规则的方法和装置)”的Gillberg等人的美国专利No. 5，755，736或2004年1月8日提交的题为“REDUCING INAPPROPRIATE DELIVERY OF THERAPY FOR SUSPECTED NON-LETHAL ARRHYTHMIAS (减少对可疑非致命心律失常的治疗的不当传递)，，的Kevin Τ. Ousdigian的美国专利申请S/ N 10/755，185中记载的基于规则的检测方法的全部或其一部分。Olson等人的美国专利 No. 5，545，186、Gillberg 等人的美国专利 No. 5，755，736 以及 Kevin Τ. Ousdigian 的美国专利申请S/mO/755，185全文援引包含于此。然而，在其它示例中，其它心律失常检测方法也可由处理器80采用。在本文描述的示例中，处理器80可通过检测指示快速性心律失常的平均速率的一连串快速性心律失常事件(例如具有小于或等于阈值的时长的R-R或P-P间隔)或不间断的一串短暂R-R或P-P间隔来识别心房或心室快速性心律失常症状的存在。用于确定指示快速性心律失常事件的R-R或P-P间隔的阈值可存储在IMD 16的存储器82中。另外，可将检测到以确认快速性心律失常症状存在的数个快速性心律失常事件作为用来检测(NID)
16阈值的数个间隔存储在存储器82中。在一些示例中，处理器80也可通过检测心脏信号的R 波之间的可变耦合间隔来识别快速性心律失常症状的存在。例如，如果连续快速性心律失常事件之间的间隔变化某一百分比或耦合间隔之间的差高于给定阈值超过预定数量的连续循环，则处理器90可确定存在快速性心律失常。在处理器80基于基于来自电感测模块86的信号检测出心房或心室快速性心律失常并要求抗快速性心律失常起搏摄生的状况下，可通过处理器80将控制由信号发生器84 产生的抗快速性心律失常起搏治疗的时间间隔加载入起搏器定时和控制模块92以控制其中的脱离间隔计时器的运行并定义在其间R波和P波检测对重启动脱离间隔计时器无效的难控周期。如果IMD 16配置成产生除颤脉冲并将其传至心脏12，则信号发生器84可包括高电压充电电路和高电压输出电路。在需要产生复律或除颤脉冲的情况下，处理器80可利用脱离间隔计数器来控制该复律和除颤脉冲的定时以及相关联的难控周期。响应要求复律脉冲的心房或心室除颤或快速性心律失常的检测，处理器80可激活复律/除颤控制模块，该复律/除颤控制模块类似于起搏器计时和控制模块92可以是处理器80的硬件组件和/或由处理器80的一个或多个硬件组件执行的固件或软件模块。复律/除颤控制模块可在高电压充电控制线路的控制下发起对信号发生器84的高电压充电电路的高电压电容器的充 H1^ ο处理器80可例如经由电压充电和电位(VCAP)线路监测高电压电容器上的电压。 响应高电压电容器上的电压达到由处理器80设定的预定值，处理器80可产生终止充电的逻辑信号。之后，由信号发生器84传递除颤或复律脉冲的计时受处理器80的复律/除颤控制模块的控制。紧随除颤和心动过速治疗的传递之后，处理器80可将心脏起搏功能返还给信号发生器84并等待由于起搏或感测的心房或心室去极化的发生造成的下一个连续中断。信号发生器84可借助输出电路传递复律或除颤脉冲，该输出电路确定是传递单相还是双相脉冲，外壳电极58充当阴极还是阳极以及传递复律或除颤脉冲需要引入哪些电极。这些功能可由信号发生器84的一个或多个开关或开关模块提供。遥测模块88包括任何适宜的硬件、固件、软件或其任意组合，从而与例如编程器 M (图1)之类的另一设备通信。在处理器80的控制下，遥测模块88可在天线的帮助下从编程器240接收下行链路遥测并将上行链路遥测送至编程器M，该天线可在内部和/或外部。处理器80可经由地址/数据总线提供拟上行链路至编程器M的数据以及遥测模块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接收的数据提供至处理器80。在一些示例中，处理器80可将通过电感测模块86中的心房和心室感测放大电路产生的心房和心室心电信号(例如EGM信号)发送至编程器对。编程器M可查询IMD 16 以接收EGM。处理器80可将EGM存储在存储器82中，并从存储器82检索所存储的EGM。处理器80也可生成和存储标志码，该标志码指示电感测模块86检测到的不同心脏事件，例如心室和心房去极化，并将标志码发送至编程器对。一种具有标志通道能力的示例性起搏器记载在 1983 年 2 月 15 日公布的题为“MARKER CHANNEL TELEMETRY SYSTEM FOR A MEDICAL DEVICE (医疗设备的标志通道遥测系统)”的Markowitz的美国专利No. 4，374，382中并全文援引包含于此。IMD 16的各组件耦合于功率源90，功率源90可包括可充电和不可充电电池。尽管可再充电电池可从外部设备例如以每日或每周为基础电感性地充电，然而不可再充电电池能保持电量长达几年。可再充电电池的示例包括但不局限于锂离子电池、锂聚合物电池或超级电容器。图5是一示例性编程器M的方框图。如图5所示，编程器M包括处理器100、存储器102、用户界面104、遥测模块106以及功率源108。编程器M可以是具有用来对IMD 16编程的专门软件的专门硬件设备。替代地，编程器M可以是运行允许编程器M对IMD 16编程的应用程序的现货供应的计算设备。用户可使用编程器M选择治疗程序(例如多组刺激参数)，生成新的治疗程序，通过个别或全局调整修改治疗程序或将新程序传至医疗设备，例如IMD16(图1)。临床医生经由用户界面104与编程器M形成交互，该界面104可包括向用户显示图形用户界面的显示器以及从用户处接收输入的键盘或另一机构。处理器100可采用一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等的形式，并且本文中属于处理器100的功能可体现为硬件、固件、软件或其任意组合。编程器M 的处理器100可实现图5所示的任何模块，提供这里归属于IMD 16的处理器80的任何功能，或替代地执行本文描述的任何方法。存储器102存储一些指令和信息，所述指令使处理器100提供归属于本文中的编程器M的功能，所述信息由处理器100使用以提供归属于本文中的编程器M的功能。存储器102可包括任何固定或可移动的磁、光或电学介质，例如RAM、ROM、CD-ROM、硬盘或软磁盘、EEPROM等。存储器102也可包括可用来提供存储器升级或增加存储器容量的可移动存储器部分。可移动存储器也可允许将患者数据轻易地转移至另一计算设备，或在使用编程器M对另一患者编程治疗前去除。存储器102也可存储控制IMD 16的治疗传递的信息， 例如刺激参数值。编程器M可无线地与IMD 16通信，例如使用RF通信或近侧电感性交互。该无线通信可通过使用遥测模块106实现，遥测模块106可耦合于内部天线或外部天线。耦合于编程器M的外部天线可对应于放置在心脏12上的编程头，如前面结合图1描述的那样。遥测模块106可类似于IMD 16的遥测模块88 (图4)。遥测模块106也可配置成经由无线通信技术与另一计算设备通信，或通过硬线连接直接通信。可利用以促成编程器M和另一计算设备之间通信的本地无线通信技术的示例包括根据802. 11或蓝牙规范集的RF通信、例如根据IrDA标准的红外通信或其它标准或专用遥测协议。如此，其它外部设备能与编程器M通信而无需要建立安全的无线连接。与编程器M通信的附加计算设备可以是联网设备，例如能处理从IMD 16检索到的信息的服务器。功率源108将运作功率传递至编程器M的各个组件。功率源108可包括电池和产生功率的发电电路。在一些示例中，电池可再充电以允许延长的操作时间。充电可通过将功率源108电耦合于连接到交流电(AC)插座的充电架或插头来完成。作为附加或替代， 再充电可通过外部充电器和编程器M内的电感充电线圈之间的近侧电感交感来完成。在其它示例中，可使用传统电池(例如镍镉电池或锂离子电池)。另外，编程器M可直接耦合于交流电输出插座以对编程器M供电。功率源108可包括监测电池中残留的功率的电路。 如此，用户接口 104可提供当前电池水平指示器或需要更换电池或对电池再充电时的低电池水平指示器。在一些情形下，功率源108能使用当前电池估计剩余的操作时间。图6是示出可用来确定心室-心房延时的心搏周期以及心搏周期的各个分段的时序图110。时序图110的水平轴以时间单位给出并从左向右增长。时序图110中的心搏周期描述了单心室起搏治疗的单个心搏周期，开始于时间标志112并结束于时间标志114。 在时间标志112和114，IMD 16要么传递心房起搏刺激或感测心房事件。因此，时间标志 112、114对应于心房搏动或感测事件(Aivs)。在图6所示确定为在连续心房搏动或感测事件之间的心搏周期(Aivs-Aivs)中，IMD 16在由时间标志116指示的时间触发左心室起搏事件 (LVp)。IMD 16可在由时间标志118指示的时间检测右心室感测事件(RVs)。如图6所示， IMD 16在RV感测事件(RVs)发生前传递LV起搏事件(LVp)。在时间标志116处的LV起搏事件(LVp)和在时间标志118处的RV感测事件(RVs)之间的时间间隔被称为PEI 120。可对PEI 120预编程和/或调整以使引发的LV 32(图1)去极化以与RV 28(图1)的固有去极化融合的方式作用。时间间隔122指示心搏周期的一个周期。心搏周期的周期反比于心率。时间间隔 1 指示第一去极化心室(即图6所示示例中的RV 28)的心房心室延时间隔(AP/S-RVS)。 时间间隔1 代表第二去极化心室(即图6所示示例中的LV 32)的心房心室延时间隔 (LVp-Aivs)。如前面指出的，在一些示例中，第二去极化心室的心室心房延时(总体表示为 V2-A)可根据下面等式确定V2-A = (Ap/S-Ap/S) - [ (Ap7s-VIs) -PEI] (3)其中V2-A是第二去极化心室的心室时延间隔并对应于时间间隔126，(AP/S_AP/s) 是由图6中的时间间隔122表征的心搏周期的一个周期，(Aivs-Vls)是由时间间隔124表征的第一去极化心室(Vl)的心房心室延时间隔，而PEI是由时间间隔120表征的预激励间隔。心室心房延时间隔(例如在LV 32是对其传递融合起搏刺激的晚去极化心室的示例中为LVp-Aivs)基本对应于在心搏周期内心脏12的心室充盈时间。因此，增加心室-心房延时间隔可增加RV观和/或LV 32的心室充盈时间。在一些示例中，通过IMD 16将融合起搏传递至LV 32可减小心室心房延时间隔。在一些情形下，心室心房延时间隔可减小至不允许心室充分充盈的时间间隔。不足的心室充盈可导致心脏12的心输出减小，这是不理想的。修改由IMD 16传递的起搏治疗以使心室心房延时间隔维持在等于或高于一预定阈值的技术将参照图7-10予以描述。在一些示例中，阈值大约为350毫秒(ms)，尽管也可考虑使用其它阈值并可根据接受起搏治疗的特殊患者14。将心室心房延时间隔保持在等于或高于预定阈值的水平可通过动态地控制心室充盈时间以使其等于或高于最小时长而帮助将心脏12的心输出维持在要求的水平。图6中的时序图110描述了一个示例，其中RV 28(图1)在没有心室起搏时固有地在LV 32之前去极化。在没有心室起搏时LV 32固有地在RV观之前去极化的示例中， 修改图6中所示的时序图以使RV起搏事件(RVp)发生在由时间标志116指示的时间并使 LV感测事件(LVs)发生在由时间标志118指示的时间。在这种情形下，前面通过等式(3) 定义的计算仍然可用来计算在当前情形下是RM8的第二去极化心室的心室心房延时。
在另外一些示例中，可直接测量心室心房延时而不使用等式(1)中规定的计算。 在这些情形下，IMD 16直接测量时间标志256和时间标志邪4之间的时长。然而，等式(1) 中的计算是优选的，因为(Aivs-Aivs)和(Aivs-Vls)测量值和PEI参数在已有融合起搏系统中可能是已获得的。由于融合起搏治疗系统可能已提供这些项，因此等式(1)中的计算能容易地纳入到融合起搏治疗系统中业已使用的测量基础结构中。因此，能通过将附加后处理加至在已有融合起搏治疗系统中业已获得的原始数据来获得心室心房延时间隔，而无需添加用于执行物理原始数据测量的附加软件。另外，等式(1)中描述的测量和计算能利用与融合起搏治疗系统中业已使用的相同的计时循环来中止心室起搏治疗。图7是示出基于心室心房延时来调整起搏治疗的示例性技术的流程图，该心室心房延时是分别使用前面结合图1和图6描述的等式2、3来确定的。IMD16的处理器80 (图 4)可控制信号发生器84以将起搏治疗传递至心脏的心室腔(130)。在一些示例中，起搏治疗可以是单心室起搏治疗，例如预激励融合起搏治疗。在一些示例中，该心室腔在没有心室起搏时是晚去极化腔。因此，在一些示例中，该心室腔是LV 32，而在其它示例中，该心室腔是RV 28。图7所示的示例性技术是结合将预激励融合起搏脉冲传至LV 32而描述的。然而，在其它示例中，在RV 28(图1)是晚去极化心室并且激励融合起搏脉冲被传递至RV 28 的示例中，图7所示的技术也可应用于调整治疗。IMD 16的处理器80确定心室腔(132)的心室心房延时间隔。在一些示例中，心室心房延时间隔可通过检测LV搏动事件(LVp)，检测紧随LV搏动事件之后的心房感测或搏动事件(Aivs)并确定LV搏动事件(LVp)和心房感测或搏动事件(Aivs)之间的时间间隔来直接确定。在其它示例中，处理器80基于前面结合图6描述的其它测量或参数来间接确定心室心房延时间隔。在又一些示例中，处理器80可依赖于由IMD 16和/或IMD 16外的附加设备执行的其它测量以确定心室心房延时间隔。例如，处理器80可依赖于压力测量、运动测量、流量测量、血液代谢物测量、温度测量和/或提供心室心房延时和/或心室充盈时间指示的其它机械或化学测量技术。当心室心房延时间隔小于一阈值时，处理器80控制信号发生器84 (图4)来调整起搏治疗(Π4)。心室心房延时间隔可指示心搏周期期间心脏的心室充盈时间。在一个示例中，该阈值定义与最小要求的心室充盈时间关联的最小心室心房延时间隔值。如前面指出的，最小要求的心室充盈可以是其中RV观或口 32充盈至适于向患者14提供满足患者身体需要的必需心脏输出的水平的充盈时间。在另一示例中，该阈值定义应当采取行动来校正正在减少的心室充盈时间的心室心房延时间隔值。因此，当心室心房延时低于阈值时， IMD 16可调整起搏治疗以保持和/或取得可接受的心室充盈时间。在一些示例中，该阈值为大约350微秒(ms)，尽管也可考虑采用其它阈值，并且这取决于接受起搏治疗的特定患者14。与使用间接测量作为心室充盈时间的代替的已有技术相反，本公开的技术提供当心室充盈实际发生时与心搏周期的一部分直接对应的心室充盈时间量度。该心室充盈时间量度可以例如是心室心房间隔的时长。直接量度的使用，与间接代替相反，可提供心室充盈时间的更健全的判断，它对于不能由间接测量检测出的心室充盈时间变化更为敏感。图8是示出基于确定心房心室延时调整起搏治疗的另一示例性技术的流程图。 IMD 16的处理器80 (图4)可选择第一起搏模式(140)。第一起搏模式可以要么是单心室起搏模式，例如预激励融合起搏模式，或二心室起搏模式。另外，IMD 16可在任一心室起搏模式下提供心房起搏。在设定第一起搏模式后，处理器80可控制信号发生器84 (图4)根据第一起搏模式来传递起搏治疗(142)。在根据第一起搏模式的治疗传递期间，处理器80 可判断心房心室评估间隔(AVEI)计时器是否已届满(144)。AVEI计时器可基于可编程数目的心搏周期(η次心跳)和/或时间值(η秒、η分钟等)。在一些示例中，处理器80的起搏器计时和控制模块92 (图4)可跟踪AVEI并当AVEI计时器届满时生成指示。在一些示例中，AVEI计时器可编程为落在大约1秒至大约16小时范围内的值。在另外一些示例中，AVEI计时器可编程为落在大约10秒至大约60秒范围内的值。可编程的 AVEI计时器值可按增量步骤递增或递减以调整当AVEI计时器届满时发生的测量的频率。 总地来说，较短的AVEI计时器值在患者14的心率快速变化的情形下、在患者14锻炼的情形下和/或在要求更频繁测量的情形下是尤为有用的。另一方面，较长的AVEI计时器值在固有AV结传导不发生于心脏中(例如AV阻塞)的情形下、在患者14休息的情形下和/或在要求较不频繁测量的情形下是尤为有用的。如果AVEI计时器尚未届满，则处理器80可继续控制信号发生器84以根据第一起搏模式传递起搏治疗(142)。另一方面，如果AVEI计时器已届满，则处理器80中止所有或一部分起搏治疗的传递(146)。在另外一些示例中，IMD 16不中止起搏治疗。在根据第一起搏模式的起搏治疗已中止后，IMD 16确定第二去极化心室的心室心房时间间隔(V2-A) (148)。在一些示例中，可直接测量心室心房延时间隔。在另外一些示例中，心室心房延时可从如前面结合图6和图7描述的其它测量或参数中推导和/或计算出。在确定心室心房时间间隔后，IMD 16判断心室心房延时是否小于或等于第一阈值 (150)。第一阈值可存储在IMD 16的存储器82 (图4)中，或另一设备(例如编程器的存储器中。在一些示例中，第一阈值定义可接受的心室充盈时间的最小值。在其它示例中， 第一阈值定义指示其对增加心室充盈时间是合需的心室心房延时。如果心室心房延时小于或等于第一阈值，则IMD 16可确定心室心房延时比合需的更短，这表示对晚去极化心室m的起搏脉冲是在不允许心脏12的充分心室充盈的时间传递的。也就是说，如果心室心房延时小于或等于第一阈值，则IMD 16可确定心脏12的心室充盈时间低于要求的水平。为了增加心脏12的心室充盈时间，处理器80可调整起搏治疗以对低心室充盈时间作出补偿(152)。处理器80使用可增加心室心房时间间隔的任何合适技术来调整起搏治疗。在第一起搏模式是预激励融合起搏模式的示例中，处理器80将起搏模式从融合起搏模式切换至二心室起搏模式。二心室起搏模式——其中IMD 16将起搏刺激传递至RV 28(图1)和 LV 32 (图1)以使RV观和口 32的去极化再同步——可关联于比预激励融合起搏模式更短的A-V延时。对第一去极化心室腔更短的A-V延时(Aivs-Vls)可关联于更长的心室充盈时间。例如，如图6的时序图中所示，例如在Aivs-Aivs间隔相对恒定的情形下，减小Aivs-Vls 延时1 可帮助增大V2S-AP/S间隔126，这可增加心脏12的心室充盈时间。在一些示例中， IMD 16可从融合起搏模式切换至具有固定A-V延时的二心室起搏模式，这允许延长的并随后固定的V-A间隔以延长充盈时间。在另外一些示例中，处理器80可通过减小起搏速率并从效果上增加每个心搏周期的时长(由(Aivs-Aivs)表示)来调整起搏治疗(152)。增加心搏周期的时长可通过增加V2S-AP/S间隔126(图6)来增加心脏12的心室充盈时间，它可对应于RV 28和LV 32充盈的时间。在一些示例中，处理器80可减小起搏速率以使结果产生的心率为大约40跳/分钟。在另外一些示例中，处理器80可通过增大PEI来调整起搏治疗(15 ，处理器80 使用PEI来对LV起搏脉冲的传递计时。如图6所示，增大与时间间隔120对应的PEI可增大与时间间隔126对应的总心室心房时间间隔。增大总心室心房时间间隔可增加心脏的心室充盈时间。在一些示例中，处理器80可将PEI增加IOms或更少的增量。处理器80可选择在大约Ims至大约250ms或250ms以上的范围内的PEI，例如大约IOOms至大约200ms。在一些示例中，处理器80可执行具有优先级的起搏调整方案。例如，处理器80可对起搏模式切换赋予第一最高优先级，对起搏速率调整赋予第二最高优先级，并对PEI调整赋予第三最高优先级。在需要对起搏进行调整的情况下，IMD 16可以最高优先级调整 (即切换起搏模式)开始。然而，在某些情形下，最高优先级调整可能无法获得。例如，在只有一根引线的医疗设备中，二心室起搏可能无法获得。作为又一示例，起搏模式可能已被切换并因此起搏模式的切换不再可用。在任何情形下，当该最高优先级起搏调整不可用时， IMD 16可进至第二最高优先级起搏调整。在前面给出的示例中，具有第二最高优先级的起搏调整是起搏速率的调整。与前面描述的模态切换类似，起搏速率可能不是一直能被调整的。例如，可将起搏速率设定至最小值(例如一般针对IMD 16的特定患者行为程度)并因此不能再减小了。在这些情形下， IMD 16可进至第三最高优先级起搏调整，这是为了调整PEI间隔。如果处理器80确定心室心房延时大于或等于第一阈值，则IMD 16判断心室心房延时是否大于第二阈值(巧4)。第二阈值大于第一阈值，并且第二阈值也可存储在IMD 16 的存储器82中或其它设备的存储器中。在一些示例中，第二阈值定义可接受的心室充盈时间的最大值。在其它示例中，第二阈值定义指示其对减少心室充盈时间是合需的心室心房延时。如果心室心房延时大于或等于第二阈值，则处理器80可确定心室心房延时比要求的时间更长。因此，处理器80调整起搏治疗以减小心室心房延时并减少心室充盈时间 (156)。处理器80可执行与针对增加心室心房延时所讨论的那些技术相似的技术以调整起搏治疗(156)。然而，处理器80不是降低起搏速率以降低心率，而是增加起搏速率以增加心率，并且在一些情形下，减小心室心房延时。另外，处理器80不是增大PEI，而是将PEI减小例如IOms或更低的增量，以从效果上减小心室心房延时并减小心室充盈时间。另一方面，如果心室心房延时小于或等于第二阈值，则处理器80可继续控制信号发生器84来根据第一起搏模式(14 传递起搏治疗而无需对起搏治疗执行任何调整。尽管在本说明书中描述了三层优先级起搏调整方案，然而任何起搏调整和优先级的组合可通过本说明书中描述的技术来实现。例如，IMD 16可当心室心房延时小于或等于一阈值时在两种不同的起搏调整之间作选择。又如，IMD 16可同时施加两种不同的起搏调整以解决相对于要求心室充盈时间的背离。例如，IMD 16可当心室心房延时间隔小于或等于一阈值时切换起搏模式并调整起搏速率。图9是示出用于确定心室心房延时的另一示例性技术的流程图，该技术用于图7 和图8的起搏调整方案。IMD 16的处理器80确定针对第一去极化心室的心房心室传导延时间隔(Aivs-Vls) (160)。在一些示例中，可使用连续A-Vls测量(例如三次连续的A-Vls测量)的平均值或中值来确定心房心室延时间隔。在另外一些示例中，可通过取数个心搏周期的平均值或平均速率(例如平均12跳/循环)来确定心率。处理器80也可以在基本对应于确定心房心室传导延时间隔的时间确定患者14的心率(162)。心率可例如基于连续心房感测或搏动事件之间的时间间隔(例如Aivs-Aivs间隔)来确定。处理器80确定PEI (164)。在一些示例中，IMD 16的存储器82可存储PEI 的当前值。处理器80可以任何合适顺序确定固有心房心室传导延时(Aivs-Vls) (160)、心率 (162)以及预激励间隔(PEI)。根据图9所示的技术，处理器80基于固有心房心室传导延时(Aivs-Vls)、心率和 PEI来确定第二去极化心室的心室心房延时间隔(V2P-AP/S) (166)。例如，处理器80可使用前面提供的等式( 或C3)来确定心室心房延时间隔。图10是示出调整起搏以保持充足心室充盈时间的示例性技术的流程图。IMD 16 测量心搏周期基本与心室充盈时间对应的时间间隔(170)。在一些示例中，IMD 16可基于心脏激活的电测量来测量或确定基本与心室充盈时间对应的时间间隔。心脏激活的这些电测量可包括心房心室延时间隔、心率、预激励间隔等等。在另外一些示例中，IMD 16可基于机械和/或化学测量技术来测量或确定基本与心室充盈时间对应的时间间隔。这些技术例如可包括例如压力测量、运动测量、流量测量、血液代谢物测量和/或温度测量。IMD 16基于测得的时间间隔调整起搏治疗以控制心室充盈时间，从而使心室充盈时间落在要求的范围内(172)。要求的范围可对应于由临床医生确定的一个以上患者或特殊患者14在例如预激励融合起搏治疗之类的单心室起搏治疗传递期间可接受的心室充盈时间。图11是示出一示例性系统190的方框图，该示例性系统190包括经由网络202耦合于图1所示的IMD 16和编程器M的例如服务器204之类的外部设备以及一个或多个计算设备210A-210N。在该示例中，IMD 16可使用其遥测模块88 (图4)经由第一无线连接与编程器M通信，并经由第二无线连接与接入点200通信。在图11的示例中，接入点200、编程器对、服务器204以及计算设备210A-210N是通过网络202互连的并能彼此通信。在一些示例中，接入点200、编程器M、服务器204和计算设备210A-210N中的一个或多个可通过一个或多个无线连接耦合于网络202。IMD 16、编程器M、服务器204和计算设备210A-210N 可各自包括一个或多个处理器，例如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等，它们可执行例如本文描述的各个功能和操作。例如图11所示，服务器204可包括一个或多个处理器208以及输入/输出设备206，它们不一定是处于同一位置的。服务器204例如可存储来自IMD 16或另一感测设备的EGM或ECG信号，存储起搏间隔，存储一个或多个PEI值，存储心室心房延时间隔，存储心室心房延时间隔的趋势或存储其它心搏周期间隔随时间的趋势。接入点200可包括经由多种连接中的任何一种连接于网络202的设备，所述多种连接例如是电话拨号上网、数字订户线路(DSL)或电缆调制解调器连接。在其它示例中，接入点200可通过包括有线或无线连接的不同形式的连接耦合于网络202。在一些示例中，接入点200可与患者14处于同一位置并可包括一个或多个编程单元和/或计算设备(例如一个或多个监测单元)，它们能执行本文描述的各个功能和操作。例如，接入点200可包括家用监测单元，它与患者14处于同一位置并可监测IMD 16的
23活动。在一些示例中，服务器204或一个或多个计算设备210A-210N可执行本文描述的各个功能或操作中的任何一项。网络202可包括局域网、广域网或例如因特网的全球网。系统190在某些方面可通过通用网络技术来实现并且其功能类似于由明尼苏达州的明尼阿波利斯的Medtronic公司研发的Medtronic CareLink 网络提供的功能。本公开的技术可通过配置成将例如预激励融合起搏治疗的单心室起搏提供给患者的IMD来实现。单心室起搏要么施加于心脏的右心室要么施加于左心室。在一些示例中， 本公开的技术可通过仅传递单心室起搏并且不配置成传递二心室起搏的IMD来实现。然而，在一些示例中，本公开的技术可通过配置成除了单心室起搏外还提供二心室起搏治疗的IMD来实现。例如，本公开的技术可通过能在单心室起搏模式和二心室起搏模式之间切换的IMD来实现。这些示例中的任何一个中的IMD除单心室和/或二心室起搏外还可提供心房起搏。本公开中描述的技术，包括属于图像IMD 16、编程器M或各构成组件的那些技术，可至少部分地以硬件、软件、固件或其任意组合来实现。例如，技术的各个方面可实现在包括一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或任何其它等效的集成或分立逻辑电路以及这些组件的任意组合的一个或多个处理器中，以编程器形式体现，例如医生或患者编程器、刺激器、图像处理设备或其它设备。 术语“处理器”或“处理电路” 一般可指任何前述逻辑电路、独立的或与其它逻辑电路一起或任何其它等效电路。这些硬件、软件、固件可实现在同一设备中或若干分立的设备中，以支持本说明书中描述的各个操作和功能。另外，任意所述单元、模块或组件可一起实现或作为分立但可互操作的逻辑设备单独实现。将不同的特征描述为模块或单元旨在强调不同的功能方面而不一定意指这些模块或单元必定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关联的功能可通过单独的硬件或软件组件来执行，或集成在共同的或分立的硬件或软件组件内。当以软件实现时，归属于本公开中描述的系统、设备和技术的功能可体现为计算机可读介质上的指令，计算机可读介质例如为随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、 非易失性随机存取存储器(NVRAM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、FLASH存储器、 磁性数据存储介质、光学数据存储介质等。可执行指令以支持本公开中描述的功能的一个或多个方面。已描述了各个示例。这些和其它示例落在下面权利要求书的范围内。
权利要求
1.一种系统，包括信号发生器，所述信号发生器产生起搏治疗并将其传递至心室腔；以及处理器，所述处理器确定对于至少一个心搏周期的所述心室腔的心室心房延时间隔， 判断所述心室心房延时间隔是否小于或等于一阈值，并当所述心室心房延时间隔小于或等于所述阈值时通过所述信号发生器调整所述起搏治疗。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器通过至少控制所述信号发生器以降低起搏速率来调整所述起搏治疗。
3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器通过至少增大预定的预激励间隔来调整所述起搏治疗，其中所述信号发生器将起搏治疗传递至所述心室腔所用的起搏间隔基于所述预激励间隔。
4.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器通过至少控制所述信号发生器从单心室起搏模式切换至二心室起搏模式而调整所述起搏治疗。
5.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器通过至少确定所述心室腔的起搏事件和心房感测事件或心房起搏事件之间的时间间隔来确定所述心室心房延时间隔。
6.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器通过至少确定至少第一心房感测事件或第一心房起搏事件与第二心房感测事件或第二心房起搏事件之间的时间间隔并将所述时间间隔递减将所述起搏治疗传递至所述心室腔的起搏间隔，来确定所述心室心房延时间隔。
7.如权利要求6所述的系统，其特征在于，所述起搏间隔包括第二心室腔的递减一预激励间隔的心房心室延时间隔。
8.如权利要求1所述的系统，其特征在于，一旦心房心室评估间隔计时器届满所述处理器即确定所述心室心房延时间隔。
9.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述阈值包括第一阈值，并且所述处理器当所述心室心房延时间隔大于或等于第二阈值时进一步调整由可植入医疗设备传递的起搏治疗，所述第二阈值大于所述第一阈值。
10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述处理器通过减小所述起搏治疗的预激励间隔、控制所述信号发生器以增加起搏速率或控制所述信号发生器以从二心室起搏模式切换至融合起搏模式中的至少一种做法来调整由可植入医疗设备传递的起搏治疗。
11.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述阈值包括指示人心脏的最小可接受心室充盈时间间隔的预定间隔。
12.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述起搏治疗包括预激励融合起搏治疗。
13.一种系统，包括通过可植入医疗设备将起搏治疗传递至心室腔的装置；确定对于至少一个心搏周期的所述心室腔的心室心房延时间隔的装置；确定所述心室心房延时间隔是否小于或等于一阈值的装置；以及当所述心室心房延时间隔小于或等于所述阈值时调整由可植入医疗设备传递的起搏治疗的装置。
14.如权利要求13所述的系统，其特征在于，所述调整起搏治疗的装置包括从单心室起搏模式切换至二心室起搏模式的装置。
15.如权利要求13所述的系统，其特征在于，所述调整起搏治疗的装置包括增大预定预激励间隔的装置，其中将起搏治疗传递至心室腔的起搏间隔基于所述预激励间隔。
16.如权利要求13所述的系统，其特征在于，所述调整起搏治疗的装置包括降低可植入医疗设备的起搏速率的装置。
17.如权利要求13所述的系统，其特征在于，所述确定心室心房延时间隔的装置包括确定所述心室腔的起搏事件和心房感测事件或心房起搏事件之间的时间间隔的装置。
18.—种包含指令的计算机可读介质，所述指令使可编程处理器控制可植入医疗设备的信号发生器以通过可植入医疗设备将起搏治疗传递至心室腔；确定对于至少一个心搏周期所述心室腔的心室心房延时间隔； 确定所述心室心房延时间隔是否小于或等于一阈值；以及当所述心室心房延时间隔小于或等于所述阈值时调整由所述信号发生器传递的起搏治疗。
19.如权利要求18所述的计算机可读介质，其特征在于，使所述处理器确定所述心室心房延时间隔的指令包括使所述处理器确定所述心室腔的起搏事件与心房感测事件或心房起搏之间的时间间隔的指令。
全文摘要
本发明描述了基于心室心房延时调整起搏治疗的技术。这些技术可用来控制传递起搏治疗期间的心室充盈时间。在一些示例中，设备或系统将预激励融合起搏治疗传递至心室腔，确定对于至少一个心搏周期该心室腔的心室心房延时间隔，并当心室心房延时间隔小于一阈值时调整由可植入医疗设备传递的起搏治疗以对减少的心室充盈时间作补偿。在一些示例中，该设备或系统可通过降低可植入医疗设备的起搏速率、增大心室腔的起搏的预激励间隔和/或从融合起搏模式切换至二心室起搏模式来调整起搏治疗。
文档编号A61N1/368GK102300603SQ201080006422
公开日2011年12月28日 申请日期2010年1月13日 优先权日2009年1月30日
发明者D·R·凯色, N·D·司卡德斯伯格, S·R·豪恩波格, T·J·马伦 申请人:麦德托尼克公司