用于检测房室阻滞的医疗装置和方法与流程

1.本公开涉及一种用于确定房室阻滞的医疗装置和方法。


背景技术：

2.在正常窦性心律(nsr)期间，心跳由位于右心房壁的窦房(sa)结产生的电信号调节。由sa结产生的每个心房去极化信号在心房中扩散，引起心房的去极化和收缩，并且到达房室(av)结。av结通过将心室去极化信号传播通过心室间隔的希氏束，并且此后到达右心室和左心室的束分支和浦肯野肌纤维来做出响应，这有时称为“希氏-浦肯野系统”。
3.出现传导系统异常，例如，sa结障碍或av结传导不良、束分支阻滞或其它传导异常的患者可接受起搏器，以恢复更正常的心律。联接到位于右心房中的携带电极的经静脉导线的单腔起搏器可以提供心房起搏以治疗患有sa结功能障碍的患者。当av结正常起作用时，单腔心房起搏可以充分纠正心律。起搏引起的心房去极化可以经由av结和保持正常av同步的希氏-浦肯野系统正常地传导到心室。然而，一些患者可能经历av结的传导异常，例如部分或完全av阻滞。av阻滞可能是间歇性的并且可能随时间演变。在存在高级av阻滞的情况下，在每个心房周期中不对心室进行心房去极化。在一些患者中可植入双腔起搏器，以起搏心房和心室并保持av同步。双腔起搏器可以联接到经静脉心房导线和经静脉心室导线，用于在心房和心室中放置用于感测和起搏的电极。起搏器本身通常植入皮下囊袋，经静脉导线穿入皮下囊袋。针对实施方案已经提出或提议将心内起搏器完全植入患者的心脏内，从而消除了对经静脉导线的需求。例如，心室心内起搏器可以从具有av阻滞的患者的心室腔内提供感测和起搏，以提供心室速率支持。


技术实现要素：

4.本公开的技术总体上涉及具有用于感测运动信号的运动传感器的医疗装置，运动信号包括与心室去极化之后的心室收缩(和/或舒张)相对应的心室事件信号。医疗装置可以被配置成从运动信号中确定一个或多个特征或度量，以用于确定何时存在av阻滞。医疗装置可以是被配置成递送心房起搏的起搏器，并且可以确定与每个心房周期中发生的少于一个心室事件信号相关联的av阻滞何时可能存在。在一些实例中，医疗装置是心房心内起搏器或联接到经静脉心房导线的起搏器，使得运动传感器位于心房腔中，用于感测心房内运动信号。在一些实例中，根据本文公开的技术操作的医疗装置基于从心房位置感测的运动信号来确定何时可能存在av阻滞。
5.在一个实例中，本公开提供了一种医疗装置，该医疗装置包括被配置成感测运动信号的运动传感器和联接到运动传感器用于接收运动信号的控制电路。控制电路可以被配置成从在多个心房周期内感测的运动信号中确定至少一个心室事件度量，并且确定一个或多个心室事件度量是否满足av阻滞标准。控制电路响应于确定心室事件度量满足av阻滞标准而生成输出。在各种实例中，输出可以存储在医疗装置的存储器中，并且后续用于传输数据、调整心脏信号感测和/或调整治疗。
6.在另一实例中，本公开提供了一种方法，该方法包括：感测运动信号；从在多个心房周期内感测的运动信号中确定至少一个心室事件度量；以及确定一个或多个心室事件度量满足av阻滞标准。该方法进一步包括响应于确定心室事件度量满足av阻滞标准而生成输出。在各种实例中，该方法可以进一步包括将输出存储在存储器中并且后续使用所存储的输出来传输数据、调整心脏信号感测和/或调整治疗。
7.在另一实例中，本公开提供了一种包含一组指令的非暂时性计算机可读存储介质，该指令在由医疗装置的控制电路执行时使医疗装置感测运动信号，从在多个心房周期内感测的运动信号中确定至少一个心室事件度量，并且确定一个或多个心室事件度量满足av阻滞标准。该指令进一步使医疗装置响应于心室事件度量满足av阻滞标准而生成输出。在各种实例中，指令可以使装置将输出存储在医疗装置的存储器中，并且后续使用该输出来传输数据、调整心脏信号感测和/或调整治疗。
8.本文进一步公开的是以下条款的主题：
9.1.一种医疗装置，其包含：
10.运动传感器，其被配置成感测运动信号；
11.控制电路，其被配置成：
12.从在多个心房周期内感测的所述运动信号中确定至少一个心室事件度量；
13.确定所述至少一个心室事件度量满足房室阻滞标准；以及
14.响应于确定所述心室事件度量满足所述房室阻滞标准而生成输出；以及
15.存储器，其被配置成存储所生成的输出。
16.2.根据条款1所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成通过基于在所述多个心房周期中的每个心房周期的至少一部分期间所述运动信号的采样点振幅确定积分度量来确定所述至少一个心室事件度量。
17.3.根据条款2所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成通过以下方式中的一项来确定所述积分度量：
18.确定在所述多个心房周期内感测的所述运动信号的采样点的振幅的总和；以及
19.确定在大于阈值振幅的所述多个心房周期内感测的所述运动信号的采样点的计数。
20.4.根据条款2至3中任一项所述的医疗装置，其进一步包含：
21.感测电路，其被配置成感测心脏电信号并从所述心脏电信号中感测p波；以及
22.脉冲发生器，其被配置成生成心房起搏脉冲；
23.其中所述控制电路被配置成：
24.基于由所述感测电路感测的所述p波和由所述脉冲发生器生成的所述心房起搏脉冲中的至少一者来确定所述多个心房周期的计数；以及
25.通过将所述积分度量除以所述多个心房周期的所述计数来确定所述心室事件度量。
26.5.根据条款2至4中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路进一步被配置成：
27.通过以下方式建立心室事件阈值：
28.针对多个积分间隔中的每一个确定所述积分度量；以及
29.基于所确定的积分度量来设置所述心室事件阈值；
30.其中确定所述至少一个心室事件度量满足所述房室阻滞标准包含：确定从在所述多个心房周期内感测的所述运动信号中确定的至少一个积分度量小于所述心室事件阈值。
31.6.根据条款1至5中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成：
32.确定一天中的时间、心房速率、患者身体活动水平和患者姿势中的至少一者；
33.基于所述一天中的时间、所述心房速率、所述患者身体活动水平和所述患者姿势中的至少一者来设置检测时间间隔，其中所述运动信号是在所述检测时间间隔期间发生的所述多个心房周期内感测的。
34.7.根据条款1至6中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成：
35.在所述多个周期的每个心房周期期间确定所述运动信号的至少一个特征；
36.基于所述运动信号的所述至少一个特征将所述多个心房周期中的每个心房周期确定为房室阻滞周期或房室传导周期中的一者；
37.通过确定所述房室阻滞周期的计数来确定所述心室事件度量；以及
38.响应于房室阻滞周期的所述计数大于阈值而确定所述心室事件度量满足房室阻滞标准。
39.8.根据条款7所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成通过以下方式将所述多个心房周期中的每个心房周期确定为房室阻滞周期或房室传导周期中的一者：
40.在所述心房周期的一部分期间设置感测窗口；
41.响应于所述运动信号在所述感测窗口期间不满足心室事件标准而将所述心房周期确定为房室阻滞周期；以及
42.响应于所述运动信号在所述感测窗口期间满足所述心室事件标准而将所述心房周期确定为房室传导周期。
43.9.根据条款7至8中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成通过以下方式将所述多个心房周期中的每个心房周期确定为房室阻滞周期或房室传导周期中的一者：
44.响应于确定所述运动信号在所述心房周期期间跨越小于阈值次数的心室事件感测阈值振幅而将所述心房周期确定为房室阻滞周期；以及
45.响应于确定所述运动信号在所述心房周期期间跨越至少所述阈值次数的所述心室事件感测阈值振幅而将所述心房周期确定为房室传导周期。
46.10.根据条款1至9中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成：
47.根据所述运动信号建立心室事件形态模板；
48.确定所述心室事件形态模板与在所述多个心房周期中的每个心房周期的一部分期间感测的所述运动信号之间的形态匹配分数；以及
49.基于所确定的形态匹配分数来确定所述心室事件度量。
50.11.根据条款1至10中任一项所述的医疗装置，其进一步包含：
51.感测电路，其被配置成感测心脏电信号；
52.其中所述控制电路进一步被配置成：
53.检测由所述感测电路感测的心房p波的改变的形态；以及
54.响应于检测到所述改变的p波形态而确定满足所述房室阻滞标准。
55.12.根据条款1至11中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成通过从
所述运动信号中确定以下各项中的至少一项来确定所述至少一个心室事件度量：最大峰值振幅、最大斜率、信号面积、信号宽度、大于阈值振幅的采样点的计数、阈值交点的数量或峰值的数量。
56.13.根据条款1至12中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成通过以下方式从所述运动信号中确定所述至少一个心室事件度量：
57.在所述多个心房周期中的每个心房周期期间确定所述运动信号的基准点；
58.针对所述多个心房周期中的每个心房周期，确定从心房事件到所述运动信号的所述基准点的房室激活时间；以及
59.基于在所述多个心房周期内确定的所述房室激活时间来确定所述心室事件度量。
60.14.根据条款13所述的医疗装置，其中所述控制电路进一步被配置成：
61.通过确定房室激活时间和至少一个先前确定的房室激活时间的增加趋势来确定所述心室事件度量；以及
62.响应于确定所述房室激活时间的所述增加趋势而确定所述心室事件度量满足所述房室阻滞标准。
63.15.根据条款1至14中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路进一步被配置成：
64.在所述多个心房周期中的每个心房周期期间设置心房消隐窗口；以及
65.从在所述心房消隐窗口之外感测的所述运动信号中确定所述心室事件度量。
66.16.根据条款1至15中任一项所述的医疗装置，其进一步包含：
67.感测电路，其被配置成感测心脏电信号并根据所述心脏电信号感测远场r波；
68.其中所述控制电路被配置成：
69.由所述感测电路确定远场r波感测的丢失；以及
70.响应于确定远场r波感测的所述丢失，从在所述多个心房周期内的所述运动信号中确定所述心室事件度量。
71.17.根据条款1至16中任一项所述的医疗装置，其进一步包含感测电路，所述感测电路被配置成：
72.感测心脏电信号；以及
73.响应于所述控制电路生成所述输出，启用对来自所述心脏电信号的远场r波的感测。
74.18.根据条款1至17中任一项所述的医疗装置，其进一步包含脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成响应于所述控制电路生成所述输出而调整起搏治疗。
75.19.根据条款1至18中任一项所述的医疗装置，其进一步包含：
76.感测电路，其被配置成感测心脏电信号；
77.存储器；以及
78.遥测电路；
79.其中所述控制电路被配置成响应于确定满足所述房室阻滞标准，通过存储所述心脏电信号和所述运动信号中的至少一者的发作来生成所述输出；并且
80.所述遥测电路被配置成传输所存储的发作。
81.20.根据条款1至19中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成：
82.检测用于监测房室阻滞的条件；以及
83.响应于检测到所述用于监测房室阻滞的条件而从所述运动信号中确定所述至少一个心室事件度量。
84.21.根据条款20所述的医疗装置，其中所述控制电路进一步被配置成基于所检测到的用于监测房室阻滞的条件来设置所述房室阻滞标准。
85.22.根据条款1至21中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路进一步被配置成：
86.在确定所述至少一个心室事件度量满足所述房室阻滞标准之后，确定所述运动信号满足终止标准；以及
87.响应于满足所述终止标准而确定房室阻滞的持续时间。
88.23.根据条款1至22中任一项所述的医疗装置，其进一步包含被配置成感测心脏电信号的感测电路，并且其中：
89.所述控制电路被配置成：
90.通过在多个积分间隔中的每一个内从所述运动信号中确定积分度量来确定所述至少一个心室事件度量；
91.确定所确定的积分度量中的第一个小于或等于房室阻滞阈值；
92.响应于确定所确定的积分度量中的所述第一个小于或等于所述房室阻滞阈值，通过存储所述运动信号和所述心脏电信号中的至少一者，开始将心脏信号发作存储在所述存储器中；
93.通过以下方式确定所述至少一个心室事件度量满足所述房室阻滞标准：
94.确定在所述多个积分间隔中的每一个内确定的所述积分度量的代表值；以及确定所述代表值小于或等于所述房室阻滞阈值；以及
95.通过将延伸通过所述多个积分间隔的至少一部分的所述心脏信号发作作为房室阻滞发作存储在所述存储器中来生成所述输出。
96.24.一种方法，其包含：
97.感测运动信号；
98.从在多个心房周期内感测的所述运动信号中确定至少一个心室事件度量；
99.确定所述至少一个心室事件度量满足房室阻滞标准；
100.响应于确定满足所述房室阻滞标准而生成输出；以及
101.存储所生成的输出。
102.25.根据条款24所述的方法，其中确定所述至少一个心室事件度量包含基于在所述多个心房周期中的每个心房周期的至少一部分期间所述运动信号的采样点振幅来确定积分度量。
103.26.根据条款25所述的方法，其中确定所述积分度量包含以下中的一项：确定在所述多个心房周期内感测的所述运动信号的采样点的振幅的总和；以及确定在大于阈值振幅的所述多个心房周期内感测的所述运动信号的采样点的计数。
104.27.根据条款25至26中任一项所述的方法，其进一步包含：
105.感测心脏电信号；
106.从所述心脏电信号中感测p波；
107.生成心房起搏脉冲；
108.基于所感测的p波和所述心房起搏脉冲中的至少一者来确定所述多个心房周期的计数；以及
109.通过将所述积分度量除以所述多个心房周期的所述计数来确定所述心室事件度量。
110.28.根据条款25至27中任一项所述的方法，其进一步包含：
111.通过以下方式建立心室事件阈值：
112.针对多个积分间隔中的每一个确定所述积分度量；以及
113.基于所确定的积分度量来设置所述心室事件阈值；
114.其中确定所述至少一个心室事件度量满足所述房室阻滞标准包含：确定从在所述多个心房周期内感测的所述运动信号中确定的至少一个积分度量小于所述心室事件阈值。
115.29.根据条款24至28中任一项所述的方法，其进一步包含：
116.确定一天中的时间、心房速率、患者身体活动水平和患者姿势中的至少一者；
117.基于所述一天中的时间、所述心房速率、所述患者身体活动水平和所述患者姿势中的至少一者来设置检测时间间隔，其中所述运动信号是在所述检测时间间隔期间发生的所述多个心房周期内感测的。
118.30.根据条款24至29中任一项所述的方法，其进一步包含：
119.在所述多个周期的每个心房周期期间确定所述运动信号的至少一个特征；
120.基于所述运动信号的所述至少一个特征将所述多个心房周期中的每个心房周期确定为房室阻滞周期或房室传导周期中的一者；
121.通过确定所述房室阻滞周期的计数来确定所述心室事件度量；以及
122.响应于房室阻滞周期的所述计数大于阈值而确定所述心室事件度量满足房室阻滞标准。
123.31.根据条款30所述的方法，其中将所述多个心房周期中的每个心房周期确定为房室阻滞周期或房室传导周期中的一者包含：
124.在所述心房周期期间设置感测窗口；
125.响应于所述运动信号在所述感测窗口期间不满足心室事件标准而将所述心房周期确定为房室阻滞周期；以及
126.响应于所述运动信号在所述感测窗口期间满足所述心室事件标准而将所述心房周期确定为房室传导周期。
127.32.根据条款30至31中任一项所述的方法，其中将所述多个心房周期中的每个心房周期确定为房室阻滞周期或房室传导周期中的一者包含：
128.响应于确定所述运动信号在所述心房周期期间跨越小于阈值次数的心室事件感测阈值振幅而将所述心房周期确定为房室阻滞周期；以及
129.响应于确定所述运动信号在所述心房周期期间跨越至少所述阈值次数的所述心室事件感测阈值振幅而将所述心房周期确定为房室传导周期。
130.33.根据条款24至32中任一项所述的方法，其进一步包含：
131.根据所述运动信号建立心室事件形态模板；
132.确定所述心室事件形态模板与在所述多个心房周期中的每个心房周期的一部分
期间感测的所述运动信号之间的形态匹配分数；以及
133.基于所确定的形态匹配分数来确定所述心室事件度量。
134.34.根据条款24至33中任一项所述的方法，其进一步包含：
135.感测心脏电信号；
136.检测从所述心脏电信号感测的心房p波的改变的形态；以及
137.响应于检测到所述改变的p波形态而确定满足所述房室阻滞标准。
138.35.根据条款24至34中任一项所述的方法，其中确定所述至少一个心室事件度量包含从所述运动信号中确定以下各项中的至少一项：最大峰值振幅、最大斜率、信号面积、信号宽度、大于阈值振幅的采样点的计数、阈值交点的数量或峰值的数量。
139.36.根据条款24至35中任一项所述的方法，其中从所述运动信号中确定所述至少一个心室事件度量包含：
140.在所述多个心房周期中的每个心房周期期间确定所述运动信号的基准点；
141.针对所述多个心房周期中的每个心房周期，确定从心房事件到所述运动信号的所述基准点的房室激活时间；以及
142.基于在所述多个心房周期内确定的所述房室激活时间来确定所述心室事件度量。
143.37.根据条款36所述的方法，其进一步包含：
144.通过确定房室激活时间和至少一个先前确定的房室激活时间的增加趋势来确定所述心室事件度量；
145.以及
146.响应于确定所述房室激活时间的所述增加趋势而确定所述心室事件度量满足所述房室阻滞标准。
147.38.根据条款24至37中任一项所述的方法，其进一步包含：
148.在所述多个心房周期中的每个心房周期期间设置心房消隐窗口；以及
149.从在所述心房消隐窗口之外感测的所述运动信号中确定所述心室事件度量。
150.39.根据条款24至38中任一项所述的方法，其进一步包含：
151.感测心脏电信号；
152.从所述心脏电信号中感测远场r波；
153.从所述心脏电信号中确定远场r波感测的丢失；以及
154.响应于确定远场r波感测的所述丢失，从在所述多个心房周期内的所述运动信号中确定所述心室事件度量。
155.40.根据条款24至39中任一项所述的方法，其进一步包含：
156.感测心脏电信号；以及
157.响应于所述控制电路生成所述输出，允许从所述心脏电信号中感测远场r波。
158.41.根据条款24至40中任一项所述的方法，其进一步包含响应于生成所述输出而调整起搏治疗。
159.42.根据条款24至41中任一项所述的方法，其进一步包含：
160.感测心脏电信号；
161.响应于确定满足所述房室阻滞标准，通过存储所述心脏电信号和所述运动信号中的至少一者的发作来生成所述输出；以及
162.传输所存储的发作。
163.43.根据条款24至42中任一项所述的方法，其进一步包含：
164.检测用于监测房室阻滞的条件；以及
165.响应于检测到所述用于监测房室阻滞的条件，从所述运动信号中确定所述至少一个心室事件度量。
166.44.根据条款43所述的方法，其进一步包含基于所检测到的用于监测房室阻滞的条件来设置所述房室阻滞标准。
167.45.根据条款24至44中任一项所述的方法，其进一步包含：
168.在确定所述至少一个心室事件度量满足所述房室阻滞标准之后，确定所述运动信号满足终止标准；以及
169.响应于满足所述终止标准而确定房室阻滞的持续时间。
170.46.根据条款24至45中任一项所述的方法，其进一步包含：
171.感测心脏电信号；
172.通过在多个积分间隔中的每一个内从所述运动信号中确定积分度量来确定所述至少一个心室事件度量；
173.确定所确定的积分度量中的第一个小于或等于房室阻滞阈值；
174.响应于确定所确定的积分度量中的所述第一个小于或等于所述房室阻滞阈值，通过存储所述运动信号和所述心脏电信号中的至少一者，开始将心脏信号发作存储在所述存储器中；
175.通过以下方式确定所述至少一个心室事件度量满足所述房室阻滞标准：
176.确定在所述多个积分间隔中的每一个内确定的所述积分度量的代表值；以及
177.确定所述代表值小于或等于所述房室阻滞阈值；以及
178.通过将延伸通过所述多个积分间隔的至少一部分的所述心脏信号发作作为房室阻滞发作存储在所述存储器中来生成所述输出。
179.47.一种非暂时性计算机可读存储介质，其包含一组指令，当由医疗装置的控制电路执行时，所述指令使所述医疗装置：
180.感测运动信号；
181.从在多个心房周期内感测的所述运动信号中确定至少一个心室事件度量；
182.确定所述至少一个心室事件度量满足房室阻滞标准；
183.响应于确定房室阻滞而生成输出；以及
184.将所述输出存储在所述医疗装置的存储器中。
185.在下文的附图和描述中阐述本公开的一个或多个方面的细节。本公开中描述的其它特征、目的和优点将根据描述和附图且根据权利要求而显而易见。
附图说明
186.图1是绘示了可以用于感测由心脏运动和流动血液诱导的心脏电信号和心脏机械信号并向患者的心脏提供起搏治疗的可植入医疗装置(imd)系统的概念图。
187.图2是图1所示的心房起搏器的概念图。
188.图3是根据另一实例的心房起搏器的概念图。
189.图4是根据一个实例的图3的起搏器的概念图，示出了植入在ra中的植入部位，用于提供双腔起搏和感测。
190.图5是根据另一实例的能够起搏患者心脏并感测心脏电信号和心脏运动信号以确定av阻滞的医疗装置系统的概念图。
191.图6是图1所示的心房起搏器的实例配置的概念图。
192.图7是根据一个实例的由医疗装置执行的用于从心房内运动信号中检测av阻滞的方法的流程图。
193.图8是根据另一实例的由起搏器执行的用于检测av阻滞的方法的流程图。
194.图9是心脏电信号和对应加速度计轴信号的实例，该信号可以由医疗装置从av传导期间从患者心脏感测的信号产生。
195.图10是在av阻滞期间由起搏器产生的心脏电信号和加速度计轴信号的图。
196.图11是根据另一实例的可由医疗装置执行的用于检测心室事件的方法的流程图。
197.图12是在另一实例中可由起搏器感测的心脏信号的图。
198.图13是在av阻滞期间心脏电信号和加速度计轴信号的图。
199.图14是根据另一实例的由起搏器执行的用于检测av阻滞的方法的流程图。
200.图15是根据另一实例的由医疗装置(例如，如起搏器)执行的用于检测av阻滞的方法的流程图。
201.图16是根据一个实例的跨越检测时间间隔的心脏电信号和运动信号的图。
202.图17是根据一个实例的用于确定心室事件度量的多个积分间隔内的心脏电信号和运动信号的图。
203.图18是例如结合图16或17所述的各自在积分间隔内确定的积分度量的直方图。
204.图19是根据另一实例的用于确定av阻滞并由医疗装置生成输出的方法的流程图。
205.图20是根据另一实例的用于确定至少一个心室事件度量满足av阻滞标准并响应于满足av阻滞标准而生成输出的方法的流程图。
206.图21是根据一个实例的用于基于从运动信号中确定为积分度量的心室事件度量来确定何时满足av阻滞标准并响应于满足av阻滞标准的积分度量来生成av阻滞输出的方法的流程图。
具体实施方式
207.一般而言，本公开描述了用于从包括对应于心室收缩的心室事件信号的传感器信号中确定何时满足av阻滞标准的技术。传感器可以植入心房位置，例如心房中或心房上，用于感测与机械心脏活动相关的信号。传感器可以是运动传感器，如加速度计、压力传感器、流量传感器或能够生成包括对应于心室的机械激活(收缩)的心室事件信号的信号的其它传感器或其组合。如下所述，运动信号，如加速度计信号，可以由植入心房腔中或心房腔上的运动传感器产生。运动信号可以包括伴随心腔的机械收缩的心脏事件信号。例如，对应于心室收缩和/或由心室收缩引起的房室瓣闭合的心室机械事件信号可存在于由植入在非心室位置(例如心房腔中或心房腔上)的运动传感器产生的运动信号中。根据本文公开的技术操作的医疗装置可以从运动传感器信号中感测心室机械事件，在本文中也称为“心室事件”，例如对应于心室收缩的心室收缩事件和/或对应于心室舒张和充盈的心室舒张事件，
并且当感测到心室机械事件不满足av传导标准时，响应于感测到心室机械事件来检测av传导或检测av阻滞或疑似的av阻滞。当运动信号在多个心房周期内满足av阻滞检测标准时，可由医疗装置检测av阻滞。
208.如下所述，包括运动传感器的医疗装置可以被配置成从在多个心房周期内感测的运动传感器信号中确定心室事件度量，并且确定一个或多个心室事件度量何时满足av阻滞标准。如本文所使用的，术语“心室事件度量”是指由医疗装置从传感器信号(例如，如由加速度计感测的加速度信号的运动信号)中确定的值，该值与多个心房周期内的传感器信号中的心室事件信号的强度(振幅)、频率(或速率)和/或规律性(相对于心房事件)相关。作为实例，心室事件度量可被确定为多个心房周期内的感测的心室事件信号的计数、感测的心室事件与心房事件的比率、多个心房周期内的运动信号的积分、av激活时间或av激活时间的可变性。本文描述了可以从多个心房周期内的传感器信号中确定的用于确定何时满足av阻滞标准的心室事件度量的其它实例。
209.如本文所用，术语“av阻滞标准”是指可应用于一个或多个心室事件度量或从心室事件度量导出的值来区分相对较低心室运动的发作和相对较高心室运动的发作的一个或多个阈值或其它标准。相对较低心室运动或更一般地较低心脏运动的发作可以对应于av阻滞的发作。基于心室事件度量确定的相对较高的心脏运动的发作可以对应于av传导的发作。下面描述av阻滞标准的各种实例，因为它们涉及可由医疗装置确定的不同类型的心室事件度量。
210.在一些实例中，医疗装置是心房起搏器，其可以完全植入心房心腔内，具有用于产生心房内运动信号的运动传感器。可从心房内从运动传感器信号中感测心室事件信号，以确定何时满足av阻滞标准，而不需要患者心脏的心室中或心室上的传感器来感测心室事件。心房p波以及在一些实例中远场心室r波可以使用由心房起搏器承载的电极来感测，并且心房起搏脉冲可以由植入心房中的起搏器来递送。在一些实例中，心房起搏器可以被配置成从右心房内的位置起搏心室传导系统，例如希氏-浦肯野系统，以提供心室起搏，其可以跟踪心房速率。在其它实例中，心房起搏器可植入心脏外部并联接到心外膜或经静脉导线，用于定位用于感测心房p波并递送心房起搏脉冲的电极。导线可以携带用于感测心脏运动信号的运动传感器，心脏运动信号可以包括心室事件信号。
211.图1是绘示了可以用于感测由心脏运动和流动血液诱导的心脏电信号和心脏机械信号并向患者的心脏8提供起搏治疗的可植入医疗装置(imd)系统10的概念图。imd系统10包括心房起搏器14。起搏器14可以是无导线的经导管心内起搏器，其适于完全植入心腔内，例如完全植入心脏8的右心房(ra)内，用于感测心脏信号并递送心房起搏脉冲。起搏器14的尺寸与皮下植入的起搏器相比可以减小并且其形状可以是总体上圆柱形的以使得能够通过递送导管进行经静脉植入。起搏器14被示为定位在ra中，例如沿着心内膜壁，但是ra内或ra上的其它位置可能与所示位置不同。本文公开的技术不限于特定的心房内起搏器位置。
212.起搏器14能够产生通过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被配置成递送ra起搏脉冲并且使用基于壳体的电极来感测ra心脏电信号以产生ra电描记图(egm)信号。可以使用基于壳体的电极来感测心脏电信号，在一些实例中，基于壳体的电极还用于向ra递送起搏脉冲。
213.起搏器14可以是如图所示的无导线的起搏器，包括用于感测心脏电信号和递送起
搏脉冲的基于壳体的电极。如下所述，起搏器14包括心脏电信号感测电路系统和脉冲发生器，心脏电信号感测电路系统被配置成感测伴随心房心肌的去极化的心房p波，脉冲发生器用于在没有所感测的心房p波的情况下生成并递送心房起搏脉冲。在一些实例中，起搏器14的心脏电信号感测电路系统可以被配置成使用基于壳体的电极来感测与心室心肌的去极化相关联的远场r波(ffrw)。例如，心房起搏脉冲可以通过感测ffrw来触发。可以由起搏器14执行的心脏感测和心房起搏方法的实例总体公开在美国专利第9,808,633号(bonner等人)中，其以全文引用的方式并入本文。例如，心房起搏脉冲可以由所感测的ffrw触发，以促进心房和心室心腔收缩之间的同步。
214.根据本文描述的技术，与心室收缩相关联的心室事件由起搏器14从运动传感器信号(如由可被起搏器14的壳体封装的运动传感器产生的加速度计信号)中检测。由植入心房腔内的加速度计产生的运动信号可以被称为“心房内运动信号”，其可以包括由心室和心房机械事件引起的运动信号。例如，由于ra和rv之间的三尖瓣16、左心房和左心室之间的二尖瓣的闭合引起的血液的加速以及由于心室收缩引起的心脏运动可以产生心室事件信号。如下所述，起搏器14包括具有处理电路系统的控制电路，处理电路被配置成确定何时满足av阻滞标准，例如由于在心房电事件(所感测的p波或心房起搏脉冲)之后心室事件信号中不存在与心房周期1:1同步的心室事件信号和/或延长的延迟。
215.起搏器14可以被配置成递送用于治疗窦房结功能障碍的心房起搏治疗。在一些患者中，av结可以正常地起作用，使得由心房起搏脉冲引起的起搏引起的去极化通过正常传导通路传导到心室，例如，通过av结并沿着包括希氏束和浦肯野纤维的心室传导系统。包括在起搏器14中的运动传感器(例如加速度计)产生包括对应于心室机械激活(收缩)的心室事件信号的信号(例如加速度信号)。这样，起搏器14能够检测和验证av传导。起搏器14可以被配置成确定av阻滞何时发生或可能存在，并且可以跟踪av阻滞的进展。基于检测到心房电事件和后续心室事件之间的时间的增加和/或检测到心房周期的增加的频率，其中心室事件不以预期的传导间隔跟随心房电事件，起搏器14可以跟踪av阻滞的进展。如下所述，起搏器14可以通过生成输出(例如，av阻滞通知或警报)和/或存储运动传感器信号和/或心房egm信号的片段来对确定满足av阻滞标准作出响应。
216.起搏器14能够与外部装置20进行双向无线通信，用于对感测和起搏控制参数进行编程，感测和起搏控制参数可用于检测心室事件和/或从运动传感器信号中确定何时满足av阻滞标准。外部装置20的各方面通常可以对应于美国专利第5,507,782号(kieval等人)中公开的外部编程/监测单元，其全部内容以引用的方式并入本文。外部装置20通常被称为“编程器”，因为它通常由内科医生、技师、护士、临床医生或其它有资格的用户使用，用于对起搏器14中的操作参数进行编程。外部装置20可以定位于诊所、医院或其它医疗设施中。外部装置20可以可替代地体现为可以在医疗设施中、患者的家中或另一个位置中使用的家用监测器或手持装置。可以通过与外部装置20交互的用户将包括感测和疗法递送控制参数的操作参数编程到起搏器14中。
217.外部装置20可包括处理器52、存储器53、显示单元54、用户接口56，以及遥测单元58。处理器52控制外部装置操作并处理从起搏器14接收到的数据和信号。显示单元54可以向用户生成涉及起搏器功能的数据和信息的显示(该显示可以包括图形用户接口)以审查起搏器操作和经过编程的参数以及心脏电信号、心脏运动信号或其它可以由起搏器14获取
并在询问会话期间传输到外部装置20的生理数据。例如，当运动信号满足av阻滞标准时，起搏器14可以生成包括av阻滞检测通知的输出，并且传输该通知，该通知可以包括被确定为支持av阻滞检测的数据，并且可以包括由起搏器感测电路系统产生的心房egm信号的发作和/或由包括在起搏器14中的运动传感器产生的运动信号的发作。av阻滞检测的通知使得临床医生能够做出患者管理决定，例如，从单心房腔起搏治疗升级到双腔起搏治疗。
218.用户接口56可以包括鼠标、触摸屏、键盘等，以使用户能够与外部装置20交互以发起与起搏器14的遥测会话，以用于从起搏器14检索数据和/或向起搏器传输数据，包括用于控制心脏事件感测和疗法递送的可编程参数。遥测单元58包括被配置成与起搏器14中包括的遥测电路进行双向通信的收发器和天线，并且被配置成与处理器52结合操作以通过通信链路24发送和接收涉及起搏器功能的数据。遥测单元58与起搏器14可以建立无线双向通信链路24。通信链路24可以使用如wi-fi、医疗植入通信服务(mics)或其它通信带宽的射频(rf)链路来建立。在一些实例中，外部装置20可以包括接近起搏器14放置以建立和维持通信链路24的编程头，并且在其它实例中，外部装置20和起搏器14可以被配置成使用不需要使用编程头并且不需要用户干预来维持通信链路的距离遥测算法和电路系统进行通信。
219.经考虑，外部装置20可以经由包括收发器和天线的遥测电路或经由用于将数据传送到集中式数据库或计算机的硬连线通信线路有线或无线地连接到通信网络以允许对患者进行远程管理。包括集中式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，以使得当起搏器14确定满足av阻滞标准时能够通知临床医生。例如，在查看av阻滞相关数据、egm、运动传感器信号和标记通道数据的视觉表示之后，可以由临床医生远程执行av阻滞检测数据、egm、运动传感器信号和标记通道数据的审查，临床医生可以授权对起搏器14中的感测和治疗控制参数进行编程。
220.图2是图1所示的起搏器14的概念图。起搏器14包括沿着起搏器14的壳体150间隔开的用于感测心脏电信号并递送起搏脉冲的电极162和164。电极164被示出为从起搏器14的远端102延伸的尖端电极，并且电极162被示出为沿壳体150的中间部分(例如，邻近近端104)的环状电极。远端102被称为“远侧”，因为期望其在起搏器14前进穿过递送工具(如导管)并抵靠目标起搏部位放置时成为前端。
221.电极162和164形成用于双极心脏起搏和感测的阳极和阴极对。在替代性实施例中，起搏器14可以包括沿起搏器壳体150暴露的用于将电刺激递送到心脏8并感测心脏电信号的两个或更多个环状电极、两个尖端电极和/或其它类型的电极。电极162和164可为但不限于钛、铂、铱或其合金，并且可包括低偏振涂层，如氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑等。电极162和164可以定位在除所示出位置之外的沿起搏器14的位置处。
222.壳体150由生物相容性材料(如不锈钢或钛合金)形成。在一些实例中，壳体150可以包括绝缘涂层。绝缘涂层的实例包括聚对二甲苯、尿烷、peek或聚酰亚胺等。整个壳体150可以是绝缘的，但是仅电极162和164是不绝缘的。电极164可以充当阴极电极并经由跨越壳体150的电馈通联接到被壳体150封装的内部电路系统，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的限定如图2中总体上示出的与壳体150的其它部分电隔离的环状电极的导电部分。在其它实例中，壳体150的整个周边可用作与尖端电极164电隔离的电极，而不是提供如电极162的局部环形电极。沿壳体150的导电部分形成的电
极162在起搏和感测期间充当返回阳极。
223.壳体150可以包括控制电子器件子组合件152和向控制电子器件子组合件152提供电力的电池子组合件160。控制电子器件子组合件152容纳用于感测心脏信号、产生起搏脉冲和控制治疗递送以及如本文所述的起搏器14的其它功能的电子器件。在一些实例中，运动传感器可以被实现为封装在壳体150内的加速度计。加速度计向包括在控制电子器件子组合件152中的处理器提供信号，用于信号处理和分析，以检测心脏机械事件信号，例如心室事件信号，用于检测如本文所述的av阻滞。
224.加速度计可以是多轴或多维加速度计，其中加速度计的每个轴生成不同维度的加速度信号。在一些实例中，加速度计可以具有与起搏器14的纵向轴108平行或对准的一个“纵向”轴和相对于纵向轴108在径向方向上延伸的两个正交轴。然而，本文公开的技术的实践不限于加速度计在壳体150内或沿着壳体的特定取向或特定数量的轴。一维加速度计可以用于获得运动信号，从该运动信号中可以检测心脏机械事件并且可以确定心室事件度量。在其它实例中，可以使用二维加速度计或其它多维加速度计。单维或多维加速度计的每个轴可以由能够响应于施加在传感器元件上的加速度的改变而产生电信号(例如，通过将加速度转换成被转换成电信号的力或位移)的压电元件、微机电系统(mems)装置或其它传感器元件来限定。在多维加速度计中，传感器元件可以正交地布置，其中每个传感器元件轴相对于其它传感器元件轴正交。然而，不一定需要多轴加速度计的元件的正交布置。
225.每个传感器元件或轴可以产生对应于与传感器元件的轴对准的向量的加速度信号。用于感测心脏机械事件或确定心脏事件度量的多维加速度计(在此也称为“多轴”加速度计)的矢量信号可以被选择为单轴信号或两个或更多个轴信号的组合。例如，可以选择由三维加速度计产生的一个、两个或所有三个轴信号用于处理和分析，以用于确定起搏器14何时满足av阻滞标准。
226.起搏器14可以包括用于促进起搏器14在植入部位的展开和固定的特征。例如，起搏器14可以包括一组固定尖齿166，以将起搏器14固定到患者组织，例如，通过与心房心内膜主动接合和/或与心房梳状肌肉相互作用。固定尖齿166被配置成锚定起搏器14以将电极164可操作地定位接近靶组织以递送治疗性电刺激脉冲。可以采用多种类型的主动和/或被动固定部件来将起搏器14锚定或稳定在植入定位中。起搏器14可以任选地包括递送工具接口158。递送工具接口158可以位于起搏器14的近端104处，并且被配置成连接到递送装置，如导管，该递送装置用于在植入程序期间将起搏器14定位在植入位置处，例如在心房腔内。
227.图3是根据另一实例的起搏器14的概念图。在图2中，阴极尖端电极164被示为按钮或半球形类型电极，当远端102通过固定尖齿166锚定在植入部位时，该电极可接触心房心内膜组织。在图3的实例中，阴极尖端电极184被示为螺旋式螺旋电极，其可以提供起搏器14在植入部位的固定以及用作起搏/感测电极。在图3的实例中，起搏器14可被配置成当电极184从右心房腔内推进到希氏束起搏位置或心室中隔起搏位置时提供双腔起搏。
228.在这种情况下，当起搏器14检测到av阻滞时，尖端电极184和返回阳极电极182可用于例如通过希氏束起搏心室。在一些实例中，第二阴极电极186可提供在远端102处或其附近，用于与返回阳极182相组合地提供心房起搏和感测。起搏器14可以包括两个或更多个电极，其可以是沿壳体150布置的环形电极、螺旋电极、钩形电极、按钮电极、半球形电极或其它类型的电极，用于至少提供心房感测和起搏(其可以包括来自心房信号的远场r波感
测)，并且在一些实例中进一步可以例如经由希氏束提供心室电信号感测(例如，r波感测)和/或心室起搏。可以包括在被配置成执行本文公开的av阻滞确定技术的起搏器中的各种电极布置的实例总体公开在美国公开第2019/0083779号(yang等人)中，其以全文引用的方式并入本文。
229.图4是根据一个实例的图3的起搏器14的概念图，示出了植入在ra中的植入部位，用于提供双腔起搏和感测。起搏器14的远端102可以定位在房间隔的下端、av结下面和三尖瓣环附近，以定位尖端电极184，用于朝向希氏束前进到房间隔中。与尖端电极184向近端隔开的环形电极182可以用作具有阴极尖端电极184的返回电极，用于经由希氏-浦肯野系统对右心室和左心室进行起搏。远侧环形电极186可与近侧环形电极182组合使用，用于感测心房p波并递送心房起搏脉冲。在该位置，包括在起搏器14中的运动传感器可以产生包括心室事件信号的信号。起搏器14可以被配置成基于由运动传感器产生的运动信号来检测或确认av阻滞。起搏器14可以被配置成通过经由电极184递送心室起搏脉冲以提供心室速率支持来响应于确定满足av阻滞标准。
230.图5是根据另一实例的能够起搏患者心脏8并感测心脏电信号和心脏运动信号以确定何时满足av阻滞标准的医疗装置系统250的概念图。系统250包括经由至少一个经静脉医疗电导线266和/或导线268联接到患者心脏8的起搏器254。起搏器254被示为双腔装置，其能够使用从ra前进到希氏束起搏位置的电极284在心房腔和心室腔中递送心脏起搏脉冲并感测心脏电信号。在其它实例中，起搏器254可以被配置成单腔装置，例如，仅联接到延伸到ra中的信号导线266以用于ra感测和起搏。起搏器壳体255封装对应于各种电路和组件的内部电路系统，例如以下结合图6所述，用于感测来自心脏8的心脏电信号，感测用于确定何时满足av阻滞标准的心脏运动信号，以及控制由起搏器254递送的电刺激治疗，例如起搏治疗。
231.起搏器254包括连接器块252，该连接器块可以被配置成接收心房起搏和感测导线266(下文称为“心房导线”266)和/或心室起搏和感测导线268(下文称为“心室导线”268)的近端。导线266和268中的每一个经静脉前进，用于定位分别用于感测和刺激心房和心室的电极。心房导线266可定位成其远端在右心房(ra)附近。心房导线266配备有起搏和传感电极，示为尖端电极270和与尖端电极270向近端隔开的环形电极272。电极270和272在ra中提供感测和起搏，并且各自连接到在心房导线266的细长主体内延伸的相应绝缘导体。每个绝缘导体在其近端联接到由近端导线连接器260承载的连接器，并且由此经由连接器块252电联接到内部起搏器电路系统。
232.心房导线266可以包括由心房导线体承载的加速度计274，用于定位在ra内，以感测心脏运动信号。加速度计274可以产生心脏运动信号，心脏运动信号由起搏器壳体255所封装的电路系统经由在导线体内延伸到近侧连接器260的电导体接收。加速度计274生成从ra内感测的运动信号。运动信号可以包括心室事件信号，例如，如以下结合图9和10所述以及本文呈现的其它图。心室事件信号可以由包括在起搏器250中的处理电路系统检测。如下所述，从ra内感测的心脏运动信号可以用于检测心室事件信号和用于检测av阻滞。可以从多个心房周期内的运动信号中确定与心室事件信号的强度、频率和/或规律性相关的一个或多个心室事件度量，以确定何时满足av阻滞标准。在一些实例中，起搏器254是仅联接到心房导线266的单腔起搏器，用于感测心脏电信号、感测心脏运动信号和递送心房起搏脉
冲。
233.心室导线268，当包括时，可以在右心房内前进以定位电极282和284，用于从右心房入路在希氏束附近起搏和感测，如图所示。心室导线尖端电极284可以是螺旋电极，其可以被推进到房间隔的下端、av结下面和三尖瓣环附近，以将尖端电极284定位在希氏束中或希氏束附近。与尖端电极284向近端隔开的环形电极282可以用作具有阴极尖端电极284的返回电极，用于经由希氏-浦肯野系统对右心室和左心室进行起搏。虽然导线268在本文中被称为心室起搏和传感导线，用于递送起搏脉冲以对心室进行起搏，但是心室导线268在被定位用于经由希氏-浦肯野系统从右心房入路向心室递送起搏脉冲时，可以被称为“希氏束起搏和传感导线”。
234.电极282和284联接到在心室导线268的细长主体内延伸的相应绝缘导体，其提供到联接到连接器块252的近侧导线连接器264的电连接，且由此实现到由壳体255封装的电路系统的电连接。包括在起搏器254中的心脏电信号感测电路系统可以从心室导线268的电极282和284接收心脏电信号，用于感测心室r波。虽然心房导线266和心室导线268各自被示出承载两个电极，但是应当认识到，每个导线可以承载用于提供一个或多个可选起搏和/或感测电极矢量的一个或多个电极，其可以包括由相应导线承载的电极的双极组合或者由相应导线和起搏器壳体255承载的电极的单极组合。此外，虽然心房导线266被示为包括加速度计274，但是应当理解，导线266和268中的一个或两个可以包括如加速度计274的运动传感器，用于由于施加在加速度计274上的加速力而产生心脏运动信号。加速度计274可以是如上所述的单轴或多轴加速度计。由壳体255封装的电路系统包括处理电路系统，用于根据本文公开的技术从由加速度计274产生的加速度信号中检测心室事件信号和/或确定一个或多个心室事件度量，并基于心室事件信号(或其不存在)和/或一个或多个心室事件度量确定何时满足av阻滞标准。
235.在一些实例中，起搏器254被配置作为双腔起搏器，其能够例如在心房跟踪心室起搏模式中感测并在ra中起搏以及感测心室r波并递送心房同步心室起搏脉冲。在其它实例中，起搏器254可以联接到推进到ra中的单个导线，用于感测心房和心室信号(例如，ffrw)并至少递送心房起搏脉冲。在其它实例中，起搏器254可以是仅联接到心室导线268的单腔起搏装置。在这种情况下，加速度计274可以由导线268承载，用于定位在ra内以检测av阻滞。起搏器254可以被配置成基于对从加速度计274接收的信号的分析来检测av阻滞何时满足av阻滞标准，以用于控制经由电极284递送的心室起搏，特别是当心室电信号感测例如由于噪声或低信号强度而受损时。
236.在一些情况下，起搏器254可以被配置用于心房电信号和心室电信号的双腔感测。可以基于加速度计信号来检测av阻滞，加速度计信号可以确认或支持基于电信号进行的av阻滞检测和/或当电信号不可靠时支持av阻滞检测。响应于检测到av阻滞，起搏器254可以递送心室脉冲以至少维持最小心室速率和/或递送心房同步心室起搏。应当理解，在一些实例中，起搏器254可以被配置用作能够递送低电压心脏起搏治疗和高电压心脏复律和除颤(cv/df)电击的可植入心脏复律除颤器。在这种情况下，起搏器254可联接到承载至少一个高压cv/df电极(如细长线圈电极)的至少一个导线。
237.图6是图1或图4所示的起搏器14的实例配置的概念图。图6是在图1的起搏器14的上下文中描述的；然而应当理解，结合图6描述的电路系统和组件以及相关联的功能可以结
合在图4所示的起搏器14或图5的起搏器254中。起搏器14包括脉冲发生器202、心脏电信号感测电路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。图6中所示的各种电路可组合在一个或多个集成电路板上，集成电路板包括执行一个或多个软件或固件程序的专用集成电路(asic)、电子电路、处理器(共享、专用或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机或提供所述功能的其它合适组件。
238.在本文所描述的实例中，运动传感器212可以包括加速度计。然而，运动传感器212不限于加速度计，并且根据本文所描述的技术，其它运动传感器可以成功地用于起搏器14中以检测心脏运动信号。可以在运动传感器212中实施的运动传感器的实例包括压电传感器和mems装置。运动传感器212可以被无导线的起搏器14的壳体150(在图2中示出)封装。然而，在联接到心外膜或经静脉导线的起搏器(如图5的起搏器254)的情况下，在起搏器壳体255内包括运动传感器212可以是任选的。相反，运动传感器由联接到起搏器254的经静脉导线承载，例如图5所示的加速度计274，用于定位在心房腔内，用于感测心房内运动信号。在一些实例中，除了基于导线的运动传感器之外，运动传感器212可以被包括在起搏器254的壳体255内，并且被配置用于感测由于患者身体活动引起的运动和/或由于患者姿势改变引起的加速度信号改变。
239.运动传感器212(或基于导线的加速度计274)可以包括多轴传感器，例如二维或三维加速度计，其中每个轴提供轴信号，该轴信号可以被单独地或组合地分析，用于检测心脏机械事件并确定心室事件度量，如下所述。运动传感器212例如在经受流动血液和心脏运动时产生与传感器212(和起搏器14)的运动或振动相关的电信号。运动传感器212可以包括用于产生传递到控制电路206的运动信号的一个或多个滤波器、放大器、整流器、模数转换器(adc)和/或其它组件。例如，由多轴加速度计的每个单独轴产生的每个矢量信号可以被高通滤波器(例如，10hz高通滤波器)或带通滤波器(例如，10hz至30hz带通滤波器)滤波。滤波的信号可由adc数字化并被整流以供心室(v)事件检测器电路240用于检测心室事件信号。如果需要检测具有较高频率内容的心室事件信号，则可以升高高通滤波器(例如，升高到15hz)。在一些实例中，高通滤波在没有低通滤波的情况下执行。在其它实例中，每个加速度计轴信号由具有或不具有高通滤波的低通滤波器(例如，30hz低通滤波器)滤波。其它信号处理和分析技术可以用于检测心室事件信号(如快速傅立叶变换)、确定差分信号，或确定运动信号的阈值交点数，其中阈值可以大于或小于心房事件信号的振幅。
240.在一些实例中，来自包括在运动传感器212中的加速度计的至少一个轴的信号可以被传递到控制电路206，用于除了使用运动信号来确定何时满足av阻滞标准之外还确定患者姿势和/或患者身体活动度量，其可以用于检测av阻滞(或者当不满足av阻滞标准时确认av传导)。由于相对于重力加速度力的患者姿势变化以及由于在如锻炼和日常生活活动的身体活动期间的患者运动，运动传感器212上的加速度力产生。加速度计轴信号还可用于确定患者姿势并区分水平或非直立位置和非水平或直立位置。
241.在一些实例中，可以由控制电路206从用于检测av阻滞监测条件的一个或多个加速度计轴信号中确定患者姿势。例如，当患者不睡着或休息时，可以在白天进行av阻滞监测。在一些实例中，控制电路206可从加速度计轴信号中检测非水平或直立患者姿势，并基于检测到非水平患者姿势来启用av阻滞监测。
242.可以从运动传感器信号中确定与患者的身体行动水平和代谢需求相关的患者身
体活动度量。控制电路206可以使用患者活动度量来检测av阻滞监测条件。例如，控制电路206可以响应于检测到小于阈值水平的患者活动水平而使得能够从用于av阻滞监测的运动信号中确定心室事件度量，患者活动水平可以对应于中等活动或对应于每分钟100次或更少的运动诱导心率的活动。
243.在一些实例中，控制电路206可以确定用于确定传感器指示的起搏速率的患者活动度量，以用于在增加的患者活动期间提供速率响应性起搏。用于确定患者活动度量的加速度计轴信号可以与用于确定心室事件度量、检测心室事件信号和/或检测av阻滞的轴信号不同地被滤波。例如，运动传感器212可以包括具有10hz的上截止频率的低通滤波器，用于将低通滤波的患者活动信号传递到处理器244，以确定患者活动度量。运动传感器212可以包括带通滤波器，其具有10hz或更高的下截止频率和30hz的上截止频率，用于将带通滤波的心脏运动信号从加速度计轴中的一个或多个传递到心室事件检测器电路240，用于检测心室事件信号，或者更通常用于从多个心房周期内的运动信号中确定心室事件度量。
244.可以由控制电路206以期望的频率(例如每两秒)确定患者活动度量，以用于基于身体活动来确定满足患者的代谢要求的传感器指示的起搏速率(sir)。sir可以在静息时间段期间的经编程的最小低速率(最低活动度量)与最大用力时间段期间的最大较高起搏速率之间变化。sir可以根据sir传递函数来确定，该传递函数可以包括sir在患者活动度量的不同范围上的不同变化速率。例如，当sir小于阈值速率，一天中的时间是白天，和/或患者姿势是直立时，控制电路206可以启用av阻滞监测。
245.在一些实例中，活动度量被确定为活动计数。在这些情况下，控制电路206包括计数器，该计数器可以在活动计数间隔(例如2秒间隔)期间跟踪活动计数，活动计数作为来自运动传感器212的患者活动信号跨越阈值振幅的次数。每个活动计数间隔结束时的计数与在活动计数间隔期间的患者身体运动相关，并且因此与患者代谢需求相关。用于在n秒间隔内获得活动计数的实例方法总体公开在美国专利第5,720,769号(van oort)中，其以全文引用的方式并入本文。
246.在其它实例中，可以通过在活动计数间隔(例如，两秒间隔，但可以使用更长或更短的时间间隔来确定活动度量)内对活动信号采样点进行积分或求和来从患者身体活动信号获得活动度量。活动度量可以被转换成目标心率以满足患者的代谢需求。可以基于sir传递函数将目标心率转换为sir，该sir传递函数包括较低速率设置点和日常生活活动(adl)范围以及最大较高速率。用于建立应用于从心内运动信号中确定的患者活动度量的sir传递函数的方法的实例总体公开在美国专利第9,724,518号(sheldon等人)中，其以全文引用的方式并入本文。
247.在可与本文公开的技术结合实施的植入式医疗装置中使用的加速度计的一个实例总体公开在美国专利第5,885,471号(ruben等人)中，其以全文引用的方式并入本文。包括用于检测患者运动的压电加速度计的植入式医疗装置布置公开在例如美国专利第4,485,813号(anderson等人)和美国专利第5,052,388号(sivula等人)中，两者在此以全文引用的方式并入本文。可以在起搏器14中实现并用于使用当前公开的技术来检测心脏机械事件和确定心室事件度量的三维加速度计的实例通常描述在美国专利第5,593,431号(sheldon)中和美国专利第6,044,297号(sheldon)中，两者以全文引用的方式并入本文。其它加速度计设计可用于产生与由于心室和心房机械事件而施加在起搏器14上的运动相关
的电信号。
248.感测电路204被配置成经由联接到起搏器14的电极(例如，电极162和164)接收至少一个心脏电信号。心脏电信号由预滤波器和放大器电路220接收。预滤波器和放大器电路220可以包括去除dc偏移的高通滤波器，例如2.5至5hz的高通滤波器，或者具有2.5hz至100hz或更窄的带通以去除dc偏移和高频噪声的宽带滤波器。预滤波器和放大器电路220可以进一步包括放大器以放大传递到模数转换器(adc)226的“原始”心脏电信号。adc 226可以将多位数字电描记图(egm)信号传递到控制电路206，用于存储在存储器210中和/或进一步分析。例如，egm信号可以由心室事件检测器电路240用于识别心房电事件(例如，所感测的p波)和/或ffrw。ffrw的识别可用于确认心室事件。所感测的p波的识别可以用于设置用于从运动信号中检测心室事件的窗口，将心房速率与心室事件速率进行比较，和/或将从运动信号中确定的心室事件度量归一化以检测av阻滞，如下面结合附图和流程图所述。响应于满足av阻滞标准，从adc 226传递到控制电路206的egm信号的发作可以被存储在存储器210中。
249.来自adc 226的数字信号可以传递到可以包括用于将心脏信号传递到心脏事件检测器224的整流器、带通滤波器和放大器的整流器和放大器电路222。心脏事件检测器224可以包括感测放大器或其它检测电路系统，其将输入的经整流的心脏电信号与心脏事件感测阈值进行比较，心脏事件感测阈值可以是自动调整的阈值。例如，当输入信号跨越p波感测阈值时，心脏事件检测器224产生传递到控制电路206的p波感测事件信号(p-感测)。在其它实例中，心脏事件检测器224可以接收adc 226的数字输出，用于通过比较器、数字egm信号的形态信号分析或其它p波检测技术来检测p波。
250.处理器244可以向感测电路204提供感测控制信号，例如p波感测阈值、灵敏度，以及应用于心脏电信号以控制p波感测的各种消隐和不应间隔。从心脏事件检测器224传递到控制电路206的p波感测事件信号用于由起搏定时电路242调度心房起搏脉冲，并且用于设置用于由心室事件检测器电路240从接收自运动传感器212的信号中检测心室事件的窗口。控制电路206可以使用p波感测事件信号来识别多个心房周期，在多个心房周期内确定心室事件度量以用于av阻滞检测。
251.在一些实例中，心脏事件检测器224可以被配置成从由电极162和164接收的心房信号中检测ffrw。可以基于r波感测阈值交点来感测ffrw，r波感测阈值交点可以发生在心房起搏脉冲或感测的p波之后。在其它实例中，控制电路206可以从adc 226传递到控制电路206的数字egm信号中检测ffrw。可以基于心房egm信号的形态分析或心房egm信号的ffrw感测阈值振幅交点来检测ffrw。感测电路204可以包括p波感测通道和ffrw感测通道。在一些实例中，包括在p波感测通道和ffrw感测通道中的组件可以在两个通道之间共享。例如，预滤波器/放大器220和adc 226可以由两个通道共享，adc 226的输出被传递到p波检测器和ffrw检测器。在将信号传递到相应的p波检测器和ffrw检测器之前，可以将不同的滤波和放大应用于adc 226的输出。
252.在包括前进到希氏束用于心室起搏的电极的实例中，附加电极可以联接到心脏电信号感测电路204。例如，如图3和4所示的尖端电极184可以联接到感测电路204，用于由心脏事件检测器224基于r波感测阈值交点来感测心室r波。在起搏器254可以联接到心房导线和心室导线的情况下，感测电路204可以包括两个感测通道，一个用于感测心房p波，一个用
于感测心室r波。
253.控制电路206包括心室事件检测器电路240、起搏定时电路242和处理器244。控制电路206可以从感测电路204接收p波感测事件信号和/或数字心脏电信号，以用于检测和确认心脏事件并控制心房起搏(以及在一些实例中，经由希氏束的心室起搏)。例如，p波感测事件信号可以被传递到起搏定时电路242，用于开始新的心房起搏逸搏间隔。在一些实例中，ffrw或r波感测的事件信号也可以被传递到控制电路206以用于检测或确认心室事件和av阻滞。
254.心室事件检测器电路240被配置成从接收自运动传感器212的信号中检测心室事件或确定心室事件度量。下面描述用于检测心室事件和确定心室事件度量的技术。在一些实例中，心室事件检测器电路240从运动传感器212接收运动信号，并且可以响应于识别心房事件(例如，来自感测电路204的p波感测事件信号或由脉冲发生器202递送的心房起搏脉冲)而启动心室事件窗口。心室事件窗口可以对应于心房电事件之后的时间段，在该时间段期间，如果av传导是完整的，则预期发生心室机械收缩。在一些实例中，心室事件检测器电路240确定运动传感器信号在感测窗口期间是否满足心室事件检测标准。控制电路206可以将心室事件度量确定为在多个心房周期内检测到的心室事件的计数。处理器244可以从检测器电路240接收心室事件检测信号，用于计数检测到的心室事件并确定何时满足av阻滞标准。心室事件可以基于运动信号的阈值交点或在感测窗口期间确定的一个或多个运动信号特征来检测，如以下结合图7至11和14所述。
255.在其它实例中，控制电路206可以确定多个心房周期内的心室事件度量而不需要感测窗口。例如，在一些实例中，心室事件度量可以是av激活时间，如以下结合图12至13所描述的。在其它实例中，如以下结合图15至16所述，心室事件度量可以包括在包括多个心房周期的检测时间间隔内确定的积分度量。控制电路206可以响应于满足av阻滞标准的心室事件度量来检测av阻滞、存储心脏信号发作、生成警报、调整起搏治疗或提供其它输出。
256.起搏定时电路242可以另外从p波检测器224接收p波感测事件信号，用于控制由脉冲发生器202递送的起搏脉冲的定时。处理器244可以包括用于生成时钟信号的一个或多个时钟，时钟信号由起搏定时电路242用来超时心房起搏间隔，例如用于治疗心动过缓的永久较低速率起搏间隔或用于提供速率响应起搏的临时较低速率间隔。心房起搏间隔(有时称为“逸搏间隔”)可以由起搏定时电路242响应于每个心房电事件而重新启动，例如在接收到每个p波感测事件信号时以及在由脉冲发生器202递送每个心房起搏脉冲时。
257.起搏定时电路242可以包括用于超时起搏逸搏间隔的一个或多个起搏速率间隔定时器或计数器。例如，起搏定时电路242可以包括定时器或计数器，用于超时心房起搏间隔，其可以是存储在存储器210中并由处理器244检索的可编程间隔。如果在心房起搏间隔期满之前控制电路206没有接收到p波感测事件信号，则脉冲发生器202响应于心房起搏间隔期满而生成心房起搏脉冲。
258.在包括起搏器14(或起搏器254)的心室起搏能力的实例中，控制电路206可以控制脉冲发生器202以生成例如由希氏束起搏电极184或284递送的心室起搏脉冲。心室起搏脉冲可以在非心房跟踪心室起搏模式，例如在房性快速性心律失常期间被递送。起搏定时电路242可以将心室起搏间隔设置为较低起搏速率间隔或临时间隔以提供心室速率支持。当控制电路206检测到av阻滞时，心室起搏脉冲可以在心房跟踪起搏模式中递送。在这种情况
下，可以由起搏定时电路242响应于p波感测事件信号和心房起搏脉冲来设置av起搏间隔，以使心室起搏脉冲与感测的p波和心房起搏脉冲同步。在av起搏间隔期满时，脉冲发生器202生成经由心室起搏电极矢量(例如，图3中所示的电极184和182或图5中所示的电极284和282)递送的心室起搏脉冲。
259.虽然在图6中仅示出了电极162和164，但是从图4和5的概念图中可以理解，任何基于壳体的电极(例如，电极182、184和186)和/或基于导线的电极(例如，电极270、272、282和284)可以电联接到图6中描绘的电路系统并且由起搏器14或254的壳体封装。这样，基于壳体的电极182、184和186可以电联接到脉冲发生器202和/或心脏电信号感测电路204，用于提供心脏电事件信号感测和递送起搏脉冲。图5所示的基于导线的电极270、272、282和284可以经由导线体266和268以及连接器块252所承载的导体电联接到脉冲发生器202和/或心脏电信号感测电路204。
260.脉冲发生器202生成电起搏脉冲，电起搏脉冲经由阴极电极164和返回阳极电极162(或在其它实例中经由图4所示的电极182和186或图5所示的电极270和272)被递送到患者心脏的ra。在包括心室起搏能力的实例中，脉冲发生器202可以生成电起搏脉冲，可以使用电极184和182(图4)或电极282和284(图5)将电起搏脉冲递送到希氏-浦肯野传导系统。除了向起搏定时电路242和脉冲发生器202提供控制信号以控制心房起搏脉冲的定时之外，处理器244可以检索可编程的起搏控制参数，如起搏脉冲振幅和起搏脉冲宽度，这些参数被传递到脉冲发生器202以控制起搏脉冲递送。
261.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被配置成从电源214接收电流并且可以包括保持电容器，该保持电容器可以在充电电路230中包括的电压调节器的控制下被充电至起搏脉冲振幅。起搏脉冲振幅可以基于来自控制电路206的控制信号设置。开关电路232可以控制何时充电电路230的保持电容器联接到输出电路234以用于递送起搏脉冲。例如，开关电路232可以包括在起搏逸搏间隔期满时由从起搏定时电路242接收的定时信号激活并且在经过编程的起搏脉冲宽度内保持闭合以使得充电电路230的保持电容器能够放电的开关。在编程的起搏脉冲持续时间内，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的输出电容器跨电极162和164(或其它选定的起搏电极矢量)放电。总体公开在美国专利第5,507,782号(kieval等人)和美国专利第8,532,785号(crutchfield等人)(两者以全文引用的方式并入本文)中的起搏电路系统的实例可以在起搏器14(或起搏器254)中实现用于在控制电路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。
262.存储器210可以包括计算机可读指令，当由控制电路206执行时，计算机可读指令使控制电路206执行在本公开中赋予起搏器14(或起搏器254)的各种功能。计算机可读指令可以被编码在存储器210内。存储器210可以包括任何非暂时性计算机可读存储介质，其包括任何易失性、非易失性、磁性、光学或电介质，如随机存取存储器(ram)、只读存储器(rom)、非易失性ram(nvram)、电可擦可编程rom(eeprom)、闪存或其它数字介质，唯一的例外是暂时性传播信号。
263.存储器210可以存储对应于心室事件检测器电路240从来自运动传感器212的信号中感测的心室事件的数量和/或定时的所感测的心室事件数据。在一些实例中，存储器210包括缓冲器，该缓冲器存储用于指示何时在心房周期内(在计数av阻滞周期内)没有检测到
心室事件的标志，并且可以存储何时在心房周期(av传导周期)内检测到心室事件的标志。存储器210可包括用于存储心室事件时间以用于检测av阻滞和/或检测av激活时间的趋势以用于监测恶化的av阻滞状况的缓冲器。存储器210可以响应于控制电路206确定满足av阻滞标准而存储由感测电路204感测的心脏电信号的发作和/或由运动传感器212感测的运动信号的发作。存储器210可以附加地或可选地存储由控制电路206从心脏电信号和运动传感器信号两者中确定的与所感测的心脏事件相关的数据，特别是与心室事件度量、av阻滞检测、可以用于确定患者可能处于av阻滞的时间百分比和/或av阻滞状况的严重性的数据相关的数据。
264.当运动信号在多个心房周期内满足av阻滞标准时，控制电路206可检测av阻滞。控制电路206可生成指示av阻滞检测的警报或通知。遥测电路208可以将av阻滞检测通知传输到外部装置20。在一些实例中，脉冲发生器202可以响应于确定满足av阻滞标准或响应于检测到av阻滞而如上所述生成并递送心室起搏脉冲。
265.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和天线211。如上文所描述的，遥测电路208可以能够与外部装置20(图1)进行双向通信。运动传感器信号和心脏电信号和/或从其导出的数据(如心室事件度量)可由遥测电路208传输到外部装置20。用于从运动信号中感测心脏事件(包括p波(以及在一些实例中为ffrw或r波)和心室事件)并且用于控制由脉冲发生器202递送的起搏治疗的可编程的控制参数和算法可以由遥测电路208接收并且存储在存储器210中以供控制电路206访问。
266.电源214在需要时向起搏器14的其它电路和组件中的每一个供电。电源214可以包括一个或多个储能装置，如一个或多个可再充电或不可再充电电池。为了清楚起见，电源214与其它起搏器电路和组件之间的连接未在图6中示出，但将从图6的一般框图中理解。例如，电源214可以根据需要向包括在脉冲发生器202中的充电和开关电路系统；放大器、adc 226和感测电路204的其它组件；遥测电路208；存储器210和运动传感器212提供电力。
267.本文赋予起搏器14(和起搏器254)的功能可以实现为一个或多个处理器、控制器、硬件、固件、软件或其任意组合。将不同特征描绘为特定电路系统旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示必须通过单独的硬件、固件或软件组件或通过任何特定的电路架构来实现此类功能。而是，与本文所描述的一个或多个电路相关联的功能可以通过单独的硬件、固件或软件组件来执行，或者集成在通用硬件、固件或软件组件内。例如，来自运动传感器信号的心室事件特征或度量的确定可以在控制电路206中实现，控制电路执行存储在存储器210中的指令并依赖于来自感测电路204和运动传感器212的输入。给定本文的公开内容，提供软件、硬件和/或固件以在任何现代起搏器的背景下完成所描述的功能在本领域技术人员的能力范围内。
268.图7是根据一个实例的由医疗装置执行的用于从心房内运动信号中检测av阻滞的方法的流程图300。在框302处，控制电路206识别多个心房周期。心房周期可以各自通过识别使心房周期开始的引导心房事件来识别。由控制电路206识别的心房事件可以是心房电事件，例如由感测电路204感测的p波和/或由脉冲发生器202生成的心房起搏脉冲。在一些实例中，心房事件由控制电路206从运动信号中识别，并对应于心房腔收缩。在一些实例中，控制电路206可以识别预定数量的连续心房周期。然而，心房周期可以随时间采样，并且不一定是连续的。在一些实例中，可以在框302处识别连续心房周期的非连续组。在一个说明
性实例中，可以每30秒、每分钟一次或其它采样周期识别三个或更多个连续心房周期。
269.在框306处，控制电路206从所识别的心房周期内的运动传感器信号中确定心室事件度量。心室事件度量的实例下面结合图8至16描述。在一些实例中，控制电路206确定在每个所识别的心房周期期间、在每个所识别的心房电事件之后从运动传感器212接收的运动信号中是否存在心室事件信号。例如，控制电路206可以响应于识别使相关心房周期开始的每个心房事件而设置心室事件感测窗口。感测窗口可以在心房电事件之后100ms或更少开始，并且在心房电事件之后直到500ms或更多结束。感测窗口开始时间和/或结束时间可以响应于所感测的p波而不同于响应于心房起搏脉冲来设置，因为固有p波之后的心室收缩的定时可以不同于心房起搏脉冲之后的心室收缩的定时。在一些实例中，感测窗口开始时间和/或结束时间可以基于心房速率，例如基于在两个连续识别的心房事件之间确定的一个或多个先前的心房周期长度来调整。
270.在框306处，控制电路206可通过基于感测窗口内的运动信号的感测阈值交点从存在于心房周期内的运动信号中检测心室事件来确定心室事件度量。在其它实例中，可以在每个感测窗口期间(或在每个心房周期的全部或一部分期间)确定一个或多个运动信号特征，以检测所识别的心房周期内的心室事件。此类运动信号特征可以包括但不限于从心房事件到感测阈值交点的心室事件时间、最大绝对峰值加速度、最大峰峰加速度、加速度信号的最大斜率、加速度信号的面积(例如，在感测窗口期间采样点振幅的积分或求和)、从心房电事件到最大绝对峰值加速度的时间，或总加速度信号波形的形态中的一者或多者。可以为每个心房周期确定运动信号特征或特征的任何组合，以确定心房周期内的心室事件度量。在一些实例中，将运动信号特征或特征的组合与心室事件检测标准进行比较，以检测心房周期内的每个心室事件，这可以包括要求在每个心房事件之后在感测窗口内检测心室事件。
271.心室事件度量可以被确定为在心房周期内检测到的心室事件的计数，其可以被称为av传导周期的计数。或者，心室事件度量可以被确定为没有心室事件检测的心房周期的计数，其可以被称为av阻滞周期的计数。由控制电路206执行的用于在所识别的心房周期期间检测心室事件信号的技术的实例在下面结合图9至11和14描述。
272.在一些实例中，在框306处确定心室事件度量包括更新av传导周期计数和/或av阻滞周期计数。例如，每当在心房周期期间没有检测到心室事件时，可以增加av阻滞周期计数器。在框308处，可将计数器值与av阻滞阈值进行比较。在一个实例中，如果在两个心房电事件中的每一个之后没有检测到心室事件的情况下识别了所识别的心房电事件中的至少两个(或其它选定的阈值数量)，则控制电路206可以在框308处确定满足av阻滞标准。在一些情况下，控制电路206响应于在没有检测到来自运动信号的心室事件信号的情况下发生的阈值数量的连续心房周期而检测av阻滞。针对在下一个心房电事件(其结束当前心房周期)之前没有检测到心室事件的情况下识别的每个心房电事件，可以增加av阻滞周期计数器。如果在av阻滞周期计数器值达到av阻滞检测阈值之前在心房周期期间检测到心室事件，则控制电路206可将av阻滞周期计数器重置为零。
273.在另一实例中，控制电路208可设置指示在一系列连续心房电事件中的每个心房电事件之后检测到或不存在心室事件信号的标志。先进先出缓冲器可存储一系列连续心房周期中的每一个的标志的值(例如，分别指示心室事件检测或无心室事件检测的高值或低
值)。当心室事件检测器电路240在选定数量的心房周期中的两个、三个、四个或更多个(例如，六个、八个、十个、十二个或其它选定数量的心房周期)内未从运动信号中检测到心室事件时，在框308处可由控制电路206确定满足av阻滞标准。在框306处，控制电路206可将在预定数量的心房周期中没有检测到心室事件信号的心房周期的百分比或比率确定为心室事件度量，并在框308处与av阻滞标准进行比较。
274.在其它实例中，在框306处确定的心室事件度量可以由控制电路206从多个心房周期内的运动信号中确定，而不需要设置感测窗口。例如，心室事件度量可以被确定为av激活时间度量，该av激活时间度量基于在每个心房周期期间心室事件信号的时间，如下面结合图12至13所描述的。在其它实例中，控制电路206可以通过在包括所识别的心房周期的检测时间间隔内从运动信号中确定积分度量来确定心室事件度量。基于被确定为积分度量的心室事件度量来确定何时满足av阻滞标准的实例在下面结合图15至16描述。
275.在其它实例中，心室事件度量可以是未检测到心室事件信号的时间间隔。例如，控制电路206可以在每次检测到心室事件信号时启动定时器，并确定直到检测到下一个心室事件信号的时间。在框308处，控制电路206可将时间间隔与指示av阻滞可能发生的阈值时间间隔进行比较。在一些实例中和/或基于心房速率，阈值时间间隔可以在白天比在夜晚更长。例如，当两个连续检测到的心室事件信号之间的时间间隔大于三秒或其它选定阈值时，在框308处，控制电路206可以确定满足av阻滞标准。在一些实例中，可以在晚上设置较长的时间间隔阈值以用于确定av阻滞，例如5秒、6秒或更长。两个连续心室事件信号之间的时间间隔的确定不一定需要识别心房周期，这使得框302对于确定何时满足av阻滞标准是任选的。
276.在框308处由控制电路206应用的av阻滞标准可以包括确定av阻滞是被检测到阈值次数还是被检测到心房周期的连续序列的阈值次数。例如，针对至少两个、三个或其它选定数量的8个连续心房周期的序列，当在8个连续心房周期的序列中的少于6个周期时从运动信号中检测到心室事件信号时，控制电路206可以检测av阻滞。连续心房周期的序列可以是重叠的或非重叠的，并且可以是连续的或非连续的心房周期的序列。例如，控制电路206可以确定在n个连续心房周期的第一和第三序列中在小于阈值数量的心房周期中检测到心室事件，并且在n个连续心房周期的第二序列中在大于阈值数量的心房周期中检测到心室事件。响应于具有少于与检测到的心室事件相关联的心房周期的阈值数量的连续心房周期的第一和第三序列，控制电路206可以在框308处确定满足av阻滞标准。
277.当在框308处未满足av阻滞标准时，控制电路206可返回到框302以等待下一个心房电事件(或心房事件的序列或其它定义的时间间隔)并继续监测运动信号以确定下一个心室事件度量。当控制电路206在框308处确定满足av阻滞标准时，控制电路206在框310生成输出。输出可以包括存储在存储器210中的av阻滞警报或通知，其可以通过遥测电路208传输到外部装置20。可以存储在存储器210中并被传输到外部装置20的所生成的输出可以包括由控制电路206确定的av阻滞检测数据和/或运动信号和/或心脏电信号的相关发作，这两者都可以存储在存储器210中直到发起遥测会话。作为实例，控制电路206可通过确定心室事件检测器电路240未检测到心室事件的心房周期的百分比，检测到av阻滞的心房周期的时间或总数，检测到av阻滞时的心房速率，和/或与无心室事件检测相关联的所感测的和起搏的心房事件的百分比来确定并生成av阻滞相关数据的输出。
278.在一些实例中，在框310处生成的输出可以包括起搏治疗调整。在一些情况下，响应于满足av阻滞标准，控制电路206可以降低心房起搏速率。心房起搏速率的降低可促进av传导。当起搏器14(或起搏器254)能够递送心室起搏时，如在图4和图5的实例配置中，控制电路206可以在框310处通过启用脉冲发生器202以生成心室起搏脉冲来生成av阻滞检测输出。
279.在一些实例中，当起搏器14(或254)被配置成例如从心房植入位置递送心室起搏脉冲以递送希氏束起搏时，脉冲发生器202可以响应于在心房电事件之后未检测到心室事件而在框310处生成心室起搏脉冲。例如，控制电路206可以响应于检测到av阻滞而启用心室备用起搏。起搏定时电路242可以设置备用心室起搏间隔。当备用心室起搏间隔期满而没有检测到心室事件信号(来自作为ffrw的心脏电信号和/或来自运动信号)时，脉冲发生器202可以递送心室起搏脉冲。可以响应于检测到的最近的先前心室事件而使备用心室起搏间隔开始。在其它实例中，可以响应于相对长的av起搏间隔(例如300ms或更长)的期满而递送备用心室起搏脉冲，该期满没有由心室事件检测器电路240检测到心室事件。长的av起搏间隔可以在p波被感测电路204感测到或心房起搏脉冲被脉冲发生器202递送时开始。这样，可以在心房周期期间没有心室事件的情况下提供心室起搏支持。在一些实例中，在无需等待在框308处满足av阻滞标准的情况下，控制电路206可以在未检测到心室事件的每个心房周期期间启用备用心室起搏脉冲的递送。
280.在其它实例中，在框310处，控制电路206可以响应于满足av阻滞标准而将起搏模式从仅心房起搏模式切换到包括心房跟踪心室起搏的起搏模式。起搏定时电路242可以响应于每个心房电事件来设置av起搏间隔，并且脉冲发生器202可以在av起搏间隔期满而没有所感测的ffrw、r波或机械心室事件时生成心室起搏脉冲。
281.然而，在框310处启用心室起搏是任选的。起搏器14可以被配置用于在不具有心室起搏能力的情况下将单腔起搏递送到ra，但是仍然可以被配置成检测av阻滞以启用对满足av阻滞标准的其它响应，如生成通知或警报、存储包括心室事件度量、运动信号特征、egm和/或运动传感器信号发作的av阻滞相关数据，和/或提供其它治疗响应。av阻滞数据和通知可以由遥测电路208传输。在框310处生成的输出可以包括将与满足av阻滞标准相关联的数字egm信号发作和/或数字运动信号发作存储在存储器210中以供遥测电路208稍后传输。为了便于确认av阻滞检测和/或控制心室起搏治疗，在框310处由控制电路206生成的输出可以包括使感测电路204能够感测来自心脏电信号的r波或ffrw。
282.图7的过程可以在逐搏的基础上连续执行，用于检测av传导(或阻滞)是否发生在每个心房周期时。在其它实例中，图7的过程可以在调度和/或触发的基础上执行。例如，控制电路206可以在一天的一个或多个调度时间执行流程图350的过程，持续预定的监测时间段或预定数量的心房周期。检测是否满足av阻滞标准的过程可以被调度为例如一天发生一次、两次、三次、四次、六次或八次，并且可以在一分钟、数分钟、一小时、两小时或其它选定时间段或预定数量的心房周期(例如，10个周期、60个周期或更多)内执行。在其它实例中，当心室电事件(例如，r波或ffrw)未被感测电路204感测到时，流程图300的过程可以由控制电路206执行。例如，当控制电路206在预定数量的心房周期或预定时间间隔内没有从感测电路204接收到对应于所感测的r波或ffrw的所感测的心室事件信号时，流程图300的过程可以由控制电路206启动。
283.图8是根据另一实例的由起搏器14(或起搏器254)执行的用于检测av阻滞的方法的流程图350。起搏器14可以被配置成感测来自经由电极162和164接收的心脏电信号的ffrw。在框352处，可以基于心房消隐期之后心脏电信号的ffrw感测阈值交点来感测ffrw，该心房消隐期可以跟随所感测的p波或递送的心房起搏脉冲。在一些实例中，使用两个不同的带通频率对心脏电信号进行滤波，以使得能够从一个滤波的信号中进行ffrw感测以及从不同滤波的信号中进行p波感测。近场p波通常具有比ffrw更高的频率分量。感测电路204可以包括一个具有相对较高的带通(例如20至60hz)的滤波器，用于传递p波信号，使得感测电路204的事件检测器224能够从心脏电信号中检测p波。感测电路204可以具有第二滤波器，其具有相对较低的带通，例如7至60hz，用于传递ffrw。心脏事件检测器224可以从较低带通滤波的信号中检测ffrw，其可以在心房消隐时段内在每个所感测的p波上消隐。用于感测ffrw的其它技术可以由控制电路206使用从adc 226接收的数字egm信号来执行，其可以包括确定用于从心脏电信号中感测ffrw的信号宽度、信号面积、峰值振幅、波形形态或其它信号特征或特征的组合。多种技术可用于从心房腔感测的心脏电信号中感测ffrw。本文公开的技术不限于用于从心脏电信号中感测ffrw的特定方法。
284.在框354处，控制电路206可以确定ffrw感测何时丢失。当ffrw未与心房电事件(即，所感测的p波和心房起搏脉冲)以1:1的比率被感测到时，控制电路206可以确定ffrw感测丢失。例如，当在预定数量的连续心房周期(例如，两个，三个或其它预定数量的心房周期)期间没有感测到ffrw时，控制电路206可以确定ffrw感测丢失。在其它实例中，当在超过预定百分比的心房周期期间没有感测到ffrw时，例如，当在超过20％、25％或其它百分比的心房周期期间没有感测到ffrw时，控制电路206可以确定ffrw感测丢失。在一些实例中，当在没有感测到ffrw的情况下发生y个心房周期中的至少x个(例如8个心房周期中的2个)时，控制电路206检测到ffrw感测的丢失。
285.在其它实例中，当存在心房心动过速或心房纤维性颤动时，ffrw感测可由控制电路206暂停，因为在快速心房速率期间不能从心房egm信号中可靠地感测ffrw。在框354处，暂停的ffrw感测可被确定为丢失的ffrw感测。
286.响应于检测到ffrw感测的丢失，控制电路206在框356处启用运动信号的感测和分析。在一些实例中，运动传感器212可以被断电直到ffrw感测丢失，以保护电源214。当检测到ffrw感测的丢失时，控制电路206可以通过控制电源214向运动传感器212递送电流来基于运动信号启用av阻滞检测。可以选择三维加速度计的一个或多个轴信号用于确定心室事件度量。因此，在框356处，由控制电路206选择用于检测av阻滞的每个加速度计轴可以由电源214供电。
287.在其它实例中，运动传感器212中所包括的加速度计的至少一个轴可以被供电以产生用于确定患者身体活动度量的加速度信号。控制电路206可在框356处通过向附加的加速度计轴供电以产生用于确定运动信号特征的轴信号来启用来自运动信号的av阻滞监测，启用运动传感器212对一个或多个加速度计轴信号的带通滤波，和/或启用处理器244和/或心室事件检测器电路240以执行对从运动传感器212接收的加速度计轴信号的处理和分析以用于av阻滞检测。
288.在框358处，控制电路206可以确定多个心房周期内的心室事件度量。在一些实例中，心室事件检测器电路240可以如上所述从一个或多个心房周期内的运动信号中确定一
个或多个运动信号特征，以在框360处确定用于与av阻滞标准进行比较的av阻滞周期计数。用于确定运动信号特征以确定何时满足av阻滞标准的技术的附加实例在下面结合图9至16描述。当控制电路206确定未满足av阻滞标准时，控制电路206可以返回到框352。如果重新获得ffrw感测(例如，当不再满足用于检测ffrw感测的丢失的任何实例标准时)，控制电路206可以在框352处将运动传感器断电或停止处理用于av阻滞监测的运动信号并继续感测ffrw。控制电路206可以继续监测ffrw感测的丢失。如果仍然检测到ffrw感测的丢失，则控制电路206继续处理和分析运动信号以确定何时满足av阻滞标准。如果在框360处满足av阻滞标准，则控制电路206在框362处生成输出。上文结合图7给出的作为对满足av阻滞标准的响应的任何实例可以由控制电路206在框362处执行，并且可以与将输出存储在存储器210中协作地执行，该输出可以根据需要由感测电路204、脉冲发生器202和/或遥测电路208使用或后续被传递到感测电路、脉冲发生器和/或遥测电路。例如，存储心脏电信号和/或运动信号段、调整治疗、传输数据等可以在框362处包括在生成的输出中。
289.在其它实例中，当ffrw感测丢失时，控制电路206可以监测运动信号以检测作为av传导证据的心室事件信号，而不是感测ffrw并启用对av阻滞的运动信号监测。当来自运动信号的心室事件信号感测丢失时，例如，检测到的心室事件与心房周期的比率小于1:1时，控制电路206可以启用ffrw感测，以基于在每个心房事件之后不存在ffrw来确认av阻滞。
290.图9是在正常av传导期间心脏电信号402和同时记录的加速度计轴信号410、420和430的图400。心脏电信号是心房egm信号，其可以由感测电路204从经由电极162和164从患者心脏感测的信号中产生。加速度计轴信号410、420和430是由运动传感器212产生的整流滤波信号。每个加速度计轴信号410、420和430可以从包括在运动传感器212中的三维加速度计的相应轴信号中产生。每个加速度计轴信号410、420和430被带通滤波，例如被10至30hz的带通滤波器带通滤波，并被运动传感器212整流并被传递到控制电路206。
291.心脏电信号402包括心房p波404，每个随后是ffrw 406。每个轴信号410、420和430分别包括跟随每个ffrw 406的心室事件信号412、422和432。在图9的实例中，av传导是完整的，使得每个心房p波404被传导到心室，如由跟随每个p波404的ffrw 406所证明的，以及心室的后续机械收缩，如由跟随每个p波404的每个轴信号410、420和430(分别地)的心室收缩事件信号412、422和432所证明的。术语“心室收缩事件信号”通常是指由于三尖瓣和二尖瓣的闭合、心室收缩和/或肺动脉瓣和主动脉瓣的打开而出现在运动信号中的信号。
292.如轴信号410所绘示，每个轴信号可以包括跟随心室收缩事件信号412的心室舒张事件信号421。心室舒张事件信号421可以对应于心室收缩的结束和心室舒张的开始，伴随肺动脉瓣和主动脉瓣的闭合以及心室周期的心室舒张和充盈阶段。本文描述的用于检测心室事件的技术可以对应于检测对应于心室收缩的心室收缩事件信号412(或422或432)，因为心室收缩事件信号412通常是运动信号中的最大振幅信号，并且因此具有促进av传导和av阻滞之间的可靠区分的最大信号强度。然而，应当认识到，运动信号的心室信号可以包括对应于心室收缩和/或舒张期间心室的机械活动的多个信号峰值，如心室收缩信号412和舒张信号421，其可以在av传导完整时被检测到。这些信号412和421的缺失可能是检测av阻滞的证据。在一些实例中，运动信号中存在的心室收缩事件信号和心室舒张事件信号都可以对从运动信号中确定的心室事件度量有贡献，用于确定何时满足av阻滞标准并检测av阻滞。从可以包括心室收缩和心室舒张事件信号的贡献的运动信号中确定的心室事件度量的
实例在下面描述，例如结合图16和17，其中心室事件信号被确定为积分度量。
293.每个轴信号可以包括对应于每个p波404之后的心房收缩的心房事件信号411(如信号410所示)。如前所述，在一些实例中，可以通过从运动信号中识别心房事件信号411来识别心房周期。然而，由于心房事件信号411与心室事件信号412和421相比相对较小，所以当在心房腔中或心房腔上可获得感测电极时，心房p波404可以是比运动信号的心房事件信号411更可靠的用于识别心房周期的信号。
294.感测电路204响应于感测每个p波404，例如响应于心脏电信号402跨越p波感测阈值405，生成p波感测事件信号408。控制电路206可以通过响应于接收到每个p波感测事件信号408而识别心房电事件来识别心房周期407。控制电路206可以通过识别与每个心房周期407相关联的两个连续心房事件来识别多个心房周期407。在一些实例中，控制电路206被配置成响应于接收到p波感测事件信号408来识别心房周期407，并且响应于接收到p波感测事件信号，设置应用于一个、两个或所有三个加速度计轴信号410、420和430或被确定为任意两个或所有三个加速度计轴信号410、420和430的组合(例如，求和)的组合信号的心室事件感测窗口416。心室事件感测窗口416可以由控制电路206响应于每个p波感测事件信号408来设置。
295.当接收到p波感测事件信号408时，感测窗口416可以在开始时间413无延迟地开始。在其它实例中，感测窗口416可以具有开始时间413，该开始时间发生在p波感测事件信号408之后的预定延迟处，例如，在50ms、100ms、150ms或其它间隔之后，该开始时间可以用来消隐任何心房运动信号，例如，存在于紧接p波404之后的加速度计轴信号410、420和430中的心房事件信号411。虽然在图400的实例中示出在每个心房周期时感测固有p波404，但是应当理解，当监测av阻滞时，控制电路206可以在任何心房电事件、所感测的固有p波或心房起搏脉冲之后设置心室事件感测窗口416。
296.在所示的实例中，心室事件感测窗口416具有结束时间417，在该实例中，在p波感测事件信号408之后，该结束时间可以被设置为心房电事件之后的预定时间间隔。结束时间417可被设置为300ms、400ms、500ms、550ms、600ms、650ms或心房电事件之后的其它选定时间间隔。在一些实例中，结束时间417可由控制电路206调整，并可随心房速率而变化，例如，随较长的心房周期而增加、随较短的心房周期而减小，和/或根据心房电事件是起搏还是感测而不同地设置。
297.针对所有三个轴信号410、420和430，所示的感测窗口416具有相同的开始时间413和结束时间417。然而，当多于一个轴信号和/或轴信号的组合被用于检测av阻滞时，可以为每个轴信号或信号的组合唯一地设置感测窗口416。例如，由于与沿着运动传感器212的相关轴的心室收缩相关联的最大加速度相对于p波感测事件信号408的定时，针对特定轴信号，感测窗口416可以更早或更晚开始和/或更早或更晚结束。
298.控制电路206可以在感测窗口416期间设置分别应用于加速度计轴信号410、420或430中选定的一个、两个或所有三个的心室事件感测阈值418、428或438。在一些实例中，任何两个或所有三个轴信号410、420和430可以由控制电路206组合，例如通过对滤波的和整流的轴信号的时间对准的采样点振幅求和。可以对确定为两个或所有三个加速度计轴信号410、420和430的组合的所得信号执行由控制电路206执行的用于确定如本文所述的何时满足av阻滞标准的各种操作，包括设置感测窗口416和设置心室事件感测阈值。心室事件感测
阈值、选定的轴信号(或信号的组合)以及感测窗口开始和结束时间可以是av阻滞检测参数，其可以由用户使用外部装置20来编程。
299.响应于相应的加速度计轴信号410、420或430在感测窗口416期间的心室事件阈值交点414、424或434，控制电路206检测心室事件并确定相关联的心房周期为av传导周期(标记为“avc”437)。在一些实例中，心室事件感测阈值可以被设置为较低，甚至低于心房事件峰值振幅，并且感测阈值交点的数量可以被计数。当在感测窗口416期间或在心房周期期间达到至少阈值数量的感测阈值交点时，控制电路206可将心房周期确定为av传导周期。感测阈值交点的阈值数量可以是一个、两个、三个、四个或更多，并且可以仅包括正向交点，仅包括负向交点或包括正向和负向交点。
300.当至少一个轴信号410、420或430在感测窗口416期间跨越心室事件阈值418、428或438至少阈值次数时，控制电路206可计数av传导周期(或不计数av阻滞周期)。在其它实例中，控制电路206可以要求至少两个或所有三个轴信号和/或两个或所有三个轴信号的一个或多个组合跨越相应的心室事件阈值，以便将相关联的心房周期检测为av传导周期。在一些实例中，控制电路206可以计数在预定数量的心房周期内没有确定av传导的心房周期的数量。当阈值数量的心房周期与未确定的av传导相关联(即，av阻滞周期)时，控制电路206可检测av阻滞。在一些实例中，控制电路206可以为存储器210中的缓冲器中的每个心房周期设置av阻滞或av传导(avc)标志(示为avc标签437)，以便于计数与av传导确定相关联的心房周期和/或计数av阻滞周期。在图400的实例中，心室事件感测阈值在每个感测窗口416期间被跨越，导致没有av阻滞周期，因此针对所示的心房周期，控制电路206确定未满足av阻滞标准。
301.在图9的实例中，针对轴信号410将心室事件感测阈值418设置为75个adc单位，并且针对轴信号420和430将心室事件感测阈值428和438设置为50个adc单位。一个adc单元可以对应于11.8milli-g(其中1g是重力加速度)并且100milli-g可以对应于1m/s2加速度。因此，50至75个adc单元的阈值可以对应于大约6m/s2至大约9m/s2的加速度。在其它实例中，心室事件阈值可以在3m/s2和10m/s2之间。可以为给定的轴信号或轴信号的组合选择心室事件感测阈值，并且当正在监测多于一个的单轴信号和/或轴信号的组合以检测av阻滞时，可以为不同的单轴信号或轴信号的组合不同地设置心室事件感测阈值。
302.可以基于从相应轴信号410、420或430中感测的一个或多个相应心室事件信号412、422或432的最大峰值振幅415、425或435来设置并周期性地更新心室事件感测阈值。当控制电路206检测到av传导或与图1的外部装置20交互的用户确认av传导时，可以更新心室事件感测阈值。当两个或更多个轴信号410、420和430的组合用于检测av阻滞时，用于从组合信号中检测心室事件信号的所应用的感测阈值可以基于在已知av传导期间从组合信号中确定的运动信号的最大峰值振幅。
303.在其它实例中，用于检测心室事件信号的阈值可以基于不打算被检测的较低振幅的运动信号来设置，其可以对应于心房收缩或其它非心室事件。可以对运动信号进行滤波以衰减不希望被感测的较低振幅信号的振幅。可以确定其它非心室事件信号(如心房事件或基线噪声)的振幅，并且可以将阈值设置为大于非心室事件信号的振幅(但小于心室事件信号的峰值振幅)。
304.心室事件感测阈值418、428或438可被设置为小于运动信号的平均最大峰值振幅、
中值最大峰值振幅、最大最大峰值振幅、最小最大峰值振幅或指定的第n个最大最大峰值振幅的百分比或差值，当av传导被确定为完整时，运动信号由控制电路206在指定数量的心房周期内确定。例如，当av传导被确定为完整时，控制电路206可以将心室事件感测阈值设置为50％、60％、70％或其它选定百分比的在3、6、8、10、12或其它指定数量的心房周期内确定的最小(或最低)最大峰值振幅。此外，在感测的p波之后应用于选定运动信号的心室事件感测阈值可以根据在递送心房起搏脉冲之后应用于相同运动信号的心室事件感测阈值被唯一地设置。
305.控制电路206可以被配置成在一个或多个心房周期期间确定av激活时间440。本文使用的术语“av激活时间”是指从心房电事件(感测的p波或心房起搏脉冲)到心室事件信号的选定特征或基准点的时间。在其它实例中，av激活时间可以从心房事件、电事件或机械事件(例如，心房事件信号421)到下一个心室事件来确定，下一个心室事件可以是运动信号中的收缩事件信号(例如，信号412)或舒张事件信号(例如，信号421)。在图9的实例中，控制电路206可以将av激活时间440确定为从由感测电路204生成的p波感测事件信号408到分别地给定轴信号410、420或430的相应心室收缩事件信号412、422或432的心室事件感测阈值交点414、424或434的时间。感测的av激活时间440可以在p波感测事件信号之后从在心房起搏脉冲之后确定的起搏的av激活时间中单独确定。
306.控制电路206可确定av激活时间440随时间的趋势，以检测av激活时间的增加趋势或延长。正在增加或已增加的av激活时间可能是传导系统疾病进展的指示。因此，av激活时间可基于逐搏或基于采样来确定，并且平均或中值av激活时间可从指定数量的心房周期(例如，6、8或更多个心房周期)中确定。在各种实例中，可以确定每小时、每天或每周的平均或中值av激活时间。在一些实例中，在一天的一个或多个调度时间或以预定时间间隔，针对指定数量的心房周期或在指定时间间隔时确定av激活时间440。可以确定平均或中值av激活时间，并将其与先前确定的平均或中值av激活时间进行比较，以确定av激活时间的趋势。如果确定av激活时间趋势正在增加，例如增加超过阈值百分比或与先前确定的av激活时间不同的指定差异，则可确定满足av阻滞标准。控制电路206可以生成警报以通知临床医生av激活时间的增加趋势。响应于av激活时间大于至少一个先前确定的av激活时间，控制电路206可检测av激活时间的增加趋势。即使在未满足基于心室事件度量的其它av阻滞标准以使控制电路206能够生成可能的av传导异常或恶化状况的通知时，被确定为满足av阻滞标准的av激活时间的增加趋势也可以确定。
307.在其它实例中，在不满足av阻滞标准时确定的av激活时间可用于设置感测窗口416的开始时间413和/或结束时间417。例如，可以在预定数量的心房周期内确定最小、中值或平均和/或最大av激活时间，并且控制电路206使用该最小、中值或平均和/或最大av激活时间来调整感测窗口416。例如，开始时间413可被调整为包括最小av激活时间。结束时间417可被调整为包括最大av激活时间。感测窗口416可以被设置为以平均或中值av激活时间为中心。感测窗口416可以由控制电路206设置为固定持续时间，或者该持续时间可以被调整(通过调整开始和/或结束时间413和417)以包括当感测窗口416以平均或中值激活时间为中心时至少预定百分比的确定的所有av激活时间。
308.图10是在av阻滞期间可以由起搏器14产生的心脏电信号452和加速度计轴信号460、470和480的图450。心脏电信号450是由感测电路204产生的心房egm信号。心脏电信号
450包括心房p波454和由于av阻滞而在每个心房周期457期间的不同时间出现的异步ffrw 456。每个加速度计轴信号460、470和480是整流的带通滤波信号，其可以由运动传感器212从由三维加速度计的相应轴生成的每个信号中产生。每个加速度计信号460、470和480分别包括跟随ffrw 456的心室收缩事件信号462、472和482。
309.感测电路204响应于心脏电信号452跨越p波感测阈值455而生成p波感测事件信号458。控制电路206可以响应于每个p波感测事件信号455来设置心室事件感测窗口466，如上面结合图9所描述的。控制电路206可以在感测窗口466期间将心室事件感测阈值468、478或488应用于相应的加速度计轴信号460、470或480。如上所述，心室事件感测阈值可以单独地应用于一个、两个或所有三个轴信号460、470和480，和/或应用于两个和/或所有三个轴信号的组合，用于检测感测阈值交点。控制电路206将没有心室事件感测阈值交点的心房周期识别为av阻滞周期(avb 485)。
310.控制电路206可以将av传导周期识别为在感测窗口466期间与心室事件感测阈值交点相关联的任何心房周期。如上所述，当至少一个轴信号460、470或480在感测窗口466期间跨越相应的感测阈值468、478或488时，av传导周期可以由控制电路206检测。在该实例中，当没有轴信号(或轴信号的组合)跨越心室感测阈值时，识别av阻滞周期。在其它实例中，当至少两个或所有三个轴信号跨越相应的心室事件感测阈值或至少两个轴信号的组合跨越心室事件感测阈值时，控制电路206可检测av传导周期。在这种情况下，控制电路206可以将av阻滞周期检测为任何心房周期，在该心房周期期间，至少一个轴信号或两个或更多个轴信号的组合不跨越相应的心室感测阈值。
311.控制电路206可以将心室事件度量确定为在所识别的心房周期内检测到的av阻滞周期的计数，确定为所识别的心房周期之外的av阻滞周期的百分比，或者确定为av阻滞周期与所识别的心房周期的比率。为了便于确定何时满足av阻滞标准，控制电路206可以在存储器210中的缓冲器中设置标志，指示每个感测窗口466(与每个心房周期457相关联)的av阻滞或av传导。例如，存储器210中的先进先出缓冲器可以为预定数量的心房周期(例如，6、8、10、12或其它选定数量的心房周期)的每个心房周期存储avb标志或avc标志(示为标记485)。在每个心房周期457之后，控制电路206可以确定在缓冲器中是否存储了阈值数量的avb标志。在一些实例中，阈值数量的avb标志可能需要是连续的，但在其它实例中可能是非连续的。在先进先出缓冲器中，清除最旧的avb或avc标志，并在下一个心房周期中存储新的标志。在其它实例中，缓冲器可填充预定数量的心房周期的avb或avc标记，然后被清除以存储下一个预定数量的心房周期的avb或avc标记。控制电路206可以通过在下一个预定数量的心房周期之前的清除之前，计数每次填充缓冲器时的avb周期的数量来确定心室事件度量。
312.控制电路206可响应于缓冲器中达到或超过阈值数量的avb标志而将心房周期的序列分类为av阻滞，并响应于av阻滞分类而递增av阻滞检测计数器。当av阻滞检测计数器达到可以是一个或多个的阈值时，控制电路206可以响应于满足av阻滞标准检测到av阻滞。控制电路206可以响应于av阻滞检测而生成输出，这可以包括存储并后续地传输警报或通知以及相关联的数据和/或治疗响应。
313.在图9和10的实例中，用于检测av阻滞周期的运动信号特征是基于运动信号的振幅，并且具体地在每个心房电事件之后的感测窗口期间，运动信号的振幅小于心室事件感
测阈值振幅。在其它实例中，控制电路206可以在感测窗口416和466期间确定运动信号的一个或多个特征，以确定在感测窗口期间是否检测到心室事件作为av传导的证据。例如，控制电路206可以确定感测窗口期间的最大信号振幅、峰值数量、信号宽度、信号面积、最大斜率或其它信号特征或特征的组合。一个或多个特征可用于检测相关联的心房周期的av阻滞周期。控制电路206可以确定这些特征中的一个或多个，以确定是否检测到心室事件信号，从而在图7的框306和图8的框358处确定心室事件度量。
314.在其它实例中，可以确定每个感测窗口416、466上的运动信号的积分，以将每个心房周期识别为avb周期或avc周期。例如，控制电路206可以对感测窗口416或466上的运动信号的整流的采样点振幅求和。在一些实例中，控制电路206可以仅对超过指定的最小阈值振幅的采样点振幅求进行和。可以将采样点振幅的总和与阈值进行比较，以区分给定心房周期的av阻滞和av传导。例如，当求和的振幅小于阈值时，可以设置avb标志以将相关联的周期计数为avb周期。
315.在另一实例中，控制电路206可以确定在感测窗口期间在整流的运动信号中超过指定的最小阈值振幅的采样点的计数，并且将该计数与阈值计数进行比较以区分av阻滞和av传导心房周期。当采样点计数大于阈值时，控制电路206在感测窗口中检测心室事件，并且心房周期可以被识别为av传导周期。当采样点计数小于阈值时，控制电路206检测av阻滞周期。av阻滞周期的计数或av阻滞周期与av传导周期的比率可以被确定为心室事件度量，该心室事件度量由控制电路206与av阻滞检测标准进行比较。
316.如上文结合图9所描述的，控制电路206可将av激活时间490确定为从由感测电路204生成的p波感测事件信号458(或从心房起搏脉冲)到运动信号的心室事件感测阈值交点的时间，如图10的实例中的轴信号460所示。av激活时间490的可变性和/或av激活时间490的增加趋势可由控制电路206确定，以确定何时满足av阻滞标准。
317.图11是根据另一实例的可由医疗装置执行的用于区分av阻滞心房周期和av传导心房周期的方法的流程图380。控制电路206可执行运动信号波形的形态分析，以确定心室事件是否在响应于心房电事件而设置的感测窗口内，例如，图9和10的感测窗口416和466。在已知的av传导期间，控制电路206可以在框382处建立心室事件形态模板。遥测电路208可以从用户接收确认av传导的命令。在其它实例中，控制电路206可基于在如图9所示的感测窗口416期间心房电事件和心室事件感测阈值交点的1:1比率来检测av传导。
318.另外，在框382处，控制电路206可以建立一个或多个p波形态度量或特征。例如，控制电路206可以在框382处从心脏电信号中建立p波模板。在一些实例中，可以建立对应于固有p波的一个p波模板，并且可以建立对应于起搏引起的p波的另一p波模板。p波模板可以在已知的av传导期间建立。在其它实例中，固有和/或起搏引起的p波的一个或多个特征可以被确定为正常p波的形态特征。此类特征可以包括真实p波信号的最大峰值振幅、p波宽度、最大p波斜率、多个信号峰值、p波面积或其它区别特征或特征的组合。在av阻滞期间，ffrw信号可能与心房egm信号中的p波同时发生或重叠，使得p波形态与正常p波相比发生改变。p波模板和/或一个或多个p波形态特征可以由控制电路206在包括p波感测事件信号的时间的p波形态窗口上从心脏电信号中建立。起搏引起的p波模板可以通过响应于心房起搏脉冲递送而设置p波形态窗口来建立。
319.在一些实例中，心室和/或心房事件形态模板可以由控制电路206在框382处使用
小波变换技术来建立。可以例如使用haar小波变换方法从感测窗口期间的运动信号中确定小波变换系数。数字化的平均运动传感器信号和/或相关联的小波变换系数可以存储在存储器210中作为心室事件形态模板。数字化的平均p波信号和/或相关联的小波变换系数可以存储在存储器210中作为p波形态模板(用于固有和/或起搏事件)。在其它实例中，形态模板可以从在确认的av传导期间获得的时间平均信号的小波变换中生成。可以通过确定来自多个形态感测窗口的运动信号(或用于p波模板的电信号)的整体平均来确定时间平均信号。整体平均可通过在多个感测窗口的持续时间上对窗口内的信号求平均或基于事件(心室事件或p波)的基准点(如阈值交点或最大峰值振幅)在时间上对准每个事件信号且对时间对准的信号求平均来获得。为生成心室事件形态模板和任选地p波形态模板并将未知信号与相应形态模板进行比较而执行的处理可以包括时域中的其它技术或除了小波变换方法之外的变换技术。
320.在已知av传导期间建立心室事件模板之后，控制电路206可以开始监测av阻滞。在框384处，控制电路206通过识别心房电事件来识别心房周期，并在框386处设置心室事件感测窗口。控制电路206在框388处确定形态匹配分数。例如，形态匹配分数可以通过在心室事件感测窗口期间对运动信号执行小波变换以生成一组小波系数来确定。小波系数可以具有表示信号波形的频率分量的振幅的预定加权。可以将这些小波系数与为心室事件模板建立的小波系数进行比较，以确定形态匹配分数。
321.形态匹配分数表示对应于已知av传导的心室事件模板的小波系数和存在于感测窗口中的未知波形的小波系数之间的相关性，其可以基于预定的基准点(如最大采样点振幅或感测窗口的开始时间以及跨越感测窗口)与模板对准。可以使用用于确定在未知av传导状态期间建立的心室事件模板和运动信号之间的相关性的各种模板或形态匹配技术来确定形态匹配分数。此类技术可以包括各种波形相关性分析、在感测窗口期间运动信号波形的多个基准点或特征的确定，如在感测窗口期间整流信号的面积、最大峰值振幅、峰值或零点交点的数量(整流之前)、拐点、峰值斜率等。
322.在一些实例中，在框388处，控制电路206可确定心房形态窗口期间的未知心脏电信号与p波模板之间的形态匹配分数，该形态匹配分数对应于感测的固有p波或起搏的心房周期。在这种情况下，高形态匹配分数表示真实的p波。低形态匹配分数可以指示与p波伴随发生的ffrw，其可以发生在例如第3程度av阻滞期间。当这种情况发生时，ffrw之后的后续心室事件信号可能看起来与呈现av传导的错误证据的p波同步。这样，即使当从运动信号中确定的心室事件形态匹配分数为高时，检测到低p波形态匹配分数或其它p波形态特征与参考p波形态特征的低匹配也可能是av阻滞的证据。当从运动信号中检测到心室事件形态时，基于心房egm信号的低p波形态匹配分数的检测可由控制电路206用于区分不同类型的av阻滞和/或更准确地跟踪长心室暂停的频率和持续时间(当基于一个或多个心室事件度量不存在心室事件信号时)。
323.在框390处，控制电路206比较心室事件形态匹配分数，并且可以将p波形态匹配分数和任何其它确定的运动信号特征和/或p波信号特征与心室事件检测标准进行比较。为了检测心室事件感测窗口内的心室事件，可能需要心室形态匹配分数超过阈值。例如，如果形态匹配分数具有0至100的可能范围，则匹配阈值可以是50、60、70或其它阈值。也可以要求p波形态匹配分数超过心房事件匹配阈值，以验证ffrw与p波不一致，例如，小于60、50、40、30
或其它选定阈值。在其它实例中，控制电路206可以将p波形态匹配分数和/或一个或多个心脏电信号形态特征与所建立的p波参考值进行比较。当确定的匹配分数和/或从p波形态窗口中确定的心脏电信号特征与参考值不匹配时，控制电路206可以检测改变的p波形态。
324.当心室事件形态匹配分数大于阈值分数并且未检测到改变的p波形态，并且任何其它确定的运动信号特征满足心室事件检测标准时，确定该心房周期发生av传导。在该周期内没有检测到av阻滞。在一些实例中，控制电路206可返回到框382，以基于所检测到的与av传导相关联的心室事件来更新心室电事件模板(以及任选地更新p波模板)。控制电路206可以使用在框390处检测到的心室事件信号来在框382处更新模板。控制电路206可以使用p波信号来更新相关联的固有的或起搏的p波模板。模板可以在每次检测到av传导周期时或在调度的基础上周期性地更新。当未调度模板更新时，控制电路206可以返回到框384以识别下一个心房周期，以继续监测av阻滞周期。
325.当心室事件形态匹配分数或其它运动信号特征在框390处不满足心室事件检测标准时，控制电路206在框392处检测av阻滞周期。在一些实例中，当心室事件形态匹配分数大于匹配阈值分数并且检测到改变的p波形态时，控制电路206可在框390处确定满足心室事件检测标准。在框390处当满足心室事件检测标准时，控制电路206在框392处检测av阻滞周期。在框394处，控制电路206可在存储器210中的缓冲器中设置av阻滞标志或更新av阻滞计数器。控制电路206可以使用在感测窗口期间基于形态分析和/或其它运动信号特征的心房周期的av阻滞检测来确定何时满足用于检测av阻滞发作(框396)和生成av阻滞输出(框398)的标准。
326.可以基于在框396处检测到的阈值数量的连续av阻滞周期的标准来检测av阻滞发作，该标准指示长心室暂停，例如三个连续av阻滞周期或更多。检测表现为长心室暂停的av阻滞发作所需的阈值数量的av阻滞周期可以基于心房速率来设置。例如，如果心房速率是每分钟60次搏动，则控制电路206可以设置检测对应于至少3秒长的av阻滞的心室暂停所需的至少三个连续av阻滞周期的阈值。当心房速率为每分钟100次搏动时，控制电路206可将阈值数量的av阻滞周期设置为至少5个连续av阻滞周期，以检测至少3秒的av阻滞发作。在一些实例中，当非连续av阻滞周期以预定数量的心房周期之外的阈值百分比或频率发生时，在框396处，av阻滞发作可以由控制电路206检测。当检测到阈值数量的av阻滞发作(一个或多个)、一个或多个av阻滞发作的持续时间达到阈值持续时间、av阻滞发作频率和/或持续时间的增加趋势，或av阻滞严重性的其它度量满足用于提供对检测到的av阻滞的响应的av阻滞标准时，控制电路206可根据本文提供的任何实例在框398处生成响应，如警告或通知、av阻滞中的总时间的确定、心脏信号的存储，和/或根据上面给出的任何实例调整治疗。
327.图12是可由另一实例中的起搏器14感测的心脏信号的图500。由感测电路204感测的心脏电信号502包括心房p波504，每个随后是ffrw 506。由包括在运动传感器212中的三维加速度计产生的每个加速度计轴信号510、520和530被运动传感器212带通滤波和整流，并被传递到控制电路206。每个轴信号510、520和530分别包括心室收缩事件信号512、522和532，每个跟随ffrw 506。在图10的实例中，av传导是完整的，使得每个心房p波504被传导到心室，如由跟随每个p波504的ffrw 506所证明的，以及心室的后续机械收缩，如由跟随每个p波504的心室收缩事件信号512、522和532所证明的。
328.感测电路204响应于感测每个p波504，例如响应于心脏电信号502跨越p波感测阈值505，生成p波感测事件信号508。在一些实例中，控制电路206被配置成识别在每个p波感测事件信号508之后(并且在下一个p波感测事件信号或心房起搏脉冲之前)的运动传感器信号的最大峰值振幅514。虽然在图500的实例中示出在每个心房周期时感测固有p波504，但是应当理解，控制电路206可以识别在每个心房电事件、感测的p波或心房起搏脉冲之后的运动传感器信号的最大峰值振幅。在说明性实例中，控制电路206使用第一加速度计轴信号510来监测av阻滞。在该实例中，在基于接收p波感测事件信号508(或起搏的心房节律期间的心房起搏脉冲)而识别的每个心房周期期间，从加速度计轴信号510中识别最大峰值振幅514。在其它实例中，如参考轴信号510所描述的那样执行的操作可以并行操作或顺序地对轴信号510、520或530中的任何一个、两个或所有三个执行。在其它实例中，任何两个或所有三个轴信号510、520和530可以由控制电路206组合，例如通过对滤波的和整流的信号的时间对准的采样点振幅求和。可以对确定为两个或所有三个轴信号510、520和530的组合的所得信号执行用于确定何时满足av阻滞标准的操作。
329.控制电路206可以确定每个所识别的最大峰值514的振幅518。附加地或可选地，控制电路206可以确定从与心房周期的开始相关联的每个p波感测事件信号508(或心房起搏脉冲)到后续最大峰值振幅514(在下一个心房电事件之前)的时间间隔516。每个心房电事件和运动信号最大峰值之间的时间间隔516可以由控制电路206分析，用于确定心室事件度量和检测av阻滞。在图12中，时间间隔516可以被称为av激活时间，因为它们是从心房电事件直到心室的机械激活(收缩)的时间。在一些实例中，控制电路206可以将av激活时间516与用于检测给定心房周期时的av阻滞的阈值激活时间进行比较。控制电路206可以将为每个识别的心房周期确定的av激活时间与上阈值激活时间间隔507进行比较。长于上阈值激活时间间隔507的任何av激活时间指示av阻滞周期。在一些实例中，控制电路206可将av激活时间与下阈值进行比较。任何小于下阈值激活时间间隔的av激活时间均表明作为av阻滞周期的证据的不传导的心室事件和心房电事件与心室事件之间的不同步。当av激活时间516大于上阈值时间间隔507或小于下阈值时间间隔时，控制电路206可以确定该心房周期存在av阻滞。在一些实例中，可以在感测的固有p波之后而不是在递送的心房起搏脉冲之后设置不同的上阈值激活时间间隔和/或下阈值激活时间间隔。av电传导时间(例如，从p波到ffrw)以及av激活时间在固有p波之后而不是在心房起搏脉冲之后可能不同。控制电路206可以通过在预定数量的所识别的心房周期内计数被识别为av阻滞周期(具有在阈值范围之外的av激活时间)的心房周期来确定心室事件度量。如果av阻滞计数达到阈值计数，则控制电路206可检测av阻滞。av阻滞计数器可以在预定数量的心房周期之后或在没有av阻滞确定的情况下发生阈值数量的心房周期时被复位或清零。
330.在其它实例中，控制电路206可通过确定在预定数量的心房周期内确定的av激活时间的一个或多个度量来确定心室事件度量。控制电路206可以确定至少一个av激活时间度量，该av激活时间度量与在预定数量的心房周期内确定的av激活时间的可变性或其它散布度量相关。附加地或可选地，控制电路206可以确定至少一个av激活时间度量，该至少一个av激活时间度量对应于在预定数量的心房周期内确定的av激活时间的中心的平均值或其它度量。作为实例而非限制，控制电路206可确定最大av激活时间、最小av激活时间，平均av激活时间、中值av激活时间、av激活时间的范围、连续av激活时间之间的递差的和、平均
值或范围，每个av激活时间和最大、最小、平均或其它所选参考av激活时间之间的差的和、平均值或范围，或其任何组合。控制电路206可以将这些av激活时间度量中的一个或多个与用于检测预定数量的心房周期的av阻滞的标准进行比较。例如，当av激活时间范围超过阈值范围时，可检测到av阻滞。
331.在图12的说明性实例中，平均av激活时间为260毫秒，范围为40毫秒，并且标准偏差为20毫秒。如可以在图12中观察到的，每个av激活时间516在持续时间上是类似的，使得连续的av激活时间之间的范围、标准偏差和任何总和将相对较小。控制电路206可将av激活时间的这些或其它度量与av阻滞标准进行比较。例如，可以将平均av激活时间与阈值激活时间进行比较，并且可以将范围与阈值范围进行比较。当平均av激活时间小于与正常av传导相关联的阈值av激活时间(例如，小于300ms)，并且该范围小于与正常av传导相关联的阈值范围(例如，小于60ms)时，不满足av阻滞标准，并且控制电路206不检测av阻滞。控制电路206可以将对应于集中趋势和/或散布的一个或多个av激活时间度量与用于在预定数量的心房周期内检测av阻滞的av阻滞标准进行比较。
332.图13是在av阻滞期间心脏电信号552和加速度计轴信号560、570和580的图550。心脏电信号552包括与p波信号554异步发生的p波信号554和ffrw 556。感测电路206响应于感测每个p波信号554而生成p波感测事件信号558。运动传感器212产生滤波的、整流的加速度计轴信号560、570和580，每个分别包括对应于心室收缩的心室收缩事件信号562、572和582。如上所述，控制电路206可以被配置成识别每个心房电事件(每个p波感测事件信号558和每个心房起搏脉冲，当存在时)之后的运动信号(图13的实例中的轴信号560)的最大峰值振幅564。可以确定一个、两个或所有三个轴信号560、570和/或580的最大峰值，或者可以由控制电路206确定两个或所有三个轴信号的组合的最大峰值。用于检测av阻滞的标准可以应用于每个轴信号560、570和580，并且当至少一个信号满足av阻滞标准时，控制电路206可以检测到av阻滞。在其它实例中，可能需要至少两个信号来满足av阻滞标准，以便在预定数量的周期内进行av阻滞检测。
333.在一些实例中，每个识别的最大峰值564的振幅565可以由控制电路206确定。附加地或可选地，在心房周期期间(在下一个心房电事件之前)，每个心房电事件和运动信号的后续最大峰值振幅564之间的av激活时间566可以由控制电路206确定。
334.在一些实例中，控制电路206可以将为每个心房周期确定的每个av激活时间与av阻滞检测阈值时间间隔或范围进行比较。如在图13中观察到的，av激活时间566、567、568和569是可变的，其中非常短的av激活时间569可以短于下av激活时间阈值和异步心室事件的证据，并且非常长的av激活时间567可以长于上av激活时间阈值和av阻滞的证据。每个av激活时间566、567、568和569可以与阈值av激活时间555或av激活时间范围进行比较，该av激活时间范围包括在逐搏基础上的上限和下限，用于计数被识别为具有av激活时间范围之外的av激活时间的av阻滞周期的心房周期。当达到av阻滞周期的阈值计数时，例如6个心房周期中的2个av阻滞周期或8个心房周期中的2个av阻滞周期或其它指定标准，控制电路206可确定满足av阻滞标准并检测av阻滞。
335.在其它实例中，可以为每个心房周期确定av激活时间，并且控制电路206可以将一个或多个av激活时间度量(与如上所述的集中趋势和/或散布相关)确定为心室事件度量，用于与av阻滞标准进行比较。在图13的实例中，平均av激活时间为320ms，范围为430ms，并
且标准偏差为160ms。在该实例中，作为实例，平均av激活时间大于300ms的阈值激活时间，对应于正常av传导。430ms的大范围表示指示av不同步的av激活时间的大可变性。大于范围阈值的av激活时间范围可以满足av阻滞标准。这样，在各种实例中，控制电路206可以检测心房周期的av阻滞，在该心房周期内，av激活时间度量表示长的平均av激活时间和/或大的范围和/或大的标准偏差或av激活时间的其它可变性度量，如变异系数、av激活时间之间的绝对差的平均值等。
336.在一些实例中，控制电路206可以将每个识别出的最大峰值564的振幅565与av阻滞标准进行比较。心室收缩期间峰值加速度的最大振幅的变化可能随着心室体积和压力的差异而发生，在心房周期期间心室不收缩时、与心房周期的比率为1:1时，或在心房周期期间的不同时间，该差异可能发生。在一些实例中，可以将最大振幅565与心室事件阈值振幅进行比较，以验证最大峰值对应于心室事件信号而不是另一运动信号。为了绘示，在图13中，av激活时间568可以不是真正的激活时间，因为结束av激活时间568的最大峰值振幅565非常低并且不跟随ffrw信号556。这样，控制电路206可以使用如最大加速度信号峰值的振幅565的标准来验证av激活时间。
337.例如，可以将每个最大峰值的振幅与阈值振幅进行比较，阈值振幅可以基于当av传导已知时确定的一个或多个最大峰值振幅，例如基于在图12所示的心房周期期间确定的一个或多个最大峰值振幅518。最大峰值阈值可以由控制电路206设置为百分比(例如40％、50％、60％、65％、70％、75％)或其它百分比的当没有检测到av阻滞时确定的最大峰值振幅。当相关联的最大峰值具有大于最大峰值阈值的振幅时，av激活时间566、567、568和569可以由控制电路206确定。在该实例中，控制电路206可忽略av激活时间568，或当相关联的最大峰值具有小于最大峰值阈值的振幅时，将av激活时间568设置为最大av激活时间(例如，大于用于检测av阻滞的阈值激活时间间隔)。运动信号的最大峰值的振幅565的范围或可变性或其它度量可单独使用或与av激活时间度量组合使用，用于在所识别的心房周期内检测av阻滞。
338.图14是根据另一实例的由起搏器14(或254)执行的用于检测av阻滞的方法的流程图600。在图9至10的实例中，响应于每个心房电事件设置心室事件感测窗口。当在感测窗口期间未检测到心室事件时，确定在相关联的心房周期期间发生av阻滞。av阻滞标准可以基于av阻滞周期的百分比或频率来设置。在其它实例中，不需要心室事件感测窗口。可以从运动信号中检测心室事件，并且可以将心室事件的数量(或对应心室速率或心室速率间隔)与检测到心室事件的心房周期的数量(或对应心房速率或心房速率间隔)进行比较。当心室事件和心房周期之间的小于1:1比率存在时，换句话说，当心室事件速率小于心房速率时，控制电路206可以检测到av阻滞。
339.在图14的框602处，控制电路206可以初始化心房和心室事件计数器。在框604处，心房事件计数器可以被设置为零，并且当识别出心房电事件(感测的p波和递送的心房起搏脉冲)时，心房事件计数器可以计数到预定数量n。可选地，每次从感测电路204接收到p波感测事件信号或由脉冲发生器202递送心房起搏脉冲时，心房事件计数器可被设置为预定数量n并递减1计数。
340.控制电路206可以在框602处将心室事件计数器初始化为零，并且在框606处每次从运动信号中检测到心室事件时递增一计数。可以响应于运动信号的心室事件感测阈值交
点来检测心室事件。例如，感测阈值的正向交点可以被看作一个心室事件。可以在正向交点之后应用后心室消隐期，以防止相同的心室事件被多于一次计数。后心室消隐期可以是100至200ms的时间间隔，例如120ms至150ms，在此期间任何附加的感测阈值交点不被看作心室事件。
341.在框608处，控制电路206可确定何时已经计数了预定数量(例如，3、4、6、8、10、12、16或其它选定数量)的心房事件(或心房周期)。如果还没有计数n个心房事件，则控制电路206继续在框604处计数心房事件，并在框606处计数心室事件，直到已经计数了预定数量的心房事件。当对n个心房事件进行了计数时，控制电路206在框610处确定心室事件计数与所计数的心房事件的数量的比率。在框612处，控制电路206将该比率与av阻滞标准进行比较。当比率为1:1时，没有检测到av阻滞。当该比率小于1:1时，可以在预定数量的心房周期内检测到av阻滞。在一些实例中，略小于1:1的比率可能不会导致av阻滞检测以允许心室事件振幅的轻微变化，这可能导致偶尔的心室事件的感测不足、可能跟随有长暂停的过早心室收缩的发生，或与av阻滞无关的感测的心室速率的其它变化。例如，当心室事件计数比心房事件计数小1或2时，在框612处，控制电路可能检测不到av阻滞。
342.当心室速率小于心房速率时，可以计数固定数量的心房事件n以进行检测。这样，代替在框610处确定比率，控制电路206可以将心室事件计数与基于心房事件的固定数量n而设置的阈值计数进行比较，以在框612处确定何时满足av阻滞标准。阈值可以被设置为等于n、等于n－1、等于n－2，或等于n的百分比，例如n的80％到100％。当心室事件计数小于阈值计数时，控制电路206在框612处确定满足av阻滞标准。
343.在其它实例中，控制电路206可以在预定的检测时间间隔(例如，10秒、20秒、30秒、一分钟、两分钟或其它选定时间间隔)上计数心房事件和心室事件。在这种情况下，心房事件的数量将随着心房速率而变化。当心房和心室事件计数器被初始化时，控制电路206可在框602处开始时间间隔，并在框608处确定时间间隔何时期满(而不是确定n个心房事件已被计数)。当检测时间间隔期满时，控制电路206确定在预定时间间隔内计数的心室事件的数量与计数的心房事件的数量的比率(在框610处)。在框612处，将该比率与av阻滞标准进行比较。
344.当针对预定数量的心房事件(或预定时间间隔)未满足av阻滞标准时，控制电路206返回到框602以重新初始化事件计数器并重复计数心房事件和心室事件的过程。当控制电路206在框612处确定满足av阻滞标准时，可以在框614处针对预定数量的心房事件(或包括计数的心房事件的预定时间间隔)检测到av阻滞。在框616处，控制电路206可以确定是否满足av阻滞响应标准。在一些实例中，控制电路206可以响应于在框618处每次满足av阻滞标准时生成输出。在其它实例中，当满足av阻滞标准达阈值次数时，控制电路206可确定满足av阻滞响应标准。在控制电路206生成输出之前，av阻滞可能需要在预定数量的心房周期(或检测时间间隔)内被检测达阈值次数。例如，当在连续两组n个心房周期或两个连续检测时间间隔内满足av阻滞标准时，可以满足av阻滞响应标准。在其它实例中，为了在框616处满足av阻滞响应标准，可能需要将n个心房周期(或n个预定时间间隔)的三个中的至少两个、四个中的三个或y组中的其它x个检测为av阻滞。连续av阻滞检测可能需要或不需要n个心房周期或n个预定时间间隔的组。
345.当未满足av阻滞响应标准时，控制电路206可返回到框602，而不提供除了计数或
标记av阻滞检测之外的响应。当满足av阻滞响应标准时，控制电路206可以在框618处生成输出，其可以包括生成由遥测电路208传输的通知或警报。输出可包括生成累积的av阻滞度量。例如，控制电路206可以更新在24小时或其它时间段内确定的av阻滞检测的数量，以提供患者正经历av阻滞的时间的多少时间或多少百分比的度量。在一些实例中，可以确定每日累积的av阻滞度量并将其存储在存储器210中。附加地或可选地，可以在每次av阻滞检测之后更新累积的av阻滞度量，以跟踪患者自从植入起搏器14(或254)以来经历av阻滞的总时间。
346.在一些实例中，在框618处生成的响应可以包括治疗调整响应。例如，在试图促进1:1av传导时，可以由控制电路206降低心房起搏速率。在其它实例中，当心室起搏能力被包括在起搏器14(或254)中时，心室起搏(例如，经由希氏束)可以能够提供心室速率支持。可以在框618处执行可以由控制电路206响应于满足av阻滞标准而生成的输出的本文所述的任何其它实例，包括av阻滞相关的数据存储和心房egm和/或运动信号发作存储。
347.图15是根据另一实例的由例如起搏器14或起搏器254的医疗装置执行的用于检测av阻滞的方法的流程图700。在框701处，控制电路206可建立av阻滞标准。如下所述，控制电路206可以被配置成从检测时间间隔内的运动信号中确定一个或多个积分度量。可以将在检测时间间隔内确定的积分度量与用于检测av阻滞的av阻滞标准进行比较。例如，在框701处可以设置心室事件阈值，心室事件阈值被应用于在检测间隔内确定的一个或多个积分度量。心室事件阈值可以是存储在存储器210中的可编程或默认值。在其它实例中，控制电路206可基于运动信号建立心室事件阈值。为了在框701处建立心室事件阈值，控制电路206可以在已知的av传导期间确定运动信号的基线积分度量。例如，当最初植入起搏器14时，预期患者不经历av阻滞，并且仅根据需要通过心房起搏治疗sa结功能障碍。
348.在该初始植入后时间段期间，或者当av传导被用户确认时，控制电路206可以使用下述技术从运动信号中确定积分度量。当满足用于av阻滞监测的条件但av传导极有可能完整时(如刚在起搏器植入以后)，可在检测时间间隔期间确定积分度量。例如，av阻滞监测条件可能要求心房速率小于阈值速率(例如小于每分钟100次搏动)，和/或要求患者身体活动度量低于活动阈值。积分度量可由控制电路206在多个积分间隔、每小时多次或每天多次、持续一天或多天、一周、两周或另一选定时间段上确定。心室事件阈值可以基于在极有可能发生av传导的时段期间确定的积分度量的平均值、中值或者选定百分位的百分比来设置。为了绘示，可以将心室事件阈值设置为所确定的积分度量的第五百分位、设置为所确定的最低积分度量或设置为最低积分度量的百分比，例如最低积分度量的80％、90％、100％、110％或其它选定百分比。
349.这样，心室事件阈值被设置为心室活动不存在或减少的水平或水平之下，作为av阻滞的指示。大于心室事件阈值的积分度量指示与av传导一致的心室活动。心室事件阈值还可以被称为心室活动阈值、心室运动阈值或心脏运动阈值，因为它被用于区分av传导期间的心室运动和av阻滞期间的心室运动。
350.在框702处，控制电路206可以通过设置预定的检测时间间隔来开始监测av阻滞，该检测时间间隔可以在与心房事件的定时无关的时间开始。检测时间间隔可以不是响应于预期包含单个心室事件的心房事件而开始的感测窗口。相反，检测时间间隔可以在相对于心房事件或周期的任何时间开始，并且在一些实例中被设置为旨在包含多个心房周期的持
续时间。检测时间间隔可以是至少一秒长。检测时间间隔可以是和其它实例一样长的2、3、4、5、10、20、30或60秒。如上所述，检测时间间隔可以仅在满足av阻滞监测条件时开始，av阻滞监测条件可以包括指定的一天中的时间、指定的心率、指定的身体活动水平和/或指定的患者姿势。
351.在检测时间间隔期间，控制电路206在框704处通过确定运动信号(其可以是单轴信号或轴信号的组合)的至少一个积分度量来确定心室事件度量。积分度量可以被确定为在检测时间间隔的整个持续时间内整流的、滤波的信号的采样点的总和。在其它实例中，可以在检测时间间隔的持续时间上确定多个积分度量，其中每个积分度量在作为检测时间间隔的一部分的一个积分间隔内确定。被求和以确定积分度量的采样点可以仅仅是大于预定阈值振幅的采样点，或者可以是跨越积分间隔的所有采样点。在其它实例中，控制电路206可以通过计数在每个积分间隔的持续时间上大于预定阈值振幅的采样点的数量来确定积分度量。
352.在一些实例中，在检测时间间隔期间，控制电路206还可以在框706处识别并计数心房周期。控制电路206可以通过计数每个所感测的p波和每个递送的心房起搏脉冲来计数心房周期，其中每个心房事件与心房周期的开始相关联。在一些实例中，在框708处，控制电路206可以任选地在每个识别出的心房事件之后设置心房消隐窗口。心房消隐窗口可以被设置为从心房电事件延伸到心房电事件之后的50至100ms。心房消隐窗口可以被设置为在心房收缩期间使运动信号消隐，使得由于心房收缩引起的运动信号峰值对积分度量没有贡献。在心房消隐窗口期间的采样点可以被控制电路206忽略，并且不被计数或求和以确定积分度量。在其它实例中，不需要心房消隐窗口，并且跨越积分间隔的所有采样点可以用于确定积分度量。
353.在框710处，控制电路206可以确定检测时间间隔是否期满。在期满之前，控制电路206可以继续识别并计数心房事件，并且在检测时间间隔期间继续确定每个积分间隔内的积分度量。在一些实例中，当检测时间间隔在框710处期满时，控制电路206可以在框712处确定归一化积分度量。归一化积分度量可以被确定为积分度量除以在对应积分间隔期间计数的心房周期的数量。在其它实例中，心房周期的计数是任选的。积分度量可以在不通过心房周期的数量归一化的情况下确定。例如，当在检测时间间隔期间在多个积分间隔内确定积分度量时，可以在不通过心房周期的数量归一化的情况下确定每个积分度量。下面结合图17描述用于确定检测时间间隔内的多个积分间隔的实例方法。
354.在框714处，控制电路206将归一化积分度量(或非归一化积分度量)与av阻滞标准进行比较。当在积分间隔内发生一个或多个心室事件时，可通过积分间隔期间的心房周期的数量归一化的积分度量预期大于心室事件检测阈值，因为预期针对心房事件中的每一个存在运动信号中的相对大的振幅心室事件信号。当积分度量(其可以通过积分间隔期间的心房周期的数量归一化)小于心室事件阈值时，由于av阻滞，在积分间隔期间心室事件信号可能不存在。当积分度量等于或大于心室事件阈值时，在积分间隔期间至少一个心室事件信号的证据可以是在积分间隔期间发生av传导的证据。这样，当控制电路206例如通过小于预定心室事件阈值来确定积分度量不满足心室事件检测标准时，控制电路206可以在框714处确定在检测时间间隔(以及在检测时间间隔期间发生的相关联的心房周期)内满足av阻滞标准。响应于满足av阻滞标准，可以在框716处检测av阻滞。当多个积分间隔定义检测时
间间隔时，在检测时间间隔期间确定的积分度量的阈值数量可能需要小于心室事件阈值(在框714处)以满足av阻滞标准。当在框714处未满足av阻滞标准时，控制电路206可返回到框702以开始下一个检测时间间隔，该检测时间间隔可无延迟地连续跟随或在调度的延迟时间之后开始(或如上文结合图8所描述的由ffrw感测的丢失触发)。
355.在框718处，控制电路206可在框716处进行av阻滞检测之后确定是否满足av阻滞响应标准。在一些实例中，控制电路206可以通过将数据存储在存储器210中来生成输出，该数据可以被传输到外部装置20，用于传输av阻滞检测的通知，和/或当进行单个av阻滞检测时，在框720处根据本文所述给出的任何实例来提供治疗响应。在其它实例中，在控制电路206在框720处生成输出之前，可能需要对应于两个或更多个检测时间间隔的至少两个或更多个av阻滞检测，连续地或非连续地，以便满足框718处的av阻滞响应标准，该输出可包括存储数据、传输av阻滞通知、调整感测控制参数、调整治疗控制参数或提供治疗响应。
356.图16是根据一个实例的跨越检测时间间隔770的心脏电信号752和运动信号760的图750。心脏电信号752的p波754由生成p波感测事件信号758的感测电路204感测。控制电路206可以计数由感测电路204感测的p波，例如通过计数在检测时间间隔770上发生的p波感测事件信号758(以及心房起搏脉冲，如果存在的话)。在该实例中，感测到8个p波，并且检测时间间隔770可以是大约8秒长。
357.在检测时间间隔770期间，控制电路206通过确定积分度量772来确定心室事件度量。在所示的实例中，检测时间间隔770包括单个积分间隔，在其上确定积分度量772。控制电路206可以对大于预定阈值振幅762的运动信号760的采样点求和。所示的阈值振幅762被设置为大约25个adc单元，然而可以使用更高或更低的阈值。阈值振幅762不必被设置为将心室事件信号与其它运动信号区分开，而是可以被设置为减少与心房收缩相关联的运动信号或其它非心室运动信号或可能存在于运动信号760中的基线噪声的贡献。在一些实例中，控制电路206可以在每个心房事件之后设置心房消隐期764。为了确定积分度量772，控制电路206可以忽略心房消隐期764期间的运动信号采样点。在一些情况下，控制电路206将阈值振幅762和心房消隐期764应用于运动信号760，使得仅使用(例如，计数或求和)具有大于在心房消隐期764之外的阈值762的振幅的运动信号采样点来确定积分度量772。在其它实例中，既不应用阈值762也不应用心房消隐期764。控制电路206可以在检测时间间隔770期间对滤波的运动信号760的所有采样点的整流振幅求和，以确定积分度量。
358.积分度量可以由控制电路206确定为检测时间间隔770期满时的值774。如上所述，控制电路206可以通过在检测时间间隔770期间计数的心房事件的数量来归一化在检测时间间隔770结束时达到的积分度量值774。归一化积分度量表示每个心房周期的运动信号采样点的数量或总和的度量。在1:1av传导期间，可预期归一化积分度量大于指定阈值，指示在检测时间间隔770期间发生的每个心房周期期间存在相对大的心室事件信号。当存在av阻滞时，如在图16的实例的情况下，在每个p波感测事件信号758之后不存在大的心室事件信号，导致在检测时间间隔770期满时相对小的积分度量774。控制电路206可通过确定积分度量值774小于心室事件阈值来检测av阻滞，积分度量值可通过检测时间间隔770期间的心房事件或周期的数量来归一化，心室事件阈值指示在检测时间间隔770期间没有或少于预期的心室事件。如上所述，在确认的av传导期间，应用于积分度量的阈值可以由控制电路206建立。例如，控制电路206可以确定已知的av传导期间的归一化积分度量，并将阈值设置
为归一化积分度量的百分比(或小于归一化积分度量的偏移)。
359.图17是根据一个实例的在多个积分间隔822上的心脏电信号802和运动信号810的图800。心脏电信号802是包括由感测电路204感测的p波804的心房egm信号。感测电路204响应于每个所感测的p波804生成p波信号808。
360.运动信号810是包括多个心房事件信号814的滤波的、整流的信号，每个心房事件信号对应于每个p波804之后的心房收缩。运动信号810包括心室收缩发生时的心室事件信号812。控制电路206可以被配置成通过在被设置为预定时间间隔(例如，一秒、两秒、三秒或其它预定时间间隔)的每个积分间隔822上确定运动信号810的积分度量816来生成积分度量信号820。
361.积分度量816可以由控制电路206通过在每个积分间隔822期间对滤波的、整流的运动信号810的采样点振幅求和来确定。在图17中，沿运动信号810示出的实心黑点对应于在先前积分间隔内达到的积分度量的当前值。虽然未在图17中示出，但是如上文结合图16所述，控制电路206可以设置应用于运动信号的心房消隐期，使得为了确定积分度量，在心房消隐期期间对应于心房事件信号814的采样点被忽略。附加地或可选地，采样点振幅阈值可以由控制电路206设置，使得具有小于采样点振幅阈值的振幅的任何运动信号采样点不用于确定积分度量816。
362.积分度量信号820可以被调整为在每个先前积分间隔822期满时达到的积分度量816的值。在所示的实例中，积分间隔822是一秒，尽管可以使用更长或更短的积分间隔。由控制电路206在积分间隔822上确定的采样点振幅的总和由虚线824表示。虽然为了说明起见，每个积分间隔822期间的虚线824被示为线性增加的值，但是应当认识到，随着运动信号810的振幅变化，每个积分间隔822期间的采样点振幅的总和的值可以以变化的速率增加。在每个积分间隔822期满时，积分度量信号820被调整到新的积分度量值，例如值816，并且当下一个积分度量值可用时，保持在该值直到下一个积分间隔期满。积分度量的值可以在每个积分间隔822期满时被重置为零，以开始在下一个积分间隔内对采样点振幅求和，如虚线824所示。
363.在第一积分间隔822期满时，积分度量信号820具有设置为在积分间隔822结束时达到的积分度量816的值。应当理解，运动信号810的采样点振幅可以被缓存在存储器210中并被求和以在积分间隔822期满时获得积分度量值。为每个积分间隔确定的积分度量816与在刚刚期满的积分间隔822期间滤波的、整流的运动信号下的面积相关。在每个积分间隔822期满时，控制电路206可以将积分度量信号820(也由沿着运动信号810的每个实点表示)与心室事件阈值818进行比较。心室事件阈值818可以是用户可编程的值，或者可以由控制电路206建立和/或调整。下面结合图18描述用于建立心室事件阈值818的方法。
364.当积分度量信号820在积分间隔822期满时被调整到大于心室事件阈值818的值时，控制电路206检测在积分间隔822期间发生的心室事件信号812的证据。当积分度量信号820大于心室事件阈值818时，控制电路206可以在每个积分间隔822期满时生成心室事件(ve)信号825。当被定义为每个积分间隔822期满时的积分度量的值的积分度量信号820小于心室事件阈值818时，控制电路206不生成ve信号。在一些实例中，控制电路206可在积分间隔期间生成指示无ve信号的标记或信号。
365.在该实例中，由控制电路206确定的用于检测av阻滞的心室事件度量可以是在检
测时间间隔830期间在没有心室事件检测的情况下期满的积分间隔822的数量(每个积分度量小于心室事件阈值818)。av阻滞标准可能要求阈值数量的积分间隔822期满，而在检测间隔830期间没有心室事件检测。检测间隔830可以包括指定数量的积分间隔822，并且在多个心房周期内延伸。每个单独的积分间隔822可以或可以不在多个心房周期内延伸。在所示的实例中，检测间隔830为三秒长，并且包括三个连续的积分间隔822。检测间隔830的持续时间可以由控制电路206基于心房速率、一天中的时间、患者身体活动度量、患者姿势或其它条件来调整。例如，如果一天中的时间是夜间，则可以将检测间隔830设置为比当一天中的时间是白天时更长。在说明性实例中，检测间隔830被设置为夜间六秒和白天期间三秒。
366.在一些实例中，每次基于达到心室事件阈值818的积分度量检测到心室事件时，重新开始检测间隔830。例如，每次控制电路206生成ve信号825时，控制电路206可以重新开始检测时间间隔830。在这种情况下，av阻滞标准可能要求定义检测时间间隔830的连续积分间隔822中没有一个与基于大于阈值818的积分度量的心室事件检测相关联。在其它实例中，av阻滞标准可要求阈值数量的连续或非连续积分间隔822不与检测时间间隔830内的心室事件检测相关联。
367.在其它实例中，检测间隔830是包括预定数量的最近的积分间隔822的移动间隔。控制电路206可以确定在移动检测时间间隔830期间是否达到没有心室事件检测的阈值数量的积分间隔822。没有心室事件检测的积分间隔822可能需要或可能不需要是连续的。在一些实例中，控制电路206可针对期满的每个积分间隔822增加计数器而不生成ve信号825(例如，积分度量未达到心室事件阈值818)，且可将计数器值与检测时间间隔830期满时的阈值计数进行比较。
368.控制电路206响应于如箭头840所示满足av阻滞标准，基于检测时间间隔830期满而与心室事件检测无关联的阈值数量的积分间隔822(在该实例中为三个)来检测av阻滞。在所示的实例中，三个连续的积分度量没有达到心室事件阈值818，导致在检测时间间隔830期满时的av阻滞检测840。响应于av阻滞检测840，控制电路206可以启动av阻滞发作定时器以确定av阻滞发作的持续时间。
369.控制电路206继续确定每个后续积分间隔822上的积分度量。响应于心室事件检测，控制电路206可以检测av阻滞发作的终止，如箭头842所示。控制电路206可以对从导致av阻滞检测840的检测间隔830的开始直到检测到av阻滞终止842的积分间隔求和。在所示的实例中，当每个积分间隔是1秒时，av阻滞发作的持续时间844是7秒。av阻滞检测840也可被称为“心室暂停”检测，因为检测到基于在多个心动周期内感测的运动信号810的没有检测到的心室事件的长暂停。如上所述，在生成输出或响应于av阻滞检测之前，控制电路206可以基于av阻滞标准检测阈值数量的av阻滞发作或长心室暂停。例如，在控制电路206生成对av阻滞检测的输出或响应之前，可能需要满足av阻滞发作的阈值持续时间，在一小时、一天、一周或其它指定监测期内av阻滞检测的阈值频率，检测到的av阻滞发作的阈值累积的持续时间或其它标准。
370.图18是例如结合图16或17所述的积分度量的直方图850，每个积分度量在积分间隔内确定。控制电路206可通过确定设定时间段上的多个积分间隔的积分度量来建立心室事件阈值818，该设定时间段可以是数分钟、数小时、数天或数周长。在一些实例中，可获得最小数量的积分度量(例如，30、60、100、200、500)或其它选定数量的积分度量以用于生成
积分度量值的频率的直方图。
371.在av阻滞监测期间应用于积分度量的心室事件阈值818可以基于积分度量值的平均、中值、最小或指定百分位来设置。在一个实例中，可以由控制电路206将心室事件阈值818设置为积分度量的第五百分位积分度量值、第十百分位或其它选定百分位。在其它实例中，当直方图中绘制的所有积分度量都极有可能表示完整的av传导时，如在起搏器植入后的早期，可以由控制电路206将心室事件阈值818设置为最小积分度量或最小积分度量的一部分，例如80％或90％。
372.在所示的实例中，在相对低的频率处出现的相对低的积分度量值852可以对应于可能与av阻滞相关联的真实心室暂停。在最高频率处出现的相对较高的积分度量值854可能对应于完整的av传导。非常高的积分度量值858可以被认为是异常值，并且可以表示噪声污染的积分间隔。在一些实例中，心室事件阈值818可基于在丢弃大于上限860的异常值858之后由控制电路206确定的积分度量的百分位来设置。一旦控制电路206建立了心室事件阈值，控制电路206就可以将积分度量与心室事件阈值818进行比较，以识别被确定为av阻滞的检测间隔。当在检测间隔期间阈值数量的积分度量下降到心室事件阈值818以下时，可以在检测间隔内检测到av阻滞，如上文结合图16和17所描述的。
373.在一些实例中，控制电路206可以将积分度量值的频率或计数存储在存储器210中，每个积分度量值在积分间隔内确定。直方图，如图18中表示的直方图，可以存储预定时间段上的每个积分度量，例如24小时、一周、一个月或其它选定时间段上的每个积分度量。存储在存储器210中的直方图数据可传输到外部装置20以用于例如在显示单元54上生成直方图的视觉图形表示。如上文结合图15所描述的，当满足av阻滞标准时，例如，当至少一个(或其它阈值数量的)积分度量小于用于检测正常心室活动或运动的阈值时，控制电路206可以存储心房egm信号和/或运动传感器信号的发作。
374.在说明性实例中，直方图850中所表示的每个积分度量可由控制电路206在八秒积分间隔内确定(例如，如上文结合图16所示和描述)。每个8秒积分间隔可以是连续的(当先前积分间隔结束时，下一个积分间隔开始)或重叠的。例如，八秒积分间隔可以每一秒或每两秒开始，使得八秒积分间隔在一些实例中是重叠的。当阈值数量的连续积分间隔小于心室事件阈值时，控制电路206可以将心房egm和/或运动传感器信号的六秒(或其它持续时间)段存储在存储器210中。存储在存储器210中的信号段可以被传输到外部装置20用于由显示单元54显示，并且可以与对应于包含所存储的信号段的时间的时间段(例如，24小时时间段)的累积在存储器210中的直方图数据一起显示。
375.图19是根据另一实例的用于由医疗装置检测av阻滞并生成av阻滞检测输出的方法的流程图900。在框901处，控制电路206确定满足av阻滞监测标准。响应于确定满足至少一个监测条件，控制电路206可以在框902处允许确定多个心房周期内的心室事件度量。例如，控制电路206可以基于包括在控制电路206中的时钟来确定一天中的时间、基于来自运动传感器212的信号来确定患者姿势、基于所识别的心房事件来确定心房速率，和/或从来自运动传感器212的信号中确定患者身体活动度量。
376.在一些情况下，av阻滞监测可在夜间暂停，因为睡眠期间的av阻滞在临床上可能不如患者清醒时发生的av阻滞显著。除了确定一天中的时间之外或代替确定一天中的时间，当患者姿势被确定为水平或非直立姿势(例如，躺着或斜躺而不是坐着或站着)时，可以
暂停或禁用av阻滞监测。在一些实例中，可能要求患者身体活动度量或相关联的sir小于阈值水平(例如，对应于休息或日常生活活动)以避免由于患者身体活动引起的运动信号噪声而导致的心室事件的过度感测。附加地或可选地，当心房速率小于阈值速率(例如，小于每分钟100次搏动)时，控制电路206可以在框901处确定满足av阻滞监测标准。实例av阻滞监测标准可能要求一天中的时间是指定的白天时间，患者姿势是直立的或非水平的，患者身体活动或相关联的sir小于阈值水平，和/或心房速率小于阈值速率或其任何组合。
377.在一些实例中，控制电路206可在框901处执行检查以确认在启用av阻滞监测之前未怀疑心室事件信号的欠感测。例如，控制电路206可确定在启用av阻滞监测之前以阈值频率检测到心室事件信号。当未检测到心室事件信号或仅偶尔检测到心室事件信号时，选定加速度计轴信号或信号的组合和/或用于检测心室事件信号的阈值或标准可能不是最佳的，并且可能导致av阻滞的过度检测。
378.验证以至少阈值频率检测到心室事件信号可以包括检测心室事件阈值振幅交点，执行在与阈值振幅交点相关联的时间间隔内运动信号的形态分析，确定在预定时间间隔或许多心房周期内的运动信号的积分度量，或验证心室事件信号的存在以促进可靠的av阻滞检测的其它分析。振幅交点、心室事件形态分析、积分度量确定和/或其它分析可以在一个心房周期或多个心房周期内的心房周期期间的任何时间发生。用于确定心室事件信号的最小频率或至少一个心室事件信号的存在的标准可以根据确定的心室事件度量来设置。在一些实例中，用于确定心室事件信号是否正在发生的标准可以对应于心室事件信号在预期的心室逸搏速率或交界速率下的最小频率，例如每分钟至少20至40个心室事件的速率。当检测到心室事件信号的可靠感测的证据时，控制电路206可以在框901处确定满足av阻滞监测条件。
379.在一些实例中，在框901处由控制电路206确定的监测标准可由控制电路206用于调整在av阻滞监测期间如何确定心室事件度量和/或用于设置av阻滞标准。例如，当心房速率小于阈值速率(例如，小于每分钟100次搏动或小于每分钟90次搏动)时，可以启用av阻滞监测。控制电路206可以基于心房速率设置应用于给定度量(例如，积分度量)的心室事件感测窗口和/或心室事件阈值。
380.在其它实例中，控制电路206可以确定患者姿势和/或一天中的时间。如果一天中的时间是夜晚和/或患者处于水平姿势，则控制电路206可以设置比当一天中的时间是白天并且患者姿势是直立时使用的检测时间间隔或许多心房周期更长的检测时间间隔或更多的心房周期来确定心室事件度量。附加地或可选地，控制电路206可以一天中的时间是白天时与在一天中的时间是在夜间时不同地设置av阻滞标准。当患者姿势是直立时，av阻滞标准的设置可以不同于当患者姿势不直立时的设置。例如，用于检测av阻滞的阈值或其它标准可以增加或使之更加严格以在夜间和/或患者处于水平位置时检测av阻滞。在白天和/或当患者直立时，可以将av阻滞标准调整到下阈值或通常较不严格的标准，使得更容易检测到av阻滞。
381.在框901处启用av阻滞监测(并且任选地基于在框901处检查的条件来设置任何心室事件检测和/或av阻滞监测控制参数)之后，控制电路206在框902处根据本文描述的实例中的任一个来确定至少一个心室事件度量。控制电路206基于在多个心房周期内感测的运动信号来确定心室事件度量。如上所述，在一些实例中，可以由控制电路206通过基于一个
或多个av阻滞监测条件增加/减少所识别的心房周期的数量或增加/减少检测时间间隔来调整在其上确定心室事件度量的心房周期的数量。
382.当控制电路206在框904处基于一个或多个心室事件度量确定满足av阻滞标准时，根据本文所述的任何实例标准，控制电路206可检测av阻滞的发作(其也可被认为是长心室暂停的检测)。在框906处，控制电路206可以增加av阻滞发作计数。控制电路206可以在框908处继续确定多个心房周期内的心室事件度量，以在框910处确定心室事件度量何时满足av阻滞发作终止标准。
383.av阻滞发作终止标准可能需要在检测到av阻滞之后从运动传感器信号中检测到一个或多个心室事件信号。例如，导致检测到av传导周期的单个心室事件信号可以满足av阻滞发作(或长心室暂停)终止标准。在一些实例中，可以应用与用于检测av阻滞的标准不同的标准来检测终止。例如，与检测av阻滞所需的av阻滞周期百分比相比，检测终止所需的所识别的心房周期中的av阻滞周期百分比可能较低。在其它实例中，与检测av阻滞所需的积分度量阈值或av激活时间可变性相比，检测终止可能需要更高的积分度量阈值或更小的av激活时间可变性。在其它实例中，终止检测可能需要更长的检测时间间隔或更多数量的所识别的心房周期，心室事件度量在这些心房周期内确定。此外，控制电路206可以在检测到av阻滞发作之后等待预定时间间隔，并且在检测到另一个av阻滞发作之前等待它的终止，以避免不止一次地检测到相同的av阻滞发作和/或避免由于间歇性心室事件感测问题而检测到多个av阻滞发作。
384.当在框910处一个或多个心室事件度量满足av阻滞发作终止标准时，控制电路206可以在框912处计数检测到的发作及其持续时间并将其记录在存储器210中，以在框912处确定av阻滞发作是否达到av阻滞检测输出标准。例如，在框912处，可以将av阻滞发作的持续时间、av阻滞发作检测的计数、在指定时间段上检测到的所有av阻滞发作的总累积持续时间、av阻滞周期的百分比的趋势、av激活时间持续时间的趋势和/或可变性，或对应于由控制电路206检测到的av阻滞发作的频率、持续时间和/或严重性的其它度量与输出标准进行比较。如果未满足输出标准，则控制电路206可以返回到框901。如果满足输出标准，则控制电路206在框914处通过传输通知、存储心脏信号发作、启用ffrw感测、调整起搏治疗和/或根据本文给出的任何实例的其它响应来响应av阻滞发作检测。
385.图20是根据另一实例的用于确定至少一个心室事件度量满足av阻滞标准并响应于满足av阻滞标准而生成输出的方法的流程图950。在框952处，控制电路206可确定启动周期期间的用于建立av阻滞阈值(或范围)的心室事件度量。av阻滞阈值也可以被称为“心室事件阈值”或“心室运动阈值”，因为该阈值被设置用于区分可以对应于av阻滞的心室事件度量的值(当运动信号中没有或很少有心室事件信号时)和可以对应于当心室活动和运动可能正常或接近正常时的av传导的心室事件度量的值。例如，控制电路206可以在1、4、8、12、24、48或72小时或其它指定的启动周期内确定本文所述的任何实例心室事件度量。控制电路206可以基于在启动周期期间确定的心室事件度量在框954处建立av阻滞阈值。例如，在启用起搏器14的av阻滞监测特征之后的前24小时期间，控制电路206可累积心室事件度量并基于心室事件度量建立av阻滞阈值，如基于心室事件度量的平均值、中值、指定百分位、最小或最大值或其它代表值(部分地取决于所确定的心室事件度量的类型)，av阻滞阈值与运动信号中心室事件信号的相对低的发生率相关。
386.在框956处，控制电路206可通过确定下一个心室事件度量来开始av阻滞监测。控制电路206可以确定多个心房周期内的心室事件度量，如本文呈现的各个实例中所描述的。当控制电路206在框958处确定心室事件度量不满足av阻滞阈值要求时，控制电路206可返回到框956以确定下一个心室事件度量。根据所确定的心室事件度量和对应av阻滞阈值，心室事件度量可能需要小于av阻滞阈值(例如，当心室事件度量是检测到的心室事件计数、积分度量或av传导时间时)。在其它实例中，例如当心室事件度量是av间隔可变性或标准偏差时，心室事件度量可能需要大于av阻滞阈值。
387.在一些实例中，当在框958处不满足av阻滞阈值时，控制电路206可在框959处使用心室事件度量来更新av阻滞阈值。在其它实例中，不基于不满足av阻滞阈值的心室事件度量来更新在框954处建立的av阻滞阈值。在这种情况下，跳过框959。如下所述，可以基于确定为满足av阻滞标准的心室事件度量来更新av阻滞阈值，从而产生由控制电路206生成的av阻滞输出。
388.当控制电路206在框958处确定心室事件度量满足av阻滞阈值时，控制电路206可开始将心脏信号发作存储在存储器210中。来自运动传感器212的运动信号可以存储在存储器210中，和/或从感测电路204接收的心脏电信号可以存储在存储器210中。
389.在框962处，控制电路206可确定下一个心室事件度量，同时继续采集心脏信号并将其写入存储器210。控制电路206可以确定预定数量的心室事件度量，例如以跨越期望的检测时间间隔，用于基于心室事件度量确定何时满足av阻滞标准。例如，在框962处，控制电路206可确定两个、三个、四个、五个、六个、十个、十二个或其它选定数量的连续心室事件度量。每个心室事件度量可以在多个心房周期内确定。当已确定期望数量的n个心室事件度量时(框964的“是”分支)，控制电路206可在框968处确定n个心室事件度量是否满足av阻滞标准。n个心室事件度量可包括在框956处确定的触发心脏信号发作存储开始的第一心室事件度量。
390.例如，控制电路206可以确定满足av阻滞阈值的单独心室事件度量的数量是否达到阈值数量。在其它实例中，控制电路206可确定n个心室事件度量的平均值、中值、最小值、最大值、标准偏差、可变性或其它代表值，用于与阈值或范围进行比较，以便基于心室事件度量来确定满足av阻滞标准。
391.当在框968处不满足av阻滞标准时，在框972处可以丢弃记录在存储器210中的心脏信号发作。控制电路206可返回到框956以确定下一个心室事件度量。当n个心室事件度量满足如在框968处所确定的av阻滞标准时，控制电路206在框970处通过将心脏信号发作存储在存储器210中作为av阻滞(或低心室运动)发作来生成av阻滞输出。由于n个心室事件度量满足av阻滞标准，因此在一些实例中，在框959处，控制电路206可使用n个心室事件度量(其可包括触发心脏信号发作存储的开始的心室事件度量)来更新av阻滞阈值。控制电路206返回到框956以确定下一个心室事件度量。
392.在框970处存储的av阻滞发作可以包括在确定n个心室事件度量中的至少一些(在框962处)期间记录的运动信号的发作和/或心脏电信号的发作，在确定心室事件度量满足av阻滞阈值(在框958处)时从框960开始。这样，当心室事件度量满足建立的av阻滞阈值时，在多个心房周期内确定的一个心室事件度量可以触发在存储器210中记录心脏信号发作的开始。当确定了至少一个以上心室事件度量时，将心脏信号发作记录在存储器中。当至少一
个附加心室事件度量满足av阻滞标准时，临时存储的心脏信号发作可以被存储为av阻滞发作，例如具有日期和时间戳并且任选地具有其它心室事件度量数据。否则，在框968处，可以响应于n个心室事件度量未满足av阻滞标准而丢弃心脏信号发作。应当理解，av阻滞发作可以是或不是实际的av阻滞，但至少对应于在心室对运动信号的贡献相对低或可变期间的时间的发作，这可能是av阻滞的证据。
393.图21是用于基于从运动信号中确定为积分度量的心室事件度量来确定何时满足av阻滞标准并且响应于积分度量满足av阻滞标准来生成av阻滞输出的方法的流程图1000。流程图1000的方法绘示了用于执行上文结合图20大体描述的方法的一个实例。在该实例中，小于所建立的av阻滞阈值的一个积分度量可以触发心脏信号发作存储。然而，当在检测时间间隔内确定的n个积分度量不满足av阻滞标准时，可以丢弃心脏信号发作。
394.在框1002处，控制电路206在启动周期期间(例如，在8、12、24或48小时周期或其它选定时间周期内)从运动信号中确定积分度量。可以根据上文描述的任何实例来确定积分度量，例如结合图15至17。在说明性实例中，控制电路206在两秒积分时间间隔内对滤波的、整流的运动信号的采样点求和，以获得一个积分度量。作为实例，可以从24小时的启动周期内的每两秒积分时间间隔中获得积分度量。
395.在框1004处，控制电路206可建立心室事件阈值，在该实例中，心室事件阈值可被称为av阻滞阈值，因为它区分预期对应于av传导的积分度量的值和预期对应于av阻滞的积分度量的值，如上文结合图18大体描述的。控制电路206可基于在框1002处确定的积分度量来建立av阻滞阈值。如上文结合图18所描述的，心室事件阈值(在该实例中设置为等于av阻滞阈值)可被建立为积分度量的百分点，其可被存储在存储器210中的直方图中。在另一实例中，控制电路206可在框1004处通过从启动周期期间的多个检测时间间隔中确定最小平均积分度量来确定av阻滞阈值。例如，检测时间间隔可以被设置为8秒，使得在启动周期期间和在后续av阻滞监测期间，在每个检测时间间隔期间可以确定4个2秒积分度量。控制电路206可以被配置成从在每个8秒检测时间间隔内确定的4个2秒积分度量中确定平均2秒积分度量。如上文所描述的，在各种实例中，8秒检测时间间隔可以是非重叠的、连续的时间间隔或重叠的连续时间间隔。在框1004处，控制电路206可以确定每个检测时间间隔的平均积分度量(当多个积分度量跨越每个检测时间间隔时)。av阻滞阈值可以基于平均积分度量。在其它实例中，可确定跨越每个检测时间间隔的积分度量的中值积分度量、第n个最小积分度量或其它代表值，且可使用在启动周期内确定的这些代表值来设置av阻滞阈值。
396.在一个实例中，控制电路206可以在框1004处确定在启动周期内确定的值的最小代表值。继续确定每个检测时间间隔内的平均积分度量的实例，控制电路206可在框1004处确定最小平均积分度量，并基于在启动周期内出现的最小平均积分度量来建立av阻滞阈值。例如，控制电路206可在框1004处通过对4个连续的2秒积分度量一起求和并使总和除以4来建立av阻滞阈值，以从启动周期期间的每个8秒检测时间间隔中确定平均积分度量。控制电路206可识别最小平均积分度量且在框1004处将av阻滞阈值建立为最小平均积分度量。应当理解，在上述实例中给出的实例时间间隔本质上是说明性的，并且可以选择不同的时间间隔和时间间隔的不同组合作为用于建立av阻滞阈值的积分间隔、检测时间间隔和启动周期。
397.在其它实例中，控制电路80可在框1004处将av阻滞阈值建立为最小平均积分度量
加上偏移或建立为最小平均积分度量的百分比。在其它实例中，av阻滞阈值可设置为平均积分度量减去偏移或设置为平均积分度量的百分比。
398.在框1004处建立av阻滞阈值之后，控制电路206通过在框1006处确定下一个积分度量(例如，运动信号的2秒积分度量)来开始av阻滞监测。控制电路206可将积分度量与在框1004处建立的av阻滞阈值(例如作为最小平均积分度量)进行比较。当控制电路206确定当前积分度量(例如，2秒积分度量)大于在框1004处建立的av阻滞阈值时，控制电路206返回到框1006以确定下一个积分度量。
399.响应于在框1008处积分度量小于或等于av阻滞阈值，控制电路206在框1012处开始将来自运动传感器212的运动信号和/或来自感测电路204的心脏电信号记录在存储器210中。在一些实例中，用于在框1006处确定积分度量的运动信号可以被缓存在存储器210中，使得所存储的心脏信号发作可以在满足框1008处的av阻滞阈值要求的积分度量的开始处开始。在其它实例中，在框1008处，响应于当前积分度量小于或等于av阻滞阈值，所存储的心脏信号发作可以在下一个积分间隔的开始处开始。
400.在框1014处，控制电路206确定下一个积分度量。控制电路206可以在框1016处确定是否已经确定了所需数量的n个积分度量。在各种实例中，在满足av阻滞阈值的第一积分度量之后可能需要一个、两个、三个、四个或更多个积分度量，以达到确定何时满足av阻滞标准所需的n个积分度量。在说明性实例中，控制电路206在小于或等于av阻滞阈值的第一积分度量之后再确定三个以上2秒积分度量，使得跨越8秒检测时间间隔的4个2秒积分度量被确定。
401.当在检测时间间隔内已经确定了所需数量的积分度量时，如在框1016处所确定的，控制电路206可以在框1018处从n个积分度量中确定平均积分度量。在其它实例中，可以确定除平均值之外的n个积分度量的不同代表值。例如，可以从n个积分度量中确定中值、最小值、第n个最小值或其它代表值，用于确定n个积分度量何时满足av阻滞标准。继续上文给出的说明性实例，控制电路80可以对所确定的4个2秒积分度量求和(在框1006处为一个，在框1014处为三个以上)，并除以4，以在框1018处确定平均积分度量。在框1020处，控制电路206可以将该平均积分度量与av阻滞阈值进行比较。如上文所描述的，在框1004处建立av阻滞阈值作为从在启动周期期间确定的积分度量中确定的最小平均积分度量。当来自最近检测时间间隔的平均积分度量大于av阻滞阈值(框1020的“否”分支)时，在框1024处丢弃从框1012开始存储在存储器210中的心脏信号发作。控制电路206返回到框1006以确定下一个积分度量，而不确定满足av阻滞标准或生成av阻滞输出。
402.当控制电路206在框1020处确定平均积分度量(或n个积分度量的其它代表值)小于或等于av阻滞阈值时，控制电路206确定满足av阻滞标准。响应于满足av阻滞标准，控制电路206在框1022处通过将心脏信号发作存储在存储器210中作为av阻滞发作(其也可以被称为“低心室运动”或更一般地称为“低心脏运动”发作，因为真实的av阻滞可能或可能不实际存在)来生成输出。心脏信号发作存储在存储器210中，例如具有日期和时间戳，使得其可用于传输到外部装置20以供临床医生查看和分析。心脏信号发作可以等于或小于对应于n个积分度量的检测时间间隔。例如，当小于av阻滞阈值的第一积分度量在框1012处触发存储器中的发作存储的开始时，在8秒检测时间间隔内确定的4个2秒积分度量的说明性实例中，心脏信号可以在后续3个积分间隔内存储总共6秒。
403.控制电路206返回到框1006以确定下一个积分度量，以继续监测av阻滞。在一些实例中，在框1018处确定的小于框1020处的av阻滞阈值的平均积分度量可用于在框1010处更新av阻滞阈值。例如，在框1018处确定的小于av阻滞阈值的当前值的平均积分度量可被确定为新的最小平均积分度量，并在确定下一个积分度量之后在框1008处用作更新的av阻滞阈值。在其它实例中，可将av阻滞阈值的当前值与在框1018处确定的新的最小平均积分度量(其小于当前av阻滞阈值)组合(例如，平均)以在框1010处确定更新的av阻滞阈值。
404.存储器210可被配置成响应于在框1020处满足av阻滞标准而存储一个或多个av阻滞发作。由于av阻滞阈值可以基于小于当前av阻滞阈值的平均积分度量来更新，所以在框1022处存储的心脏信号发作将是与最低平均积分度量相关联的av阻滞发作。当存储器210被配置成存储多于一个心脏信号发作时，av阻滞发作可以重写所存储的最老的av阻滞发作。
405.应当理解，根据实例，本文所描述的方法中的任何一种方法的某些动作或事件可按不同顺序执行，可被添加、合并或完全省略(例如，并非所有所描述的动作或事件对于实践该方法来说都是必须的)。此外，在某些实例中，动作或事件可例如通过多线程处理、中断处理或多个处理器同时地而不是按顺序地执行。另外，出于清晰的目的，虽然本公开的某些方面被描述为由单个电路或单元来执行，但是应当理解，本公开的技术可由与例如医疗装置相关联的单元或电路的组合来执行。
406.在一个或多个实例中，所描述的功能可在硬件、软件、固件或其任何组合中实施。如果以软件实施，则可将功能以一个或多个指令或代码的形式存储在计算机可读介质上并可由基于硬件的处理单元执行功能。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，如数据存储介质(例如，ram、rom、eeprom、闪存或可用于存储指令或数据结构形式的所需程序代码且可由计算机访问的任何其它介质)。
407.指令可由一个或多个处理器执行，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(fpla)或其它等效的集成或离散逻辑电路系统。因此，本文所使用的术语“处理器”可指代任何前述结构或适于实施本文所描述的技术的任何其它结构。同样，该技术可以完全在一个或多个电路或逻辑元件中实现。
408.因此，已经参考具体实例在前述描述中呈现了医疗装置。应当理解，本文公开的各个方面可以按与附图中呈现的具体组合不同的组合形式进行组合。应当理解，在不脱离本公开和以下权利要求的范围的情况下，可以对参考实例进行各种修改。