用于在心室起搏器中增强心房同步起搏的频率平滑的制作方法
本公开涉及一种用于控制心室起搏脉冲计时以用于促进心房同步心室起搏的心室起搏器以及方法。
背景技术：
植入式心脏起搏器经常被放置在皮下囊袋中，并被耦合到携载被定位在心脏中的起搏和感测电极的一个或多个经静脉医疗电引线。皮下植入的心脏起搏器可以是单腔起搏器或者是双腔起搏器，该单腔起搏器被耦合至用于将电极定位在一个心脏腔室(心房或心室)中的一个经静脉医疗引线，该双腔起搏器被耦合至用于将电极定位在心房和心室腔室两者中的两个经静脉心内引线。多腔室起搏器也是可用的，其可以被耦合到例如用于将用于起搏和感测的电极定位在一个心房腔室以及右心室和左心室两者中的三个引线。
最近已经引入了心内起搏器，其可植入在患者心脏的心室腔室内以用于递送心室起搏脉冲。这种起搏器可以感测伴随固有心室去极化的r波信号，并且在不存在感知到的r波的情况下递送心室起搏脉冲。虽然由心内心室起搏器进行的单腔心室感测和起搏可足够解决一些心律病况，但是一些患者可能从用于提供心房同步心室起搏以便维持更为正常的心律的心房和心室(双腔)感测中获益。
技术实现要素：
本公开的技术大体上涉及控制由心室起搏器递送的心室起搏脉冲，以用于增强心房同步的心室起搏脉冲。心室起搏器可以是心内心室起搏器，该心内心室起搏器被配置成感测来自心室腔室内的心房收缩事件，并且递送与感知到的心房收缩事件同步的心室起搏脉冲。心室起搏器被配置成执行本文公开的技术，基于根据时间间期(在连续心室事件之间确定的时间间期)确定的实际心室率间期设置频率平滑(ratesmoothing)起搏间期。当与心房收缩事件同步地递送心室起搏脉冲时，起搏器开始频率平滑起搏间期，并且在感知到的心房收缩事件在频率平滑起搏间期期间缺失的情况下，在频率平滑起搏间期期满时递送下一心室起搏脉冲。
在一个示例中，本公开提供了一种起搏器，该起搏器包括：脉冲发生器，该脉冲发生器被配置成经由耦合至起搏器的电极递送心室起搏脉冲；传感器，该传感器被配置成生成包括心房事件信号的信号；以及控制电路，该控制电路耦合至传感器和脉冲发生器。控制电路被配置成通过确定两个连续的心室事件之间的至少一个心室事件间期来确定心室率间期，并且基于该心室率间期确定频率平滑心室起搏间期。控制电路被进一步配置成：从传感器信号中检测心房事件；控制脉冲发生器响应于从传感器信号中检测到心房事件，递送心室起搏脉冲；并且开始频率平滑心室起搏间期，以安排要在频率平滑心室起搏间期期满时要由脉冲发生器递送的下一起搏脉冲。
在另一示例中，本公开提供了一种方法，包括：通过确定两个连续的心室事件之间的至少一个心室事件间期来确定心室率间期；基于心室率间期确定频率平滑心室起搏间期；从传感器信号中检测心房事件；响应于从传感器信号中检测到心房事件，递送心室起搏脉冲；并且开始频率平滑心室起搏间期，以安排要在频率平滑心室起搏间期期满时递送的下一起搏脉冲。
在又另一示例中，本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质，包括一组指令，当该组指令由起搏器的控制电路执行时，使得起搏器通过确定两个连续的心室事件之间的至少一个心室事件间期来确定心室率间期，并且基于该心室率间期确定频率平滑心室起搏间期。这些指令进一步使得起搏器执行以下操作：从传感器信号中检测心房事件；响应于从传感器信号中检测到心房事件，递送心室起搏脉冲；以及开始频率平滑心室起搏间期，以安排用于在频率平滑心室起搏间期期满时递送的下一起搏脉冲。
在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。本公开中描述的技术的其他特征、目的以及优点将从描述、附图以及权利要求书中显而易见。
附图说明
图1是示出可用于感测由心脏运动和流动的血液引起的心脏电信号和运动信号并将起搏治疗提供给患者的心脏的心内起搏系统的概念图。
图2a是图1中示出的心内起搏器的概念图。
图2b是图1的起搏器的另一示例的概念图。
图3是图1中所示的起搏器的示例配置的示意图。
图4是可以由心内起搏器在心动周期内获取的运动传感器信号的示例。
图5是在两个不同的心动周期内获取的运动传感器信号的示例。
图6是根据一个示例的用于控制由心室起搏器(诸如图1的心内心室起搏器)递送的心室起搏脉冲的方法的流程图。
图7是运动传感器信号、心电图信号和标记通道以及描绘了本文公开的频率平滑心室起搏技术的心室egm信号的图。
图8是运动传感器信号、ecg信号和标记通道以及包括室性早搏的心室egm信号的图。
图9是根据另一示例的可由起搏器执行的方法的流程图。
图10是根据一些示例的可由起搏器14执行的用于更新频率平滑间期的方法的流程图。
图11是描绘了根据一个示例的感知到的心房收缩事件、心室起搏脉冲和用于在心房同步心室起搏期间提供起搏频率平滑的对应的起搏控制时间间期的时序图。
具体实施方式
总体而言，本公开描述了用于控制心室起搏的技术，一般称为“频率平滑”，以用于避免心室率的突然变化并且促进心房同步心室起搏。在本文呈现的说明性示例中，心内心室起搏器被配置成感测心房收缩事件以用于将心室起搏脉冲与心房率同步。如下文所描述的，可从由运动传感器生成的信号中感测心房收缩事件，该信号包括对应于心房机械收缩和心室主动充盈阶段的心房收缩事件信号，有时被称为“心房驱血”。在其他示例中，可使用其他技术执行心房收缩事件感测，这些技术诸如从另一心脏机械信号(例如，压力信号、声学信号、阻抗信号等)中感测心房收缩事件或者感测伴随心房去极化的心脏电信号的p波。
本文公开的技术通过在不存在心房感知事件的情况下控制心室起搏脉冲的计时来提供频率平滑。通过根据频率平滑间期控制心室起搏脉冲递送，心室起搏脉冲不太可能与下一心房事件的感测干扰，由此增加了下一心动周期上出现心房同步心室起搏脉冲的可能性。以此方式，本文公开的频率平滑技术倾向于增加与心房率同步地递送的心室起搏脉冲的百分比，从而为患者提供心房同步心室起搏的益处，而不需要在心房腔室中或心房腔室上放置电极或其他传感器。
图1是示出可用于感测由心脏运动和流动的血液引起的心脏电信号和运动信号并且将起搏治疗提供给患者的心脏8的心内起搏系统10的概念图。imd系统10包括右心室(rv)心内起搏器14。起搏器14可以是经导管心内起搏器，其适用于完全植入在心脏腔室内，例如，完全植入在心脏8的rv内或完全植入在心脏8的左心室(lv)内以用于感测心脏信号并且递送心室起搏脉冲。起搏器14与皮下植入的起搏器相比在尺寸上减小，并且在形状上可通常是圆柱形的，以实现经由递送导管的经静脉植入。
起搏器14沿着rv的心内膜壁被定位，例如，接近rv心尖，但是其他位置是可能的。本文公开的技术不限于图1的示例中所示的起搏器位置，并且心脏8内的其他位置是可能的。例如，心室心内起搏器14可以被定位在lv中并且被配置成使用本文公开的技术检测心脏运动信号并将心房同步心室起搏递送到lv。起搏器14可被定位在右心室或左心室内，以提供相应的右心室或左心室起搏，并用于通过心室腔室内的运动传感器感测运动信号。
起搏器14能够产生经由起搏器的外部壳体上的一个或多个电极递送到心脏8的电刺激脉冲，例如，起搏脉冲。起搏器14被配置成使用基于壳体的电极来递送rv起搏脉冲并感测rv心脏电信号，以用于生成rv电描记图(egm)信号。可使用还被用于向rv递送起搏脉冲的基于壳体的电极来感测心脏电信号。
起搏器14被配置成以促进心房激动与心室激动之间的同步(例如，通维持心房事件与心室起搏脉冲之间的目标房室(av)间期)的方式来控制将心室起搏脉冲递送到rv。即，起搏器14控制起搏脉冲递送，以维持对应于心房收缩的心房收缩与被递送以用于导致心室去极化和心室收缩的心室起搏脉冲之间的期望av间期。
根据本文描述的技术，由起搏器14从诸如由起搏器14的壳体封围的加速度计之类的运动传感器检测生成主动心室充盈阶段的心房收缩事件。由植入在rv内的加速度计生成的运动信号包括由心室和心房事件导致的运动信号。例如，由心房收缩导致的血液加速通过ra与rv之间的三尖瓣16流入rv由起搏器14从由包括在起搏器14中的加速度计生成的信号中检测到。下面结合图4描述由起搏器14检测到的其他运动信号，诸如，由心室收缩引起的运动、由心室松弛(relaxation)引起的运动、以及由心室的被动充盈(passivefilling)引起的运动。
在其他示例中，起搏器14可通过感测伴随心房去极化的心房p波来感测心房收缩事件。p波是由起搏器14接收到的近场rv电信号中的相对低振幅(例如，与近场r波信号相比较)的信号，并且因此难以始终从由植入在心室腔室中的起搏器14获取的心脏电信号中检测到。当仅基于由起搏器14接收到的心脏电信号时，起搏器14的心房同步心室起搏可能不可靠。根据本文公开的技术，起搏器14可包括运动传感器(诸如，加速度计)并且可被配置成使用来自运动传感器的信号来检测与心房机械激动或心房收缩相对应的心房事件。然而，所设想的是，心脏机械或血液动力学功能的其他类型的传感器可被用于生成心脏机械信号并且从心脏机械信号中感测心房收缩事件。此类传感器可包括阻抗传感器(其生成与心室中的血液体积有关的信号)、压力传感器、声学传感器或生成与心脏腔室的机械收缩有关的信号的其他传感器。
通过设置可编程的房室(av)起搏间期，将心室起搏脉冲与可如下文描述的从加速度计信号检测到的心房事件进行同步，该av起搏间期控制心室起搏脉冲相对于检测到的心房收缩事件的计时。如下文所描述的，用于使心室起搏脉冲与心房收缩同步的对心房收缩事件的检测可以包括对其他心脏事件运动信号的检测，以便肯定地标识心房收缩事件并且/或者设置用于将心房收缩事件与其他心脏运动事件区分的感测参数。
目标av间期可以是由临床医生选择的编程值，并且是从检测到心房事件直到递送心室起搏脉冲的时间间期。在一些实例中，目标av间期可以从基于运动传感器信号检测到心房收缩事件的时间开始，或者从心房事件信号的被标识的基准点开始。可以基于对患者的临床测试或评估或者基于来自患者群体的临床数据而将目标av间期标识为对于给定患者而言在血流动力学方面是最佳的。可以基于从由起搏器14接收到的心脏电信号和由起搏器14接收到的运动传感器信号所标识出的电事件和机械事件的相对计时，而确定目标av间期是最佳的。在一些示例中，av间期可被设置为大约10到200ms，以用于控制起搏器14递送与从运动信号中感知到的心房事件同步的心室起搏脉冲。
起搏器14可能够与外部设备20进行双向无线通信，以用于编程av起搏间期和其他起搏控制参数以及用于从心脏电信号和/或运动传感器信号检测心室事件和心房收缩事件的电事件感测参数和机械事件感测参数两者。外部设备20的各方面通常可以与美国专利第5,507,782号(kieval等人)中公开的外部编程/监测单元相对应，该美国专利通过引用整体包含在此。外部设备20常常被称为“编程器”，因为它通常由内科医生、技术员、护士、临床医生或其他有资格的用户来使用，以用于对起搏器14中的操作参数进行编程。外部设备20可以位于诊所、医院或其他医疗设施中。外部设备20可替代地被实现为可被用于医疗设施中、患者的家中或另一位置中的家庭监测器或手持式设备。可使用外部设备20将操作参数(包括感测与治疗递送控制参数)编程到起搏器14中。
外部设备20被配置成与包括在起搏器14中的植入式遥测电路系统进行双向通信。外部设备20与起搏器14建立无线通信链路24。可以使用诸如
外部设备20可向用户显示与起搏器功能相关的数据和信息以用于查看起搏器操作和被编程的参数以及从起搏器14传输的egm信号、由起搏器14获取的运动传感器信号、或在询问会话期间由起搏器14获取并从起搏器14检取的其他生理数据。
所设想的是，外部设备20可经由包括收发器和天线的遥测电路或者经由硬连线通信线路来有线或无线连接到通信网络，以用于将数据传送到中心数据库或计算机，以允许对于患者的远程管理。包括远程患者数据库的远程患者管理系统可以被配置成利用当前公开的技术使临床医生能够查看egm、运动传感器和标记器通道数据，并且例如在查看了egm、运动传感器信号和标记器通道数据的视觉表示之后授权对起搏器14中的感测和治疗控制参数的编程。
图2a是图1中所示的心内起搏器14的概念图。起搏器14包括沿着起搏器14的壳体150被间隔开的电极162与164，以用于感测心脏电信号并递送起搏脉冲。电极164被示为自起搏器14的远端102延伸的尖端电极，并且电极162被示为沿着壳体150的中部(例如，邻近近端104)的环形电极。远侧端102被称作“远侧的”，因为预期在起搏器14被推进穿过递送工具(诸如，导管)并被放置抵靠目标起搏部位时远侧端102是前端(leadingend)。
电极162和164形成阳极和阴极对，以用于双极心脏起搏与感测。在替代的实施例中，起搏器14可包括两个或更多个环形电极、两个尖端电极、和/或沿着起搏器壳体150暴露的其他类型的电极，以用于将电刺激递送到心脏8并感测心脏电信号。电极162和164可以是但不限于钛、铂、铱或其合金，并且可以包括低偏振涂层，诸如，氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑等。电极162和164可被定位在沿着起搏器14的除了所示位置之外的各位置处。
壳体150由生物相容性材料(诸如，不锈钢或钛合金)形成。在一些示例中，壳体150可包括绝缘涂层。绝缘涂层的示例包括聚对二甲苯、聚氨酯、peek或聚酰亚胺等。壳体150的整体可以是绝缘的，但是仅电极162和164是未绝缘的。电极164可以用作阴极电极并且经由穿过壳体150的电馈通件(feedthrough)被耦合到被壳体150所封围的内部电路系统，例如，起搏脉冲发生器和心脏电信号感测电路系统。电极162可以形成为壳体150的导电部分，限定环形电极，其与壳体150的其他部分电隔离，如图2a中大致所示。在其他示例中，壳体150的整体周边可用作与尖端电极164电隔离的电极，而非提供诸如阳极电极162之类的局部环形电极。沿着壳体150的导电部分形成的电极162在起搏和感测期间用作返回阳极。
壳体150包括控制电子器件子组件152，其容纳用于感测心脏信号、产生起搏脉冲并控制治疗递送以及如下面结合图3描述的起搏器14的其他功能的电子器件。在一些示例中，运动传感器可以被实现为被封围在壳体150内的加速度计。加速度计向被包括在控制电子器件子组件152中的处理器提供信号，以如以下所描述的用于信号处理和分析，以用于检测心室机械事件和心房收缩事件，以用于对心室起搏脉冲进行计时。
壳体150进一步包括电池子组件160，电池子组件160将电力提供给控制电子器件子组件152。电池子组件160可包括在共同转让的美国专利第8,433,409号(johnson等人)和美国专利第8,541,131号(lund等人)中所公开的电池的特征，该两个专利通过引用整体包含在此。
起搏器14可包括一组固定尖齿166，以例如通过主动与心室心内膜啮合和/或与心室小梁交互来将起搏器14固定到患者组织。固定尖齿166被配置成锚定起搏器14以将电极164定位成可操作地邻近目标组织，以用于递送治疗性电刺激脉冲。可以采用许多种类型的主动和/或被动固定构件来将起搏器14锚定或稳定在植入位置中。起搏器14可包括在共同转让的美国专利第9,775,872号(grubac等人)中所公开的一组固定尖齿，该美国专利通过引用整体包含在此。
起搏器14可以可选地包括递送工具接口158。递送工具接口158可位于起搏器14的近端104处，并被配置成连接到诸如导管之类的递送设备，该递送设备用于在植入手术期间将起搏器14定位在植入位置处，例如，在心脏腔室内。
图2b是起搏器14的另一示例的概念图。在图2b中，起搏器14包括延伸远离壳体150并且携载一对感测电极167和168的近侧感测延伸件165。近侧感测延伸件165可以被耦合到壳体150，以用于对返回感测电极168或167进行定位，返回感测电极168或167可以以增加的电极间的距离(与基于壳体的电极162和164的电极间的间距相比)与远侧电极164配对。增加的电极间的距离可以促进感测远场信号，这可包括伴随心房去极化的p波。
替代地，电极167和168可以形成用于感测心房p波的感测电极对。当沿着rv尖端固定远端102时，感测延伸件165可朝向ra延伸，从而将电极167和168定位成更靠近心房组织，以用于感测心房p波。一个电极167可以经由穿过壳体150的电馈通件而被耦合到被封围在壳体150中的感测电路系统，并且一个电极168可以被耦合到壳体150以用作接地电极。
图3是图1中所示的起搏器14的示例配置的示意图。起搏器14包括脉冲发生器202、感测电路204、控制电路206、存储器210、遥测电路208、运动传感器212和电源214。运动传感器212在本文描述的示例中被实现为加速度计，并且在本文中也可以被称为“加速度计212”。然而，运动传感器212并不限于是加速度计，并且可以在起搏器14中成功地利用其他运动传感器或机械传感器，以用于根据本文描述的技术来检测心脏运动信号。可在运动传感器212中实现的运动传感器的示例包括压电传感器和mems设备。
运动传感器212可以是多轴传感器(例如二维或三维传感器)，其中每个轴提供可以被单独或组合分析以用于检测心脏机械事件的信号。例如，当经受流动的血液和心脏运动时，运动传感器212产生与传感器212(和起搏器14)的运动或振动有关的电信号。运动传感器212可包括滤波器、放大器、整流器、adc和/或用于生成传递至控制电路206的运动信号的其他部件。例如，可由高通滤波器(例如，10hz高通滤波器)对与多轴加速度计的每一个轴对应的每一个向量信号进行滤波，并且对该每一个向量信号进行整流，以用于由心房事件检测电路240使用以用于检测心房收缩事件。在需要的情况下，可将高通滤波器降低(例如，降低至5hz)，以用于检测具有较低频率内容的心房信号。在一些示例中，在不进行低通滤波的情况下执行高通滤波。在其他示例中，由低通滤波器(例如，30hz低通滤波器)在有或没有高通滤波器的情况下对每一个加速度计轴信号进行滤波。
运动传感器212可以是一维单轴加速度计、二维或三维多轴加速度计。在美国专利第5,885,471号(ruben等人)中总体上公开了用于植入式医疗设备的加速度计的一个示例，该专利通过引用以其整体并入于此。例如在美国专利第4,485,813号(anderson等人)和美国专利第5,052,388号(sivula等人)中公开了包括用于检测患者运动的压电加速度计的植入式医疗设备布置，这两个专利均籍此通过引用以其整体结合在此。在美国专利第5,593,431号(sheldon)和美国专利第6,044,297号(sheldon)中总体上描述了可在起搏器14中实现的并且用于使用当前公开的技术来检测心脏机械事件的三维加速度计的示例，这两个专利均通过引用整体包含在此。其他加速度计设计可用于产生电信号，该电信号与由于心室事件和心房事件而在起搏器14上施加的运动有关。
图3中所表示的各种电路可以组合在一个或多个集成电路板上，该一个或多个集成电路包括专用集成电路(asic)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的组件。
感测电路204被配置成用于通过前置滤波器和放大器电路220经由电极162和164接收心脏电信号。前置滤波器和放大器电路可以包括用于去除dc偏移的高通滤波器(例如2.5到5hz的高通滤波器)、或者具有2.5hz到100hz的通带以去除dc偏移和高频噪声的宽带滤波器。前置滤波器和放大器电路220可以进一步包括放大器，以放大被传递到模数转换器(adc)226的“原始”心脏电信号。adc226可以将多位数字电描记图(egm)信号传递到控制电路206，以用于由心房事件检测器电路240使用来标识心室电事件(例如，r波或t波)和/或心房电事件，例如p波。可以在用于从运动传感器信号检测心房收缩事件的算法中使用对心脏电事件的标识。来自adc226的数字信号可以被传递到整流器和放大器电路222，整流器和放大器电路222可以包括用于将心脏信号传递到r波检测器224的整流器、带通滤波器和放大器。
心脏事件检测器224可以包括感测放大器或将输入的经整流的心脏电信号与r波检测阈值进行比较的其他检测电路系统，r波检测阈值可以是自动调整的阈值。当输入的信号越过r波检测阈值时，心脏事件检测器224产生r波感知事件信号(r-感测)，该r波感知事件信号被传递到控制电路206。在其他示例中，心脏事件检测器224可以接收adc226的数字输出，以用于通过比较器、对数字egm信号的形态信号分析或其他r波检测技术来检测r波。从r波检测器224传递到控制电路206的r波感知事件信号可用于通过起搏计时电路242来安排心室起搏脉冲，并用于在由心房事件检测器电路240执行的算法中标识心室电事件的计时，以用于从接收自运动传感器212的信号中检测心房收缩事件。
在一些示例中，心脏事件检测器224被配置成从由电极162和164(和/或由感测延伸件携载的电极，诸如图2b中示出的延伸件165)接收到的心脏电信号中感测p波。心脏事件检测器224可将输入的信号与p波感测阈值相比较，并且响应于越过阈值，生成传递至控制电路206的p-波感知事件信号。当起搏器14被配置成感测r波和p波时，感测电路204可包括两个不同的感测通道，每一个包括前置滤波器/放大器、adc、整流器/放大器和心脏事件检测器，被配置成放大且滤波经由一个或两个不同的感测电极对(用于从心脏电信号分开地感测r波和p波)接收到的心脏电信号。p波感测可被用于验证从运动传感器信号感知到的心房事件，或者反之亦然。在一些示例中，p波感知事件信号由控制电路206使用，以用于开始用于控制由脉冲发生器202递送的心房同步心室起搏脉冲的av间期。
控制电路206包括心房事件检测器电路240、起搏计时电路242和处理器244。心房事件检测器电路240被配置成从接收自运动传感器212的信号中检测心房机械事件。在一些示例中，可以从给定心动周期中的运动传感器信号中检测一个或多个心室机械事件，以促进从心室周期期间的运动传感器信号对心房收缩事件的肯定检测。
控制电路206可以从感测电路204接收r波感知事件信号、p波感知事件信号和/或数字心脏电信号，以用于检测和确认心脏事件并控制心室起搏。例如，当起搏器14以非心房跟踪(异步)心室起搏模式操作时，r波感知事件信号可以被传递到起搏计时电路242，以用于抑制安排的心室起搏脉冲或安排心室起搏脉冲。r波感知事件信号也可被传递至心房事件检测器电路240，以用于设置由控制电路206用于从运动传感器信号检测心房收缩事件的时间窗口。
心房事件检测器电路240从运动传感器212接收运动信号，并可以响应于心室电事件(例如，来自感测电路204的r波感知事件信号或由脉冲发生器202进行的心室起搏脉冲的递送)开始心房不应期。在一些示例中，心房事件检测器电路240在不应期之外确定运动传感器信号是否满足心房机械事件检测标准。在不应期期间的运动传感器信号可以由心房事件检测器电路240监测，以便检测心室机械事件，该心室机械事件可以用于确认或验证心房收缩事件检测。由此，心室机械事件检测窗口可以被设置在心房不应期期间，并且可以根据在标识到心室电事件之后的预定的时间间期来被设置。心房事件检测器电路240可以被配置为在心房不应期期间的相应心室事件检测窗口期间检测一个或多个心室机械事件。对心室机械事件的计时和检测可以用于更新心房不应期和/或心房收缩检测阈值振幅，并且可以用于确认检测到在预期的心室机械事件之后发生的心房收缩事件。
心房事件检测器电路240可基于在前心室电事件(r波感知事件信号或心室起搏脉冲)的计时而设置对应于被动心室充盈期和主动心室充盈期的时间窗口。运动传感器信号在这些窗口中的任一个期间越过心房事件检测阈值可被检测为心房收缩事件。如下文所描述的，可建立两个不同的心房事件检测阈值，以用于在相应的被动充盈期窗口和主动充盈期窗口期间应用。
心房事件检测器电路240响应于从运动传感器信号中检测到心房收缩事件而将心房事件检测信号传递至处理器244和/或起搏计时电路242。在其他示例中，可将心房收缩事件检测为来自运动传感器信号的机械事件并且/或者由感测电路204检测为电事件(p波)。可将p波感知事件信号从心脏事件检测器224传递至心房事件检测器电路240或直接传递至起搏计时电路242。在另其他示例中，起搏器14可被配置成例如经由遥测电路208从另一医疗设备接收指示心房收缩事件的计时的信号。另一医疗设备可以是心房内起搏器或皮下或肌下植入的感测设备、起搏器或植入式心脏复律除颤器，其被配置成感测p波并且向起搏器14发射或广播信号以用于指示感知到的p波或递送的心房起搏脉冲的计时。在美国公开第2018/0161580a1号(demmer等人)和美国公开第2016/0144190号(cao等人)中大体公开了用于由心内心室起搏器控制心房同步心室起搏的心房事件感测或检测的其他示例，上述两个公开均通过引用整体包含在此。
起搏计时电路242(或处理器244)可附加地从r波检测器224接收r波感知事件信号，以用于控制由脉冲发生器202递送的起搏脉冲的计时。处理器244可以包括一个或多个时钟，以用于生成时钟信号，该时钟信号被起搏计时电路242用于对av起搏间期倒计时(timeout)，该av起搏间期是在接收到来自心房事件检测器电路240的心房事件检测信号时开始的。起搏计时电路242可以包括用于对av起搏间期倒计时的一个或多个起搏逸搏间期定时器或计数器，该av起搏间期可以是存储在存储器210中并由处理器244检取以用于设置由起搏计时电路242所使用的av起搏间期的可编程间期。
起搏计时电路242可以附加地包括用于控制较低心室起搏频率的较低起搏频率间期定时器。例如，如果从运动传感器信号没有检测到导致以经编程的av起搏间期触发心室起搏脉冲的心房收缩事件，则可在较低起搏频率间期的期满时由脉冲发生器202递送心室起搏脉冲以防止心室心搏停止并维持最小心室率。如下文所描述的，为了避免出现心室率的突然变化并且当在心动周期期间没有感知到心房事件时促进心房事件感测恢复，控制电路206可被配置成在心房跟踪心室起搏模式期间将心室起搏间期设置为频率平滑间期。可基于一个或多个在前心室事件间期确定频率平滑间期。例如，可确定连续递送的心室起搏脉冲之间的实际起搏频率间期(vp-vp间期)。可将vp-vp间期确定为根据两个连续递送的起搏脉冲之间的间期或由感测电路204从心脏电信号中感知的对应两个连续诱发的r波之间的间期。可基于实际vp-vp间期来设置频率平滑间期，由此使得在不存在感知到的心房事件的情况下递送的心室起搏脉冲是以在前vp-vp间期的预定的间期内的间期递送的，例如，在150ms内或在100ms内。
有时，控制电路206可以以非心房跟踪心室起搏模式(也被称为“异步心室起搏”)控制脉冲发生器202，在该非心房跟踪心室起搏模式期间，可基于从运动传感器212确定的患者活动度量设置vv间期，或根据编程的较低频率来设置vv间期。如果控制电路206从心房跟踪心室起搏模式切换至非心房跟踪心室起搏模式，则控制电路206可对频率平滑间期进行设置以控制心室起搏频率从心房跟踪vp-vp间期到心室较低频率(用于在非心房跟踪起搏模式(例如，vvi或vdi起搏模式)期间控制心室起搏频率)的逐步调整。
处理器244可以检取其他可编程起搏控制参数(诸如，起搏脉冲振幅和起搏脉冲宽度)，该可编程起搏控制参数被传递到脉冲发生器202以用于控制从存储器210进行起搏脉冲递送。除了向起搏计时电路242和脉冲发生器202提供控制信号以用于控制起搏脉冲递送以外，处理器244可向感测电路204提供施加至心脏电信号的感测控制信号，例如r波感测阈值、p波感测阈值、灵敏度和/或各种消隐期和不应期间期。
脉冲发生器202生成电起搏脉冲，该电起搏脉冲经由阴极电极164和返回阳极电极162被递送至患者心脏的rv。脉冲发生器202可以包括充电电路230、开关电路232和输出电路234。充电电路230可以包括保持电容器，可以在电压调节器的控制下通过电源214的多个电池电压信号将该保持电容器充电到起搏脉冲振幅。可以基于来自控制电路206的控制信号来设置起搏脉冲振幅。开关电路232可以控制充电电路230的保持电容器何时被耦合到输出电路234以用于递送起搏脉冲。例如，开关电路232可以包括开关，该开关在av起搏间期(vv频率平滑间期或vv较低频率起搏间期)的期满时由从起搏计时电路242接收到的计时信号激活，并且保持闭合达编程的起搏脉冲宽度，以使得充电电路230的保持电容器能够放电。先前充电至起搏脉冲电压振幅的保持电容器通过输出电路234的输出电容器在电极162和164两端放电达编程的起搏脉冲持续时间。在美国专利第5,507,782号(kieval等人)以及在共同转让的美国专利第8,532,785号(crutchfield等人)中总体上公开的起搏电路系统的示例可以被实现在起搏器14中以用于在控制电路206的控制下将起搏电容器充电至预定的起搏脉冲振幅并递送起搏脉冲，这两项专利都通过引用整体包含在此。
存储器210可以包括计算机可读指令，这些计算机可读指令在由控制电路206执行时，致使控制电路206执行贯穿本公开的归属于起搏器14的各种功能。可在存储器210内对计算机可读指令进行编码。存储器210可包括任何非瞬态、计算机可读存储介质，计算机可读存储介质包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，诸如随机存取存储器(ram)、只读存储器(rom)、非易失性ram(nvram)、电可擦除可编程rom(eeprom)、闪存存储器、或其他数字介质。根据本文中公开的技术，存储器210可以存储计时间期和其他数据，该计时间期和其他数据由控制电路206使用，以例如通过由心房事件检测器电路240从运动传感器信号检测心房收缩事件以及设置被包括在起搏计时电路242中的起搏逸搏间期定时器来控制通过脉冲发生器202递送起搏脉冲。
存储器210可存储用于确定频率平滑间期的一个或多个vp-vp间期。在一些示例中，可将最近的vp-vp间期确定为实际心室起搏频率。在其他示例中，存储器210可缓冲一系列心室事件间期，例如vp-vp间期(或者诱发的rr间期)，以用于将实际心室起搏频率确定为平均或中位vp-vp间期，该平均或中位vp-vp间期由处理器244使用以用于确定vv频率平滑起搏间期。例如，起搏计时电路242可包括在递送心室起搏脉冲时开始的计时器或计数器，该计时器或计数器被用于确定直至下一递送的心室起搏脉冲的vp-vp时间间期。vp-vp时间间期可被存储在存储器210中，例如，将预定数量的vp-vp时间间期存储在先进先出缓冲器中。在一个示例中，存储多达12个vp-vp间期以用于确定中位vp-vp间期，但是也可以存储多于或少于12个vp-vp间期以用于确定平均或中位vp-vp间期。
处理器244可被配置成将vv频率平滑间期设置为比实际心室起搏频率大预定的增量，在一些示例中，可基于单个最近的vp-vp间期或多个vp-vp间期的中位数或平均数来确定该实际心室起搏频率。预定的增量可被设置为10ms、25ms、50ms、75ms、100ms、150ms或其他所选择的时间间期。处理器244可控制起搏计时电路242来开始vv起搏间期计时器或计数器，以用于为vv频率平滑间期倒计时。如果vv频率平滑间期在没有感知到心房收缩事件的情况下期满，则由脉冲发生器202以频率平滑间期递送心室起搏脉冲。
电源214根据需要向起搏器14的其他电路和部件中的每一个提供电力。电源214可以包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。出于清楚的目的，在图3中没有示出电源214与其他起搏器电路和部件之间的连接，但是应当从图3的大体框图中理解这些连接。例如，电源214可向充电电路230提供电力以用于将保持电容器充电至起搏电压振幅，按需向开关232和包括在脉冲发生器202中的其他电路系统提供电流，按需向换能器209、运动传感器212和adc226以及感测电路204的其他电路系统以及存储器210提供电力。
遥测电路208包括用于经由射频(rf)通信链路传送和接收数据的收发器209以及天线211。如上文描述的，遥测电路208可以能够与外部设备20(图1)进行双向通信。运动传感器信号和心脏电信号，和/或从中导出的数据可以由遥测电路208传输至外部设备20。用于执行心房事件检测和心室起搏控制的可编程控制参数和算法可以由遥测电路208接收并存储在存储器210中以供控制电路206访问。
归属于本文的起搏器14的功能可以被体现为一个或多个处理器、控制器、硬件、固件、软件或其任何组合。将不同的特征描绘为具体电路系统旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种功能必须由单独的硬件、固件或软件部件或由任何特定电路架构来实现。而是，与本文描述的一个或多个电路相关联的功能可以由单独的硬件、固件或软件部件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，由起搏器14执行的从运动传感器信号的心房收缩事件检测和心室起搏控制操作可在控制电路206中实现，该控制电路206执行存储在存储器210中的指令并依赖来自感测电路204和运动传感器212的输入。
如本文所公开的被包括在起搏器14中的电路系统的操作不应被解释为反映实践所描述的技术所必需的具体形式的硬件、固件和软件。据信，软件、硬件和/或固件的特定形式将主要通过起搏器14中所采用的特定系统架构以及通过起搏器14所采用的特定感测电路系统和治疗递送电路系统来确定。鉴于本文的公开，提供软件、硬件和/或固件用于在任何现代起搏器的背景下完成所描述的功能是在本领域技术人员的能力范围内。
图4是可以由运动传感器212在心动周期内获取的运动传感器信号250的示例。垂直虚线252和262表示两个连续心室事件(固有心室去极化或心室起搏)的计时，标记心室周期251的相应开始和结束。运动信号包括a1事件254、a2事件256、a3事件258和a4事件260。a1事件254是在心室收缩期间发生的并且标记心室机械收缩的近似开始的加速度信号(在该示例中，当运动传感器212被实现为加速度计时)。a1事件在本文中也被称为“心室收缩事件”。a2事件265是在心室松弛期间发生的并且标记心室机械收缩的近似偏移或结束的加速度信号。a2事件在本文中也被称为“心室松弛事件”。a3事件258是在被动心室充盈期间发生的并且标记心室机械舒张的加速度信号。a3事件在本文中也被称为“心室被动充盈事件”。由于a2事件发生在心室收缩结束时，因此它是心室舒张的开始的指示符。a3事件发生在心室舒张期间。因此，a2和a3事件可以统称为心室机械舒张事件，因为它们两者都是心室舒张期的指示符。
a4事件260是在心房收缩和主动心室充盈期间发生的并且标记心房机械收缩的加速度信号。a4事件260在本文中也可称为“心房收缩事件”或仅仅被称为“心房事件”，并且是由心房事件检测器电路240从运动传感器信号250检测到的心房收缩事件，以用于控制起搏计时电路242通过响应于检测到a4事件260而开始av起搏间期来触发心室起搏脉冲递送。如以下所描述的，控制电路206可以被配置为从运动传感器信号250检测a1、a2和a3事件中的一个或多个达至少一些心室心动周期，以用于肯定地检测a4事件260并设置心房事件检测控制参数。可以检测和表征a1、a2和/或a3事件以避免错误检测到a4事件并促进可靠的a4事件检测，以用于对心房同步心室起搏脉冲的正确计时。
图5是在两个不同的心动周期内获取的运动传感器信号400和410的示例。对于两个心动周期，在时间0.0秒处递送心室起搏脉冲。在一个心动周期内接收到顶部的传感器信号400，并且在不同的心动周期内接收到底部的传感器信号401。两个信号400和410在时间0.0秒处对齐，该时间0.0秒即心室起搏脉冲递送的时间。虽然运动信号400和410和图4的运动信号250被示出为原始加速度计信号，但是所认识到的是，控制电路206可从运动传感器212接收经滤波、放大和整流的信号，以用于如本文结合本文呈现的流程图和直方图分布描述地进行处理和分析。
观察到相应运动传感器信号400和410的在心室收缩期间发生的a1事件402与412在时间0.0秒处的心室起搏脉冲之后的时间上很好地对齐。类似地，a2事件404与414(在心室松弛期间发生)以及a3事件406与416(在被动心室充盈期间发生)在时间上很好地对齐。由于a1、a2和a3事件是分别在心室收缩、心室松弛和被动心室充盈期间发生的心室事件，所以预期这些事件在心室电事件(在该示例中为心室起搏脉冲)之后并相对于彼此按照相对一致的间期发生。与感知到的固有r波之后的a1、a2和a3事件的时间关系相比，心室起搏脉冲之后的a1、a2和a3事件的时间关系可能不同，但是，在稳定的经起搏的心室节律或固有的心室节律期间，预期a1、a2和a3事件彼此之间以及a1、a2和a3事件与紧接在前的心室电事件之间的相对计时是一致的。
第一和第二运动传感器信号400和410分别的a4事件408和418在时间上不对齐。a4事件发生在心房收缩期间，并且因此在紧接在前的心室电事件(感知到的r波或心室起搏脉冲)以及在前的a1至a3事件之后的a4事件的时间间期可以在心动周期之间变化。
a1至a3事件相对于彼此以及a1至a3事件与紧接在前的心室电事件的计时的一致性可用于确定心房不应期436以及增加可靠地检测a4事件408和418的置信度。没有在从心室电事件(时间0.0处)延伸至心室收缩的估计开始的心房不应期436期间检测到心房收缩事件。a3感测窗口424可被设置具有对应于心室后心房不应期436的结束的开始时间420、和结束时间422。
可基于多水平a4检测阈值444检测a4事件408和418。如通过较低运动传感器信号410所看到的，由于心房率的改变，a4事件418可在a3窗口424之后较早发生。在一些实例中，随着心房率增加，a4事件418可在a3窗口424内发生。当该情况发生时，a3事件416和a4事件418可融合为被动和主动心室充盈而一同发生。融合的a3/a4事件可具有高振幅，甚至大于a3事件416或a4事件418分开发生时的振幅。因此，在一些示例中，可建立第一较高的a4阈值振幅446以用于检测在a3窗口424期间与a3事件融合的早期(early)a4事件。可建立第二较低的a4阈值振幅448以用于在a3窗口424的结束时间422之后检测相对较迟的a4事件。可将运动传感器信号在a3窗口的开始时间420之后(或者在心房不应期436期满之后)最早越过a4检测阈值444检测为心房收缩事件。在共同转让的美国专利公开第2018/0085589号(splett等人)、美国专利公开第2018/0085588号(splett等人)、美国专利公开第2018/0117337号(demmer等人)、美国专利公开第2018/0161580(demmer等人)以及美国专利第10,207,116号(sheldon等人)中公开了被配置成从运动传感器信号检测心房收缩事件以用于递送心房同步心室起搏的心内起搏器的各种示例，所有这些专利公开均通过引用整体包含在此。可在前述并入的引用中呈现的示例中的任一个中实现本文公开的用于使用频率平滑起搏间期控制心室起搏脉冲的计时的技术。
图6是根据一个示例的用于控制由心室起搏器(诸如心内心室起搏器14)递送的心室起搏脉冲的方法的流程图300。在框302处，控制电路206标识心室电事件。心室事件可以是感知的固有r波，例如，当控制电路206从感测电路204接收r波感知事件信号时。在该情况下，控制电路206开始vv较低频率起搏间期(框306)。一般而言，在具有av阻滞的患者中递送心房同步心室起搏。心房去极化不传导，或者可能以非常长的延迟传导。具有某种程度的av阻滞的一些患者可能经历av传导和/或室性早搏(pvc)发作。如果发生感知的固有心室事件，则控制电路206将vv起搏间期设置为较低频率间期，例如，1.5至1.0秒，对应于每分钟40至60次脉冲的较低频率。以此方式，相对长的起搏间期促进长起搏间期期间下一心房事件的感测。
如果在框302处标识出的心室电事件是由脉冲发生器202递送的心室起搏脉冲(v起搏)(或由感测电路204感知到的随后诱发的r波)，则控制电路206可在框308处更新实际心室起搏频率间期。实际心室起搏频率可以是最近在前的vp-vp间期(或感知的r波到v起搏间期)，其可能或可能不包括中间感知的a4事件。在另一示例中，中位vp-vp间期被确定为最近十二个vp-vp间期的中位数。每一个vp-vp间期是一对连续递送的心室起搏脉冲(或对应的诱发的r波)之间的时间间期。在一些示例中，可忽略感知的固有心室r波来确定vp-vp间期。因为患者可能具有av阻滞，任何固有感知的r波可能是pvc。可忽略pvc之前的短间期以及pvc之后的长间期，因为它们不表示常规心室率。在其他示例中，所有心室事件间期，包括感知和起搏的间期，可在框308处更新心室率间期中使用。可基于来自正常传导的r波的短-长间期和/或形态差异标识出pvc，并且从在框308处更新实际心室事件间期中被排除，而其他看上去从心房传导的固有感知的r波可被用于确定心室事件间期，该心室事件间期被用于更新实际心室率间期。
控制电路206使用框308处更新(或在在前心室起搏事件上更新)的实际心室率间期，以用于响应于递送的心室起搏脉冲而在框310处设置频率平滑间期。频率平滑间期是vv起搏间期，该vv起搏间期被用于在感知的心房事件缺失的情况下控制下一心室起搏脉冲的计时。如下文所描述的，当没有感知到心房事件时，不是在每一个v起搏之后以编程的较低频率间期递送心室起搏脉冲，频率平滑间期允许心室起搏接近基于在前实际心房跟踪心室起搏频率的预期心房率地发生。频率平滑间期避免了心室率突然变化并且保留了心室后心房不应期的计时以及a3窗口相对于在前心室起搏脉冲的开始和结束，以用于促进快速返回心房感测。
在一些示例中，仅响应于递送的心室起搏脉冲而开始频率平滑间期，该递送的心室起搏脉冲可以以av间期在感知的a4事件之后，或可以在以较低频率间期或频率平滑间期递送的心室起搏脉冲之后。当感知到固有r波时，控制电路206可仅开始编程的较低频率间期而不应用频率平滑间期。在其他示例中，可响应于感知的固有r波开始频率平滑间期。例如，当感知的固有r波以接近预期心房率的心室事件频率间期发生时，可响应于感知的固有r波开始频率平滑间期。
连同在框306处响应于固有心室感知事件而开始vv较低频率间期，或者连同在框310处响应于心室起搏脉冲开始频率平滑间期，控制电路206在框312处开始心室后心房不应期。心室后心房不应期期间感知的任何事件不用于开始av起搏间期。在心房不应期期满时，控制电路206可开始a3(被动心室充盈)窗口，该a3窗口根据a3窗口结束时间(例如，如图5中所示)处终止。
如果在频率平滑或vv较低频率间期期满之前感知到r波，如框314处所确定的，则控制电路206返回框302。抑制安排的起搏脉冲，并且可在框306处重新开始vv较低频率间期。一些患者可能经历一系列pvc，这些pvc不用于更新实际心室率间期。在其他情况下，r波感测可指示av传导的返回。
只要没有在框314处感知到r波，控制电路206等待在框316处感知心房事件。如果没有感知到心房事件(框316的“否”分支)，则频率平滑间期(或者vv较低频率间期)继续运行(框324)。如果在框316处感知到心房事件，则控制电路206通过在框318处开始av间期以作出响应。可响应于a4阈值越过而从运动传感器信号中感知到心房事件。如上文所描述的，可在a3窗口期间应用较高a4阈值越过，并且可从a3窗口结束时开始应用较低a4阈值，直至感知到a4事件或递送了心室起搏脉冲(或感知到固有r波)在其他示例中，心房事件可以是从心脏电信号中感知到的p波。在又其他示例中，在框316处感知到的心房事件可以是通信信号或触发信号，该通信信号或触发信号由另一共同植入的医疗设备发射并且由起搏器14接收以用于指示已发生心房p波或心房起搏脉冲。
在框322处，控制电路206在av间期期满时递送心室起搏脉冲。取消频率平滑间期，并且抑制被安排在频率平滑间期期满时的心室起搏脉冲。控制电路206返回框302，并且在框308处使用最近的vp-vp间期更新实际心室率间期。要理解的是，在一些示例中，可在框318处在av间期期间感知到r波，在该情况下，可暂停av间期，并且可抑制对应安排的心室起搏脉冲。在该情况下，该过程在不递送心房同步心室起搏脉冲的情况下返回至框302。
如果没有感知到心房事件(框316的“否”分支)，并且频率平滑间期(或vv较低频率间期)在框324处期满，则以频率平滑间期(或者vv较低频率间期)递送心室起搏脉冲。当心室起搏脉冲从在前心室起搏脉冲开始以频率平滑间期递送时，频率平滑间期将被用于在框308处更新实际起搏频率间期。可将实际起搏频率更新为等于单个在前的vp-vp间期，或根据多个在前vp-vp间期确定实际起搏频率，例如，实际起搏频率被确定为平均值或中位值。如果在没有心房感知事件的情况下在连续多个周期上以频率平滑间期递送多个心室起搏脉冲，或者以包括心房感知事件(其中以av间期递送v起搏)的增加的vp-vp间期递送多个心室起搏脉冲，则频率平滑间期将逐渐增加，因为每一个频率平滑间期均基于更新的实际起搏频率间期加上预定的增量，例如8到200ms。如果多个心动周期的心房感测丢失，则频率平滑间期逐渐增加并且接近vv较低频率间期。如果达到vv较低频率间期，则响应于心室起搏脉冲设置的频率平滑间期不被设置为大于vv较低频率间期。换言之，最大频率平滑间期可等于vv较低频率间期。
图7是运动传感器信号502、心电图信号和标记通道504以及心室egm信号506的图500。在图7的示例中，运动传感器信号502被示出为未整流信号，然而要理解的是，可对运动传感器信号502进行滤波和整流，以用于感测表示心房机械收缩的a4信号。运动传感器信号502包括a4信号510、512、514和516。可在a3窗口526期间应用早期a4感测阈值515a，并且可将晚期a4感测阈值515b在a3窗口结束528之后应用至运动传感器信号502。早期和晚期a4感测阈值515a和515b被合称为a4感测阈值515。a4信号510、512和516各自越过a4感测阈值515，导致ecg和标记通道信号504上示出的相应心房感知事件信号520。a4信号514不越过a4感测阈值515，并且不由心房事件检测器电路240感知到。
ecg和标记通道信号504示出响应于每一个心房感知事件信号520而递送的心室起搏脉冲522。响应于心房事件检测器电路240生成心房感知事件信号520，控制电路206设置av间期555，例如，短至10ms。脉冲发生器202在av间期期满时递送心室起搏脉冲522，从而导致ecg信号(504)和心室egm信号506两者上出现诱发的r波518。响应于递送心室起搏脉冲522，当前与紧接在前的起搏脉冲之间的实际起搏间期530被用于更新实际心室率间期。实际心室率间期可被设置为当前vp-vp间期530；设置为当前vp-vp间期加上或减去调整间期以用于跟踪vp-vp间期的趋势；或者设置为根据多个vp-vp间期确定的实际频率间期，例如，设置为12个(或者其他预定的数量的)连续vp-vp间期的中位数。要理解的是，用于更新实际起搏频率间期的连续vp-vp间期可能不表示连续的心室事件间期，因为中间pvc或固有传导的r波可能会发生。出于更新实际心室率间期的目的，可将以感知的固有r波开始或结束的心动周期间期忽略。在递送心室起搏脉冲522时更新的实际心室率间期(或者紧接在前的更新的实际心室率间期)由控制电路206使用，以用于设置频率平滑间期532。可为频率平滑间期设置例如比更新的实际心室率间期550长一增量552，该增量例如100ms。
响应于递送心室起搏脉冲522，控制电路206设置心室后心房不应期524，随后是a3窗口526，该a3窗口526在a3窗口结束528处终止。频率平滑间期532由于a4信号514的欠感测而期满。控制电路206控制脉冲发生器202在频率平滑间期532期满时递送心室起搏脉冲536，该心室起搏脉冲536开始另一心房不应期524，随后是a3窗口526。以接近实际心室率间期(该实际心室率间期是先前跟踪的心房率(例如，感知到的a4信号510和512的的频率))递送心室起搏脉冲536。因此，预期下一心房事件(在该情况下是a4信号516)在心房不应期524外，并且可在下一a3窗口结束528之后。通过以基于实际心室率间期而设置的频率平滑间期递送心室起搏脉冲536，而不是以vv较低频率间期递送心室起搏脉冲536，增加了在a3窗口期间或之后感测到下一a4信号516的可能性。
在以频率平滑间期递送的心室起搏脉冲之后感知到a4信号的增加的可能性的改善通过虚线vv较低频率间期540而被证明。如果响应于心室起搏脉冲522而开始vv较低频率间期540，则将在心房周期中更晚得多才递送下一心室起搏脉冲，从而潜在地排除了心房事件感测或干扰了心房事件感测。如果在vv较低频率间期540期满时递送起搏脉冲，则后续心房不应期524(由虚线示出)和a3窗口结束528在时间上更晚得多才会发生。下一心房事件516可在vv较低频率间期540之后在心室后心房不应期524期间发生(且未被检测到)，或在a3窗口526期间发生，但是太小而无法被检测到。可以在心房事件在心房不应期524之外被感知到之前以vv较低频率间期540递送若干周期的心室起搏脉冲。通过基于实际心室率间期设置频率平滑间期532来将a3窗口结束528的计时相对于实际心房率被基本保留，由此促进快速返回至a4感测，在本示例中，早至下一心动周期(a4事件516)。以此方式，可通过使用基于实际心室率间期的频率平滑间期以用于在心房感知事件缺失的情况下控制心室起搏脉冲的计时，来增加与心房收缩事件同步递送的心室起搏脉冲的百分比。在单个周期或分散或间歇心房事件欠感测之后快速重新获取心房事件感测。
图8是运动传感器602、ecg信号和标记通道604以及包括pvc630的心室egm信号606的图600。运动传感器信号602是包括a4信号610、612、614和616的整流信号。a4信号610由控制电路206感知到，并且生成了心房感知事件信号620。响应于a4感知事件信号620，控制电路206在av间期之后递送心室起搏脉冲622(该av间期可短至10ms并且因此未在图8中示出，但是要理解的是，其是心房感知事件信号620与心室起搏脉冲622之间的时间间期)。响应于递送心室起搏脉冲622，控制电路206可设置其后是a3窗口的心房不应期，如上文结合图6和图7描述的。控制电路206可更新实际心室率间期并且基于该实际心室率间期设置频率平滑间期，如上文结合图6和图7所描述的。
在图8的示例中，pvc630在心室起搏脉冲622之后的a3窗口的结束之前发生。由感测电路204感知到pvc630。生成了r波感知事件信号632并且将其传递至控制电路206。pvc会由于运动传感器信号602中存在的、在a4信号的时间附近的心室事件运动信号和/或a3窗口结束之前的pvc而干扰a4事件感测，并且导致开始心室后心房不应期。
在一些示例中，以心室起搏脉冲622开始并且以心室感知事件632结束的心室事件间期不被用于更新实际心室率间期。控制电路206不响应于心室感知事件信号632开始频率平滑间期。相反，响应于心室感知事件信号632而开始vv较低频率间期640。由于感知的事件可以是患有av阻滞的患者中出现的pvc，预期pvc之后会出现长间歇。如果基于先前更新的实际心室率间期设置的频率平滑间期642(以虚线示出)响应于心室感知事件信号632开始，则频率平滑间期642可在下一心房周期之前期满，从而导致在下一预期的心房事件612之前的起搏脉冲。因此，响应于固有心室感知事件而抑制频率平滑，以用于促进在不会对心室起搏脉冲干扰的情况下感测下一心房事件612。
响应于心室感知事件信号632，开始心房不应期624并且随后是a3窗口626。在a3窗口结束628之后并且在相对长的vv较低频率间期640期满之前感知到下一心房事件612。抑制或取消被安排在vv较低频率间期640期满处发生的心室起搏脉冲。替代地，在响应于心房感知事件信号634而开始的av间期开始之后，递送心室起搏脉冲636。以此方式，在本示例中，在pvc之后的下一心房事件上重新获取心房同步心室起搏。
以心室起搏脉冲636结束的心室事件间期可不被用于更新实际心室率间期，因为心室事件间期由固有心室感知事件632开始并且不影响真正的心房同步心室事件间期。可响应于递送的心室起搏脉冲636开始最近确定的频率平滑间期642，该频率平滑间期642基于仅使用vp-vp间期的最近更新的实际心室率间期。该频率平滑间期642在感知到下一a4信号614之前没有期满，从而促进递送心房同步心室起搏脉冲650、652，各自分别响应于感知的心房事件614和616递送。
在心房事件信号具有相对低或可变的振幅的心室起搏系统中，在心室起搏脉冲之后应用频率平滑间期并且在固有心室感知事件之后抑制频率平滑间期(并且替代地应用较低频率起搏间期)促进了在心房事件欠感测之后心房事件感测的恢复。本文公开的频率平滑技术可在各种心室起搏系统中实现，并且在包括传感器(诸如，运动传感器或电极)的心室起搏系统中尤为有用，以用于从在心室腔室内获取的信号中感测心房事件。心室腔室内获取的心脏信号中的心房事件信号与心室事件信号相比较将具有相对低的信噪比。
图9是根据另一示例的可由起搏器14执行的方法的流程图700。图9中以相同附图标记标示的框对应于图6中所示的相同标记的框，并且在上文结合图6进行了描述。在图9的示例中，控制电路206被配置成在框702处确定在框322处触发心室起搏脉冲的递送的感知到的心房事件是否为早期心房事件。可基于在在前的心室起搏脉冲(或感知到的r波)之后阈值时间间期内感知到了心房事件来检测早期心房事件。在一个示例中，早期心房事件在a3窗口结束之后的50ms之前，但是也可限定用于检测早期心房事件的其他标准。早期心房事件(例如，在a3窗口结束之后或a3窗口期间的早期心房事件)可以是房性早搏(pac)。pac生成短的心房周期，随后是对应于通常在pac之后的代偿性间歇(compensatorypause)的长心房周期。
因此，为了促进感测结束长间歇的下一心房事件，控制电路206可响应于在框702处在早期事件处标识出感知到的心房事件，在框704处将频率平滑增量调整至延长的增量。在框310处，延长的增量被用于设置延长的频率平滑间期，该延长的频率平滑间期在早期心房感知事件之后的av间期处递送的心室起搏脉冲之后开始。
在其他示例中，过感测可能导致心房收缩事件的假检测。例如，如果对应于被动心室充盈期的a3事件(见图4)在a3窗口之后发生并且越过a4感测阈值，则其可被检测为a4事件。a3事件通常在心室起搏脉冲之后早于a4事件发生(前提是心房率相对稳定)，由此使得早期心房感知事件可以是过感知的a3事件的指示。通过将频率平滑间期在早期心房感知事件之后延伸较长的增量，在下一周期上感测真实a4事件的时间不会在被同步到早期心房感知事件的心室起搏脉冲之后由较早开始的频率平滑间期过早地终止。如果早期事件是过感知a3事件，则可在下一心动周期上在延长的频率平滑间期期间重新获取a4事件感测，由此返回至心室起搏脉冲的适当的心房同步。
在框308处，控制电路206标识在框322处紧接在感知到的心房事件之后递送的v起搏，该感知到的心房事件在框702处被标识为早期心房事件。该早期心房事件之后的v起搏被标识为结束心室率间期的心室事件，该心室率间期被用于在框308处更新实际心室率间期。当在框310处设置了频率平滑间期后，在紧接着早期心房事件之后递送的心室起搏脉冲之后，可通过将延长的频率平滑增量增加(框704)至更新的实际心室率间期(框308)来设置频率平滑间期。出于示出的目的，如果在框310处通常将频率平滑间期设置为比更新的实际心室率间期长100ms，则延长的频率平滑增量可以是150ms或200ms。在一些示例中，延长的频率平滑增量是被添加至实际心室率间期以用于设置频率平滑间期的正常增量的两倍。
当感知到的a4事件不被标识为早期事件时(框702的“否”分支)，控制电路206可直接返回框308，而不触发在框704处使用延长的频率平滑增量。因此，控制电路206可向实际心室率间期增加一个频率平滑增量，以用于设置不被标识为早期心房事件的心房事件之后的频率平滑起搏间期，并且当心房事件被标识为早期事件(可能是pac或过感知的a3信号)时，向实际心室率间期增加另一较长的频率平滑增量。
在其他示例中，可基于早期心房事件的早发确定延长的频率平滑增量。例如，如果包括早期心房事件的vp-vp间期比最近更新的实际心室率间期短xms，则可向频率平滑间期添加xms。在一些示例中，早期心房事件之后的延长的频率平滑间期被确定为更新的实际心室率间期加上固定的频率平滑增量加上基于早期心房事件的早发而确定的延长的频率平滑增量。
图10是可由起搏器14执行以用于例如在每一个vp-vp间期之后基于实际心室率间期更新频率平滑基础间期的方法的流程图800。图10的方法可在图6和图9的框310处执行以用于设置频率平滑间期。在上文描述的示例中，可通过向根据预定数量的心室事件间期确定的实际心室起搏频率间期添加预定的增量(该预定的增量可响应于早期心房感知事件而被延长)来设置频率平滑间期。在图10的示例中，基于实际心室率间期确定频率平滑基础间期，并且在图6和图9的框310处通过向频率平滑基础间期添加增量来设置频率平滑间期。可使用单个最近的vp-vp间期来确定频率平滑基础间期。在每一个vp-vp间期之后，基于频率平滑基础间期与vp-vp间期之间的比较，调整频率平滑基础间期以用于跟踪实际vp-vp间期。
在框802处，控制电路206可将频率平滑基础间期设置为初始值。在一些示例中，初始地根据编程的较低频率间期将频率平滑基础间期设置为例如该较低频率间期减去频率平滑增量。在没有实际起搏频率历史的情况下，例如，在初始植入时，没有实际心室起搏频率可用于频率平滑间期的基础。因此，可在框801处根据编程的较低频率间期(lri)对频率平滑基础间期进行初始化。现在参考图9，在第一心室起搏间期之前，无法在框308处更新仅基于vp-vp间期的实际心室率间期。控制电路206可响应于v起搏，开始初始被设置为lri的频率平滑间期(框304)。自那之后，可基于在框308处响应于vp-vp间期更新的实际心室率间期来调整在框310处设置的频率平滑间期。
在图10的框802处，标识了心室事件间期。若心室事件间期包括感知到的固有r波，从而导致r感测-r感测间期、r感测-vp间期或vp-r感测间期，则不在框804标识vp-vp间期。在框805处不对频率平滑基础间期进行调整。频率平滑间期可能保持不变，即等于先前设置的频率平滑间期，并且不响应于感知到的固有r波而开始。然而，当两个连续的心室起搏脉冲发生时，即当vp-vp间期发生时，如框804处所确定的，控制电路206将实际vp-vp间期确定为实际心室率间期，并且在框806处将其与频率平滑基础间期的当前值相比较。频率平滑基础间期是频率平滑间期减去频率平滑增量，(例如，减去100ms或被用于设置频率平滑间期的其他频率平滑增量)。初始地，可将频率平滑基础间期设置为较低频率间期减去频率平滑增量。基于框806处的比较，控制电路206更新频率平滑基础间期来跟踪实际vp-vp间期，由此使得频率平滑间期在心房同步心室起搏期间跟踪实际心室起搏频率。
在框804处标识出的vp-vp间期可以以心室起搏脉冲结束，该心室起搏脉冲以当前频率平滑间期(无感知到的a4事件)或以感知到的a4事件之后的av间期被递送。当感知到了a4事件之后，在框804处标识出的vp-vp间期可等于、大于或小于频率平滑基础间期，取决于感知到的a4事件在前导v起搏之后的计时以及av间期的持续时间。控制电路206可响应于感知到的a4事件开始av间期并且抑制在频率平滑间期期满时安排的心室起搏脉冲。以此方式，与感知到的a4事件同步地递送心室起搏脉冲，而该感知到的a4事件可以早于或晚于频率平滑基础间期或在频率平滑基础间期处。
如果在框804标识出的实际vp-vp间期大于当前频率平滑基础间期(框806的“是”分支)，则a4事件可被相对迟地感知到(例如，缓慢的心房率)并且/或者av间期可能相对长，使得结束vp-vp间期的v起搏长于频率平滑基础间期。当vp-vp间期大于频率平滑基础间期时，在框810处将频率平滑基础间期更新为当前频率平滑基础间期加上调整间期，例如加上7.8ms，以考虑心房率的可能的放慢情况。该频率平滑基础间期被用于设置在图9的框310处从vp-vp间期的结束v起搏开始的频率平滑间期。该频率平滑间期被设置为等于基础间期加上频率平滑增量，例如加上100到200ms。即便由于感知到的a4事件开始av间期而使得在频率平滑间期处安排的心室起搏脉冲被抑制，也根据实际vp-vp间期与当前频率平滑基础间期之间的比较，更新频率平滑基础间期并且将其用于设置下一频率平滑间期。
当没有感知到a4事件时，vp-vp间期可等于频率平滑间期，在该情况下，框804处标识出的实际vp-vp间期比频率平滑基础间期大频率平滑增量(框806的“是”分支)。频率平滑基础间期增加一调整间期，例如，7.8ms或更多，以用于有效地增加频率平滑间期并且促进在下一心室周期上的a4事件感测。频率平滑基础间期可增加至高达，但不大于，较低频率间期减去频率平滑增量，在该情况下，频率平滑间期被设置为较低频率间期。在其他示例中，频率平滑基础间期可被增加至高达较低频率间期，然而，频率平滑间期被限制在较低频率间期的最大间期，并且不使用将导致频率平滑间期超过较低频率间期的增量来设置频率平滑间期。
当vp-vp间期不大于频率平滑基础间期时(框806的“否”分支)，vp-vp间期可包括感知到的a4事件，并且实际vp-vp间期可能短于或等于频率平滑基础间期。当在框814处vp-vp间期等于频率平滑基础间期时(“否”分支)，在框805处不对频率平滑基础间期做调整。频率平滑间期保持不变。当vp-vp间期小于频率平滑基础间期时(框814的“是”分支)，控制电路206在框816处通过将当前频率平滑基础间期减少调整间期(例如，当前基础间期减去7.8ms或更多)来更新频率平滑基础间期。在该情况下，感知到的a4事件以短于频率平滑基础间期的间期触发v起搏，这可指示增加的心房率。频率平滑基础间期被更新为缩短的间期并且在图6和图9的框310处被用于设置下一频率平滑间期，以用于避免心室率的突然变化，同时仍促进a4事件感测。
以此方式，基于实际心室起搏频率(每一个vp-vp间期)更新频率平滑间期，并且在每一个v起搏递送时开始频率平滑间期。实际心室起搏频率可被确定为被用于更新每一个起搏周期的频率平滑基础间期的一个vp-vp间期。通过经由调整频率平滑基础间期来跟踪实际心室起搏频率，只要实际vp-vp间期正在增加，则可逐个搏动地(排除包括感知到的固有r波的搏动)增大频率平滑间期，直至达到lri。只要实际vp-vp间期小于频率平滑间期(这对应于增加的心房率)，可逐个搏动地减小频率平滑间期。若当前心室周期不是vp-vp间期，例如，前导或结束心室事件中的一个或两者是感知到的r波，则控制电路206可在不调整频率平滑基础间期的情况下返回框802。可不基于包括感知到的r波的间期来调整频率平滑基础间期，或者当实际vp-vp间期等于频率平滑基础间期(例如，在频率平滑基础间期的预定的范围内)时，可不调整频率平滑基础间期。在这两种情况下，可将频率平滑基础间期和响应于所递送的v起搏设置的后续频率平滑间期保持在它们的当前值。
图11是描绘了根据一个示例的感知到的心房收缩事件、心室起搏脉冲和用于在心房同步心室起搏期间提供起搏频率平滑的对应的起搏控制时间间期的时序图900。控制电路206响应于每一个感知到的心房收缩事件902、904和908开始av间期910，这些心房收缩事件可以是从运动信号中感知到的a4事件。第一vp-vp间期922由前导v起搏912和结束v起搏914限定，结束v起搏914在感知到的a4事件902之后以av间期910递送。vp-vp间期922被确定为实际心室率间期。将第一频率平滑基础间期(rsbi)930与实际vp-vp间期922相比较。因为rsbi930大于vp-vp间期922，因此通过从第一rsbi930中减去调整间期(ai)来减小下一rsbi932，例如在一个示例中，rsbi＝rsbi(i-1)-7.8ms。
新rsbi932被用于将频率平滑间期(rsi)940设置为等于经调整的rsbi932加上频率平滑增量938。因为在rsi940期满之前感知到了另一a4事件904，因此以av间期910在感知到的a4事件904之后递送下一v起搏916。将所得的实际vp-vp间期924与当前rsbi932相比较。因为当前rsbi932大于实际vp-vp间期924，因此也通过减去调整间期来减小下一rsbi934。下一rsi942被设置为经调整的rsbi934加上频率平滑增量938。
在该示例中，下一搏动上的心房率的降低导致下一a4事件906晚于rsi942的期满发生，并且未由控制电路206感知到。在rsi942期满时递送v起搏918。所得的实际vp-vp926长于当前rsbi934(长了频率平滑增量938)。因此，通过添加调整间期来增大下一rsbi936。下一rsi944被设置为增大的rsbi936加上频率平滑增量938。该增大的rsi944允许下一a4事件908在rsi944期满之前被感知到，由此使得图11中示出的最终v起搏920以av间期910与感知到的a4事件908同步地递送。
如图11中所示，rsbi跟踪实际心室率间期(在本示例中被确定为单个vp-vp间期)，并且rsi被设置为rsbi加上频率平滑增量。rsbi可取决于实际vp-vp间期而被增大或减小，由此使得rsi也在a4事件感测期间跟踪实际心室起搏频率，但是rsi被设置为比rsbi长频率平滑增量，当由于心房率变化而导致(多个)a4事件的感测暂时丢失时，rsi能够促进a4事件的感测。所认识到的是，在其他示例中，可将当前rsbi与根据不止一个vp-vp间期确定的实际心室率间期相比较。例如，可将当前rsbi与两个或更多个最近vp-vp间期的中位值或平均值相比较。
用于基于与实际心室率间期的比较来调整rsbi的调整间期可以是可编程的，并且作为示例可在5ms到20ms的范围中。调整间期可以是固定的(直至由用户再编程)或者在一些示例中可以自动地调整。例如，在由于以rsi起搏而导致rsbi中出现阈值数量的连续增大之后，可增大ai以用于在rsi中提供更大的步进增大，以用于促进a4感测的恢复。在由于包括a4感知事件的vp-vp间期缩短而导致rsbi出现阈值数量的连续减小之后，可增大ai，由此使得当心房率相对快速地增大时，rsbi以较快的速率缩短。在其他示例中，用于减小rsbi的调整间期和用于增大rsbi的调整间期可被设置为不同的间期并且/或者其中一个是可变的而另一个是固定的。例如，用于增大rsbi的调整间期可以是可调整的，以用于当a4感测丢失时允许rsi较快地增大，但是用于减小rsbi的调整间期可保持固定，以避免rsi快速缩短，而rsi快速缩短可能在心房率变化期间阻止a4事件感测。
额外地或替代地，频率平滑增量938可以是固定的、用户可编程的或自动调整的间期。如上文描述的，当感知到的a4事件被确定为在心室起搏脉冲之后较早发生时，频率平滑增量938可以是延长的，例如双倍。在其他示例中，在以rsi递送的阈值数量的心室起搏脉冲之后，频率平滑增量938可自动地增大或减小，以用于在感知到的a4事件缺失的情况下促进vp-vp间期更为迅速的调整，并且由此促进a4事件感测较早的恢复。
应当理解，取决于示例，本文描述的方法中的任一个中的某些动作或事件可以以不同的顺序被执行，可以被添加、合并、或完全省略(例如，并非所有描述的动作或事件都是实践该方法所必需的)。此外，在某些示例中，可同时地而不是顺序地执行动作或事件，例如，通过多线程处理、中断处理或多个处理器。另外，尽管为了清楚起见，本公开的某些方面被描述为由单个电路或单元执行，但是应该理解，本公开的技术可以由与例如医疗设备相关联的单元或电路的组合来执行。
在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现所描述的功能。如果在软件中实现，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括计算机可读存储介质，其对应于有形介质，诸如数据存储介质(例如，ram、rom、eeprom、闪存、或可用于存储以指令或数据结构的形式的期望程序代码并且可由计算机访问的任何其他介质)。
指令可由一个或多个处理器执行，诸如一个或多个数字信号处理器(dsp)、通用微处理器、专用集成电路(asic)、现场可编程逻辑阵列(fpga)或其他等效的集成或分立逻辑电路系统。相应地，如本文中所使用的术语“处理器”可以指的是任何上述结构或适合于实现本文中所描述的技术的任何其他结构。此外，可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。
因此，已参考特定示例在前述说明书中呈现了起搏器。将理解的是，本文所公开的各种方面可以以与附图中呈现的特定组合不同的组合来被组合。可理解到，可对参考示例做出各种修改而不背离本公开以及所附各权利要求的范围。
- 还没有人留言评论。精彩留言会获得点赞！