專利名稱：基于心房心室延時的起搏治療調(diào)節(jié)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本公開涉及可植入醫(yī)療設(shè)備，更具體地涉及將電刺激治療傳遞給患者的可植入醫(yī)療設(shè)備。背景一些類型的可植入醫(yī)療設(shè)備，例如心臟起搏器或可植入復律器-除顫器，經(jīng)由一個或多個可植入引線的電極向患者心臟提供治療性電刺激。治療性電刺激可以起搏、復律或除顫的脈沖或沖擊的形式傳遞至心臟。在一些情形下，可植入醫(yī)療設(shè)備可感測心臟的固有去極化，并基于該感測控制治療刺激向心臟的傳遞.心臟再同步治療是由可植入醫(yī)療設(shè)備傳遞的治療的一種類型。心臟再同步治療可通過使心臟的心室的電動機械活動同步而幫助改善心臟輸出。心室異步可能發(fā)生在遭受充血性心力衰竭的患者身上。許多起搏治療，例如二心室起搏以及融合起搏，對于改善心室收縮的協(xié)調(diào)而言已經(jīng)是很先進的。概述一般來說，本公開針對基于心房心室延時通過可植入醫(yī)療設(shè)備(IMD)調(diào)整起搏治療以控制起搏治療傳遞期間的心室充盈時間。心房心室延時可以例如是心室搏動事件和接下來的心房搏動或感測事件之間的時間間隔。本文描述的技術(shù)在向由于心室機能障礙或心室異步而經(jīng)歷無規(guī)律心室去極化的患者提供心臟再同步治療(CRT)的起搏系統(tǒng)中尤其有用。一些類型的心臟再同步治療延長了心臟的電激活順序并導致減少的心室充盈時間。根據(jù)本文描述的技術(shù)，調(diào)整心臟起搏治療的一個或多個方面(例如脈搏率、預激勵間隔或起搏治療的類型)以維持這些治療傳遞期間充足的心室充盈時間。在一些例子中，當心房心室延時間隔小于一閾值時，調(diào)整由IMD傳遞的起搏治療以補償減少的心室充盈時間。在又一些例子中，當心房心室延時間隔大于或等于該閾值時， 調(diào)整起搏治療以補償增加的心室充盈時間。在一個方面，本公開針對一種方法，該方法包括通過可植入醫(yī)療設(shè)備將起搏治療傳遞至心室腔；針對至少一個心搏周期確定心室腔的心房心室延時間隔，判斷該心房心室延時間隔是否小于或等于一閾值，并且當該心房心室延時間隔小于或等于該閾值時調(diào)整由可植入醫(yī)療設(shè)備傳遞的起搏治療。在另一方面，本公開針對一種系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括信號發(fā)生器，所述信號發(fā)生器產(chǎn)生起搏治療并將其傳遞至心室腔；處理器，所述處理器針對至少一個心搏周期確定心室腔的心房心室延時間隔，判斷該心房心室延時間隔是否小于或等于一閾值，并且當該心房心室延時間隔小于或等于該閾值時由所述信號發(fā)生器調(diào)整起搏治療。在另一方面，本公開針對一種系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括通過可植入醫(yī)療設(shè)備將起搏治療傳遞至心室腔的裝置；針對至少一個心搏周期確定心室腔的心房心室延時間隔的裝置，判斷該心房心室延時間隔是否小于或等于一閾值的裝置，以及當該心房心室延時間隔小于或等于該閾值時調(diào)整由可植入醫(yī)療設(shè)備傳遞的起搏治療的裝置。在另一方面，本公開針對一種計算機可讀介質(zhì)，該計算機可讀介質(zhì)包括指令，所述指令使處理器控制可植入醫(yī)療設(shè)備的信號發(fā)生器以通過可植入醫(yī)療設(shè)備將起搏治療傳遞至心室腔，針對至少一個心搏周期確定心室腔的心房心室延時間隔，判斷該心房心室延時間隔是否小于或等于一閾值，并且當該心房心室延時間隔小于或等于該閾值時由信號發(fā)生器調(diào)整所傳遞的起搏治療。在另一方面，本公開針對一種計算機可讀介質(zhì)，該計算機可讀介質(zhì)包括使處理器執(zhí)行本文所述技術(shù)的任何一部分的指令。在附圖和以下描述中闡明了本公開的一個或多個方面的細節(jié)。本公開中所描述技術(shù)的其他特征、目標和優(yōu)點將從說明書和附圖以及權(quán)利要求書中變得顯而易見。附圖簡述

圖1是示出包含用于將刺激治療經(jīng)由可植入引線傳遞至患者心臟的可植入醫(yī)療設(shè)備(IMD)的示例性治療系統(tǒng)的理念圖。圖2是更詳細地示出圖1系統(tǒng)的IMD和引線的理念圖。圖3是示出包含耦合于不同引線配置的圖1中的IMD的另一示例性治療系統(tǒng)的理念圖。圖4是示出圖1的IMD的示例性配置的功能框圖。圖5是圖1所示的外部編程器的示例性結(jié)構(gòu)的功能框圖，它有利于用戶與IMD的
ififn。圖6是可在測量心房心室延時時使用的心搏周期分量的時序圖。圖7是示出基于心房心室延時調(diào)整起搏治療的示例性技術(shù)的流程圖。圖8是示出基于心房心室延時調(diào)整起搏治療的另一示例性技術(shù)的流程圖。圖9是示出用來確定可用于圖6和圖7的起搏調(diào)整方案的心房心室延時的另一示例性技術(shù)的流程圖。圖10是示出調(diào)整起搏治療的傳遞以保持充足心室充盈時間的示例性技術(shù)的流程圖。圖11是示出包括例如服務(wù)器的外部設(shè)備以及經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)耦合于圖1所示IMD和編程器的一個或多個計算設(shè)備的示例性系統(tǒng)的框圖。詳細描述本文中描述了為維持合適的心室充盈時間而調(diào)整起搏治療的系統(tǒng)、設(shè)備和技術(shù)。 根據(jù)本文描述的技術(shù)，心臟的心室充盈時間間隔基于針對接受起搏刺激的心室腔確定的心房心室時間間隔(V-A)。在一些示例中，心房心室延時間隔是心室搏動事件和接下來的心房搏動或感測事件(Aivs)之間的時間間隔。如下文中例如參照圖7更詳細描述的那樣，一旦針對一個或多個心搏周期確定心房心室延時間隔小于或等于預定閾值，就調(diào)整起搏治療。在一些示例中，該閾值為大約300毫秒(ms)至大約400ms，例如大約350ms。然而，該閾值可例如基于患者是成年人還是兒童而改變。本文描述的為維持合適的心室充盈時間而調(diào)整起搏治療的技術(shù)在向由于心室機能障礙或心室異步而經(jīng)歷無規(guī)律心室去極化的患者提供心臟再同步治療(CRT)的起搏系統(tǒng)中尤其有用。在具有心室異步的患者中，一個心室可能在另一心室固有去極化之前固有地去極化。固有去極化可指自然發(fā)生而不使用由可植入醫(yī)療設(shè)備(IMD)傳遞的心室起搏的心室去極化。
一些類型CRT，例如基于融合的心臟再同步治療，可延長心臟的電激活順序并導致減少的心室充盈時間。根據(jù)本文描述的技術(shù)，調(diào)整心臟起搏治療以維持在CRT傳遞期間合需的心室充盈時間。維持患者心臟充足的充盈時間以維持心臟足夠水平的心輸出量是理想的。心室充盈時間可確定在之后的心搏周期中從心臟的心房和/或心室排出的血量。如果心室充盈時間是不足的，則心臟可能無法將血液傳遞至患者的身體，例如用以向周圍組織提供充分的心輸出量以滿足患者身體的代謝需求?；谌诤系男呐K再同步治療有益于恢復患者心臟的去極化順序，該去極化順序由于心室機能障礙可能是無規(guī)律的。測量將起搏刺激(例如脈沖)傳遞至晚去極化心室(V2) 的時間，以使V2的誘發(fā)去極化與第一去極化心室(Vl)的固有去極化融合地作用，這導致心室再同步。如此，V2起搏脈沖(V2p)可預激勵傳導延時的V2并幫助使V2的激活與來自固有傳導的Vl的激活相融合。因此，本文描述的起搏治療被稱為預激勵融合起搏治療或融合起搏治療。在一些融合起搏技術(shù)中，一旦基于Vl的固有去極化確定的起搏間隔屆滿，就對晚去極化心室(M)傳遞起搏脈沖。對V2起搏脈沖(V2P)傳遞至Vl的固有去極化的時間計時的已有融合起搏技術(shù)的一個示例記載在Burnes等人的題為“APPARATUS AND METHODS OF ENERGY EFFICIENT, ATRIAL-BASED BIVENTRICULAR FUSION-PACING (能量有效的基于心房的二心室融合起搏的裝置和方法)”并在2007年2月20日發(fā)布的美國專利No. 7，181,284 中，Burnes等人的美國專利No. 7，181，284全文通過援引包含于此。在一些示例中，融合起搏的起搏間隔是心房感測或搏動事件(Aivs)和V2起搏脈沖(Mp)傳遞之間的時間間隔。在一些示例中，例如在Burnes等人的美國專利No. 7，181，284所描述的示例中，起搏間隔被確定為心房感測或搏動事件(Aivs)和同一心搏周期的Vl感測事件(VS1)之間的時長減去一預激勵時間間隔。PEI可指示V2脈沖超前于Vl感測事件以實現(xiàn)Vl和V2的電動機械性能融合的時間量。也就是說，PEI可指示從傳遞預激勵V2所需的V2起搏脈沖開始的時間量，以使Vl和V2的電動機械性能合成為一個融合事件。心搏周期可指連續(xù)多個心房起搏或感測事件(Aivs)之間的時間周期。在一些示例中，右心室(RV)是Vl而左心室(LV)是V2。盡管本公開主要論及其中第一去極化心室Vl是RV而晚去極化心室V2是LV的示例，然而本文描述的用于提供基于融合的心臟再同步治療的技術(shù)也適用于其中第一去極化心室Vl是LV而晚去極化心室V2 是RV的示例。圖1是示出可用來向患者14的心臟12提供治療的示例性治療系統(tǒng)10的理念圖。 患者14通常是人類患者，但也不一定如此。治療系統(tǒng)10包括耦合于引線18、20和22的 IMD 16以及編程器M。IMD 16可以是例如向心臟12提供心率管理治療的設(shè)備，并可包括例如可植入起搏器、復律器和/或除顫器，它們經(jīng)由耦合于一根或多根引線18、20和22的電極向患者14的心臟12提供治療。在一些示例中，IMD 16可傳遞起搏脈沖，但不傳遞復律或除顫脈沖，而在另外一些示例中，IMD 16除了起搏脈沖外還可傳遞復律和/或除顫脈沖。引線18,20,22延伸入患者14的心臟12以感測心臟12的電活動和/或?qū)㈦姶碳鬟f至心臟12。在圖1所示的示例中，右心室(RV)引線18延伸過一條或多條靜脈(未示出)、上腔靜脈(未示出)、右心房沈并進入右心室28。左心室(LV)冠狀竇引線20延伸通過一條或多條靜脈、腔靜脈、右心房沈并進入冠狀竇30直至心臟12的左心室32的自由壁(free wall)相鄰的區(qū)域。右心房(RA)引線22延伸通過一條或多條靜脈和靜脈腔，并進入心臟12的右心房26。在另外一些示例中，治療系統(tǒng)10可包括在靜脈腔或其它靜脈中部署一個或多個電極的附加引線或引線段(圖1中未示出)。這些電極可實現(xiàn)替代的電感測配置，這些配置對于一些患者可提供提高的感測精度。IMD 16經(jīng)由耦合于引線18、20、22中的至少一根的電極(圖1未示出)感測伴隨心臟12去極化和復極化的電信號。在一些示例中，IMD 16基于心臟12內(nèi)感測到的電信號向心臟12提供起搏脈沖。在心臟12內(nèi)感測到的這些電信號也被稱為心臟信號或心臟電信號。由IMD 16使用以感測和起搏的電極的配置可以是單極的或雙極的。IMD 16也可經(jīng)由位于引線18、20、22中的至少一根上的電極提供除顫治療和/或復律治療。IMD 16可檢測心臟12的心律失常，例如心室觀、32的纖顫，并將復律或除顫治療以電脈沖的形式傳遞至心臟12。在一些示例中，可對IMD 16編程以傳遞治療的進展，例如具有增大能級的脈沖，直到心臟12的快速性心律失常停止為止。IMD16利用業(yè)內(nèi)已知的一種或多種心動過速或纖顫檢測技術(shù)來檢測心動過速或纖顫。IMD 16包括融合起搏模式，在此期間IMD 16經(jīng)由引線20的電極將起搏刺激(例如起搏脈沖)傳遞至LV 32，此時對起搏脈沖計時以使誘發(fā)的LV32的去極化與RV 28的固有去極化融合地作用，由此導致心室再同步。如此，傳遞至LV 32 (LVp)的起搏脈沖可預激勵傳導延時的LV32并幫助使LV32的激活與來自固有傳導的RM8的激活相融合。LV 32和 RV觀的去極化融合可導致LV 32和RV 28同步的激活和收縮。在融合起搏模式的一些示例中，IMD 16在每個心搏周期傳遞單個心室刺激，盡管也可考慮在每個心率周期傳遞任意合適數(shù)量的起搏刺激。在一些示例中，IMD 16將LV起搏脈沖的傳遞計時以使其發(fā)生在相對于固有RV 28 激活的某一時間。LV 32的融合去極化是通過對LV起搏脈沖(LVp)的傳遞計時以使其落后于RV觀的固有去極化但領(lǐng)先于LV32的固有去極化來實現(xiàn)的。具體地說，在融合起搏模式中，IMD 16不傳遞RV起搏脈沖(RVp)，允許波前的自然傳播和室間隔的去極化，同時LV起搏脈沖(LVp)與RV觀的固有去極化融合地傳遞。又如，在RV是第二去極化的心室的情形下，RV起搏脈沖(RVp)可與固有LV去極化融合地傳遞。IMD 16也可包括二心室起搏模式，在此期間IMD 16經(jīng)由各引線18、20的電極將起搏刺激傳遞至RV觀和口 32兩者。通過將起搏刺激(例如刺激脈沖)要么同時要么隔開一可編程室間(V-V)搏動延時地傳遞至RV觀和口32兩者，IMD 16可提供二心室起搏治療。V-V搏動延時可以是RV-LV搏動延時，或者是LV-RV搏動延時，這取決于心室的固有去極化的順序。在一個示例中，IMD16對將第一心室起搏事件傳遞至第一心室至心房感測或搏動事件(AP/S)的時間進行計時，并對將第二心室起搏事件傳遞至第二心室至傳遞第一心室起搏刺激或第一心室中的心室感測事件的時間計時。在另一示例中，IMD 16利用A-RV延時計時器和A-LV延時計時器以對起搏刺激傳遞至RV觀和口 32的時間進行計時。例如，當發(fā)生心房搏動或感測事件(Aivs)時，IMD 16 可啟動A-RV延時計時器和A-LV延時計時器，并且一旦各計時器屆滿，則IMD 16將右心室起搏脈沖(RVp)和左心室起搏脈沖(LVp)各自傳遞至RV觀和口 32。IMD 16可藉由融合起搏模式和/或二心室起搏模式提供CRT。由IMD 16提供的 CRT有益于維持具有傳導機能障礙的患者14的心率，當心臟12的自然電激活系統(tǒng)12受到破壞時這就會發(fā)生。人心臟12的自然電激活系統(tǒng)涉及若干連續(xù)傳導路徑，開始于竇房 (SA)結(jié)，并繼續(xù)通過Bachmarm纖維束的心房傳導路徑以及心房高度上的結(jié)間束，之后是心房-心室(AV)結(jié)、他的共同維管束、左右束支以及最末分束經(jīng)由浦肯雅纖維網(wǎng)絡(luò)至心肌末梢。在正常的電激活順序中，心搏周期開始于在RA 26的壁內(nèi)的SA結(jié)處產(chǎn)生去極化波。去極化波通過Bachmarm纖維束的心房傳導路徑以及心房高度上的結(jié)間束傳輸進入左心房間隔。當心臟去極化波已分別到達AV結(jié)、心房間隔以及左右心房26、36的最遠端壁時， 心房沈、36可作為電激活的結(jié)果而收縮?？偤系挠倚姆亢妥笮姆咳O化波作為心電信號的 PQRST復合波的P波出現(xiàn)，例如心電描記圖(EGM)或心電圖(ECG)。當經(jīng)過位于RA沈和/ 或LA 36上或附近的一對單極或雙極搏動/感測電極之間的心房去極化波的振幅超過一閾值時，則將其檢測作為感測到的P波。感測到的P波也可稱為心房感測事件或RA感測事件 (RAs)。同樣地，LA 36中感測到的P波可稱為心房感測事件或LA感測事件(LAs)。在心房收縮期間或之后，AV結(jié)沿其在心室間隔的束管向下地傳播去極化波。去極化波可行進至心臟的心尖區(qū)域12并隨后向上地通過浦肯雅纖維網(wǎng)絡(luò)。總合的右心室和左心室去極化波和伴隨去極化心肌復極化的后繼T波可出現(xiàn)作為PQRST心搏周期復合波的 QRST部分。當經(jīng)過位于RA觀和/或LA 32上或附近的單極或雙極搏動/感測電極對之間的QRS心室去極化波的振幅超過一閾值時，則將其檢測作為感測到的R波。感測到的R波也稱為心室感測事件、RV感測事件(RVs)或LV感測事件(LVs)，這取決于在特定情形下一個或多個引線18、20、22的電極配置成感測哪個心室。一些患者，例如患有充血性心力衰竭(CHF)或心肌病的患者，可能具有左心室機能障礙，因此通過心臟12的正常電激活順序在LV 32內(nèi)受到危及。充血性心力衰竭總地定義為心臟不能輸送足夠的血量——例如用以提供足夠的心臟輸出——至周圍組織以滿足代謝需求。在患有左心室機能障礙的患者中，通過心臟12的正常電激活順序變得受到破壞。例如，患者可能經(jīng)歷心房內(nèi)傳導缺陷，例如心房內(nèi)阻塞。心房內(nèi)阻塞是心房激活由于RA 沈至！^ 36之間的傳導延時而延時的情形。又如，患有左心室機能障礙的患者可能經(jīng)歷心室內(nèi)傳導缺陷，例如左束支堵塞 (LBBB)和/或右束支堵塞(RBBB)。在LBBB和RBBB中，激活信號不是以正常方式各自沿右束支或左束支傳導的。因此，在患有束支阻塞的患者中，欣觀或LV 32的激活分別相對于其它心室延時，這造成右心室28和左心室32的去極化之間的異步。由于橫越心室傳導路徑的激活時間延長，心室異步可由加寬的QRS復合波表征。異步可源自沿其管束、左右管支或在更末梢的浦肯雅末端的傳導缺陷。典型的心室內(nèi)峰值-峰值異步可從大約80ms至大約200ms或更長時間。然而，對于正在經(jīng)歷RBBB和LBBB的患者來說，QRS復合波可遠超正常范圍而增寬至更寬的范圍，例如大約120ms至大約250ms或更大。要么以融合起搏模式要么以二心室起搏模式通過IMD 16傳遞的CRT可通過恢復心臟12的一個或多個腔的同步去極化和收縮而幫助減輕心力衰竭狀況。在一些情形下，本文描述的CRT通過提高RV觀和！^ 32去極化和收縮的同步性而增進患者的搏出量。如之前描述的，一旦起搏間隔屆滿，TMD 16可將治療傳遞至患者14，這是在檢測到心房感測或搏動事件(Aivs)時發(fā)生的。因此，一些融合起搏示例的起搏間隔是心房感測或搏動事件(AP/ s)和V2起搏脈沖(V2P)傳遞之間的時間間隔。在一些示例中，對于IMD 16的融合起搏模式的起搏間隔，也稱Aivs-LVp延時或Aivs-LVp間隔，被確定為Ap7s-LVp delay = (Ap7s-RVs)-PEI (1)心臟12的心室觀、32可在傳遞LV 32起搏脈沖(LVp)和接下來的心房感測或搏動事件(Aivs)之間的時間間隔內(nèi)充盈。該時間間隔也稱為心室心房延時間隔。心臟12的心室觀、32的充盈時間隨著心室心房延時間隔減小而減小。心室心房延時間隔可隨著接下來的心房感測或搏動事件之間的時間間隔(AP/S-AP/S)減小而減小，這會隨著患者14的心率增加而發(fā)生。另外，心室心房延時間隔可隨著起搏間隔(來自等式1的Aivs-LVp延時)增加而減小。IMD 16基于確定的心室心房延時間隔而調(diào)整起搏治療，以將心室心房延時間隔 (例如LVp-Aivs)維持為等于或高于一閾值。心室心房延時間隔可指示心搏周期期間的心室充盈時間。另外，將心室心房延時間隔維持為等于或高于閾值可有助于將心搏周期的心室充盈時間維持為等于或高于閾值水平。在一些示例中，閾值水平可以是預先確定的并對應于生理學上重要的充盈時間，該生理學上重要的充盈時間可以是心臟12提供足夠心輸出 (例如足夠血液流量)以滿足患者身體需求所需的充盈時間。如前面指出的，一些類型CRT，例如基于融合的心臟再同步治療，可延長心臟的電激活時序并導致減少的心室充盈時間。在一些示例中，IMD 16調(diào)整起搏速率以補償心室心房延時間隔的減小，這指示減少的心室充盈時間的減少。在另外一些示例中，IMD 16可為心室腔的起搏而調(diào)整PEI，從而補償心室心房延時間隔的減小。在又一些示例中，IMD 16可在融合起搏模式和二心室起搏模式之間切換，反之亦然，從而補償心室心房延時間隔的減小。在本文(例如參照圖7)描述的一些示例中，當心房心室延時間隔小于一閾值時， 調(diào)整由IMD 16傳遞的起搏治療以補償減少的心室充盈時間。在一些示例中，當心房心室延時間隔大于或等于該閾值時，也可調(diào)整起搏治療以補償增加的心室充盈時間。因此，根據(jù)本文描述的一些技術(shù)，IMD 16將融合起搏治療傳遞給患者14，只要心室充盈時間在可接受的容限內(nèi)。如果心室充盈時間背離可接受水平或?qū)⒁畴x可接受水平，則本公開中的技術(shù)提供起搏治療的調(diào)整以保持心室充盈時間或使之返回到合適的水平。因此，本公開中的技術(shù)允許IMD16在激活順序延長通常由于心室充盈時間減少而可能損害融合起搏治療的使用的情形下實現(xiàn)節(jié)能和/或增加融合起搏的有效性。本文描述的技術(shù)可用來基于測得和/或推導出的心室心房延時間隔(V-A)控制心臟的心室充盈時間間隔。心室心房延時間隔可指在圖1所示示例中為LV32的第二去極化心室的起搏事件之間的時間間隔，并以RA沈或！^ 36的心房感測事件或心房起搏事件(AP/ s)結(jié)束。盡管心室心房延時間隔在本說明書中主要稱作V2P-AP/j0l隔，然而在其它示例中， RV觀可以是較晚去極化的心室。在這些示例中，心室心房延時間隔可稱為Vlp-Aivs間隔。在一些示例中，心室心房延時間隔(LVp-Aivs)是通過評價V2起搏脈沖和接下來的心房起搏事件(Aivs)之間的時間間隔來直接確定的。在一些附加示例中，心室心房延時間隔 (LVs-Ap7s)可基于第一去極化心室腔的確定的心房心室延時間隔(Aivs-Vls)。特別在一些示例中，IMD 16或其它設(shè)備通過確定接下來的心臟感測或搏動事件之間的時間間隔(Aivs-Ap/ s)減去該起搏間隔而確定心室心房延時間隔(LVs-Aivs)，如等式2所示LVp-Ap7s 間隔=(Ap/S-Ap/S) - [ (Ap7s-RVs) -PEI] (2)在一些情形下，心室心房延時間隔(LVp-Aivs)的確定可能需要中止對一個或多個
9心室觀、32的起搏治療。許多已有的融合起搏治療系統(tǒng)被配置成基于AV評價間隔計時器周期地中止心室起搏以周期地更新心室起搏間隔。因此，本文描述的測量和計算技術(shù)能夠利用已用于融合起搏治療系統(tǒng)中的用來中止心室起搏治療和/或從融合起搏模式切換至二心室起搏模式的切換(它可包括允許延長的和接下來固定的V-A間隔以延長充盈時間的固定A-V延時)的同一計時周期，從而確定心室心房延時間隔(LVP-AIVS)。由IMD 16實現(xiàn)以控制融合起搏治療的技術(shù)可提供優(yōu)于已有CRT技術(shù)的一個或多個優(yōu)點。與使用心室充盈時間的間接判斷作為心室充盈時間替代的已有技術(shù)相反，本公開的技術(shù)提供在心室充盈實際發(fā)生的心搏周期期間與心搏周期的一部分直接對應的量度。與間接替代相反，直接量度的使用提供比先前的心室充盈時間的間接測量更健全的測量。用于確定心室充盈時間的直接量度可更好地指示心室充盈時間的變化，這是間接測量可能無法檢測到的。又如，本公開的技術(shù)在一些示例中可允許基于心臟激活的已有測量計算心室充盈時間量度，例如心率測量或固有心房心室延時測量。在另外一些示例中，本公開的技術(shù)可允許基于已有的機械測量技術(shù)(例如壓力傳感器、血液流量傳感器、加速度計)、已有的化學測量(例如血液代謝物)和/或基于溫度計算心室充盈時間量度。由于融合起搏治療系統(tǒng)可能已執(zhí)行這些測量中的一個或多個，所以本文描述的技術(shù)能容易地納入到已有融合起搏治療系統(tǒng)中業(yè)已使用的測量基礎(chǔ)結(jié)構(gòu)中。在一些示例中，編程器M可以是手持計算設(shè)備、計算機工作站或聯(lián)網(wǎng)的計算設(shè)備。編程器M包括從用戶接收輸入的用戶接口。用戶接口可包括例如鍵盤和顯示器，所述顯示器例如可以是陰極射線管(CRT)顯示器、液晶顯示器(LCD)或發(fā)光二極管(LED)顯示器。鍵盤可以采用字母數(shù)字鍵盤或與特定功能相關(guān)聯(lián)的鍵的精簡集。編程器M可附加或替代地包括外圍定點設(shè)備，例如鼠標，用戶籍此可與用戶界面交互。在一些示例中，編程器 24的顯示器可包括觸摸屏顯示器，并且用戶可經(jīng)由顯示器與編程器M進行交互。應當注意，用戶也可經(jīng)由聯(lián)網(wǎng)的計算設(shè)備遠程地與編程器M或IMD 16進行交互。例如醫(yī)師、技術(shù)人員、外科大夫、電生理學專家或其它臨床醫(yī)生等用戶可與編程器 M交互以與IMD 16通信。例如，用戶可與編程器M交互以從IMD 16獲取生理或診斷信息。用戶也可與編程器M交互以對IMD 16編程，例如為IMD 16的操作參數(shù)選擇一些值。例如，用戶可使用編程器M從IMD 16檢索有關(guān)心臟12的心率、其隨時間的趨勢或快速性心律失常事件的信息。又如，用戶可使用編程器M從IMD 16檢索有關(guān)患者14的其它測得的生理參數(shù)的信息，例如來自心臟的電去極化/復極化信號(被稱為“電描記圖” 或EGM)、心臟內(nèi)或血管內(nèi)壓力、活動、姿勢、呼吸、心率、心音或胸阻。又如，用戶可使用編程器M從IMD 16檢索關(guān)于IMD 16或系統(tǒng)10的其它組件(例如引線18、20和22)或IMD 16 的功率源的性能或完善性的信息。用戶可使用編程器M對醫(yī)療進度編程，選擇用來傳遞除顫脈沖的電極，選擇除顫脈沖的波形，或者選擇或配置IMD 16的纖顫檢測算法。用戶也可使用編程器M編程由IMD 16提供的其它治療的類似方面，例如復律或起搏治療。在一些示例中，用戶可通過經(jīng)由編程器M輸入單個命令，例如按下鍵盤的單個鍵或多個組合鍵或通過定點設(shè)備的單次點擊和選擇動作，來激活I(lǐng)MD 16的某些特征。IMD 16和編程器M可使用業(yè)內(nèi)已知的任何技術(shù)通過無線通信來通信。通信技術(shù)的示例可包括例如低頻或射頻(RF)遙測，但也可考慮采用其它技術(shù)。在一些示例中，編程器24可包括設(shè)置在靠近IMD 16植入位置的患者身體附近的編程頭，從而提高IMD 16和編程器M之間的通信的質(zhì)量和安全性。圖2是更詳細地示出治療系統(tǒng)10的三引線IMD 16和引線18、20和22的理念圖。 引線18、20、22可藉由連接器模塊34電耦合于IMD 16的信號發(fā)生器和感測模塊。在一些示例中，引線18、20、22的近端可包括電耦合于IMD 16的連接器模塊34中的相應電觸頭的電觸頭。另外，在一些示例中，引線18、20、22可借助定位螺釘、聯(lián)接銷、咬合連接器或其它合適的機械耦合機構(gòu)機械耦合于連接器模塊34。引線18、20、22中的每一個包括細長絕緣引線本體，該細長絕緣引線本體可承載數(shù)根同軸繞制導體，這些同軸繞制導體通過管狀絕緣包鞘彼此分隔開。也可考慮采用其它引線結(jié)構(gòu)，例如不包括繞制導體的結(jié)構(gòu)。在圖示示例中，雙極電極40、42位于RV觀內(nèi)的引線18的遠端附近。另外，雙極電極44、46位于LV 32內(nèi)的引線20的遠端附近并且雙極電極48、50位于RA沈中的引線22的遠端附近。盡管在圖示示例中沒有電極位于LA 36中， 但其它示例可在LA 36中包含電極。電極40、44和48可采用環(huán)形電極的形式，并且電極42、46和50可分別采用可伸縮地安裝在絕緣電極頭5254和56中的可伸長螺旋末梢電極的形式。在其它示例中，一個或多個電極42、46和50可在帶齒的引線或其它固定元件末梢處采用小型盤狀電極的形式。 引線18、20、22也各自包括細長電極62、64、66，它們可采取線圈的形式。電極40、42、44、46、 48、50、62、64和66中的每一個可電耦合于其相聯(lián)引線18、20、22的引線本體內(nèi)相應的一根導體，并由此耦合于引線18、20、22的近端上的相應一個電觸頭。在一些示例中，如圖2所示，IMD 16包括一個或多個外殼電極，例如外殼電極58， 所述外殼電極與IMD 16的密封外殼60的外表面一體地形成或以其它方式耦合于外殼60。 在一些示例中，外殼電極58由IMD 16的外殼60的面朝外部分的非絕緣部分限定?？刹捎猛鈿?0的絕緣和非絕緣部分之間的其它劃分以限定兩個或更多個外殼電極。在一些示例中，外殼電極58包括幾乎整合外殼60。如下面參照圖4進一步詳細地說明那樣，外殼60可圍住產(chǎn)生例如心臟起搏脈沖和除顫沖擊的治療刺激的信號發(fā)生器以及用于監(jiān)測心臟12的心率的感測模塊。IMKD 16可經(jīng)由電極40、42、44、46、48、50、58、62、64和66感測伴隨心臟12的去極化和復極化的電信號。可經(jīng)由相應引線18、20、22將電信號從電極傳導至IMD 16，或者在外殼電極58的情形下，導體耦合于外殼電極58。IMD 16可經(jīng)由電極40、42、44、46、48、50、 58、62、64和66的任意雙極組合來感測這些電信號。此外，任何電極40、42、44、46、48、50、 58、62、64和66可與外殼電極58 —起用于單極感測。電極40、42、44、46、48、50、58、62、64和66中的兩個或更多個電極的任意多極組合可認為是一種感測電極配置。一般來說，但非一定如此，感測電極配置是同一引線上的雙極電極組合，例如引線18的電極40、42。一根引線上具有三個電極，則至少有三個不同的感測電極配置可供IMD16使用。這些感測電極配置對于引線18的示例是末梢電極42和環(huán)形電極40、末梢電極42和細長電極62、環(huán)形電極40和細長電極62。然而，一些示例可利用具有兩種不同引線的電極的感測電極配置。此外，感測電極配置可利用外殼電極58，該外殼電極 58可提供單極感測電極配置。在一些示例中，感測電極配置可包括多個外殼電極58。在任何感測電極配置中，每個電極的極性可針對感測電極配置的應用場合按需配置。在一些示例中，IMD 16經(jīng)由電極40、42、44、46、48和50的雙極組合傳遞起搏脈沖以產(chǎn)生心臟12的心臟組織的去極化。在一些示例中，IMD 16結(jié)合單極配置中的外殼電極 58經(jīng)由電極40、42、44、46、48和50中的任何電極來傳遞起搏脈沖。此外，IMD 16可經(jīng)由細長電極62、64、66和外殼電極58的任意組合將除顫脈沖傳遞至心臟12。也可使用電極58、 62、64、66將復律脈沖傳遞至心臟12。電極62、64、66可由任何合適的導電材料制成，例如但不局限于鉬、鉬合金或其它已知可用于可植入除顫電極的其它材料。IMD 16可經(jīng)由細長電極62、64、66和外殼電極58的任意組合將除顫脈沖傳遞至心臟12。也可使用電極58、62、64、66將復律脈沖傳遞至心臟12。電極62、64、66可由任何合適的導電材料制成，例如但不局限于鉬、鉬合金或其它已知可用于可植入除顫電極的其它材料。圖1和圖2中示出的治療系統(tǒng)10的配置僅為一個示例。在其它示例中，治療系統(tǒng)可包括心外膜引線和/或片電極作為圖1示出的經(jīng)靜脈引線18、20、22的替代或附加。此夕卜，IMD 16不需要被植入到患者14體內(nèi)。在IMD16不植入患者14體內(nèi)的例子中，IMD 16 可經(jīng)由通過患者14皮膚伸至心臟12內(nèi)部或外部的多個位置的經(jīng)皮膚引線將除顫脈沖和其它治療傳遞至心臟12。在將電刺激治療提供至心臟12的其它治療系統(tǒng)示例中，一種治療系統(tǒng)可包括耦合于IMD 16的任何適宜數(shù)量的引線，并且每根引線可延伸至心臟12內(nèi)或附近的任何位置。 例如，治療系統(tǒng)可包括單腔或雙腔設(shè)備而不是圖1中所示的三腔設(shè)備。在單腔配置中，IMD 16電連接于單根引線20，該引線20包括LV32中的刺激和感測電極。在雙腔配置的一個示例中，IMD 16電連接于單根引線，該引線包括LV32中的刺激和感測電極以及在RA沈中的感測和/或刺激電極，如圖3所示。在另一示例的雙腔配置中，IMD 16連接于延伸進入RA 觀和口 32中的相應一個的兩根引線。也可考慮采用其它引線結(jié)構(gòu)。圖3是示出另一示例治療系統(tǒng)70的理念圖，其類似于圖1-2的治療系統(tǒng)10，但包括單根引線72而不是三根引線。引線72植入到LV 32和RA沈中。引線72類似于圖2 的引線20，但在RA 26內(nèi)包含電極74、76以感測RA 26的電活動(例如P波)。圖4所示的治療系統(tǒng)70可用于根據(jù)本文描述的基于融合的心臟再同步技術(shù)將起搏脈沖提供給心臟 12的LV 32。盡管圖7-10的說明主要針對圖2的治療系統(tǒng)10，然而本文中描述的設(shè)備、系統(tǒng)和技術(shù)也可用來實現(xiàn)通過治療系統(tǒng)70的治療傳遞。圖4是示出IMD 16的示例性配置的功能性框圖。在圖4所示的示例中，IMD 16包括處理器80、存儲器82、信號發(fā)生器84、電感測模塊86、遙測模塊88、功率源90。存儲器82 可包括計算機可讀指令，當由處理器80執(zhí)行時，該計算機可讀指令使IMD 16和處理器80 執(zhí)行屬于本文中IMD 16和處理器80的多種功能。存儲器82可包括任意易失、非易失、磁、 光或電學介質(zhì)，例如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM (EEPROM)、閃存或任何其它數(shù)字介質(zhì)。處理器80可包括微處理器、控制器、數(shù)字信號處理器(DSP)、專用集成電路 (ASIC)、現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA)或等效的分立或集成邏輯電路中的任何一個或多個。在一些示例中，處理器80可包括多個組件，例如一個或多個微處理器、一個或多個控制器、一個或多個DSP、一個或多個ASIC或者一個或多個FPGA以及其它分立或集成邏輯電路的任意組合。本文中屬于處理器80的功能可體現(xiàn)為軟件、固件、硬件或其任意組合。處理器80控制信號發(fā)生器84來將刺激治療傳遞至心臟12。處理器80可根據(jù)存儲在存儲器82內(nèi)的選定的一個或多個治療程序控制信號發(fā)生器84以傳遞刺激。例如，處理器80可控制信號發(fā)生器84以傳遞具有由選定的一個或多個治療程序規(guī)定的振幅、脈寬、 頻率或電極極性的電脈沖。信號發(fā)生器84例如經(jīng)由各引線18、20、22的導體或在外殼電極58的情形下經(jīng)由設(shè)置在IMD 16的外殼60內(nèi)的導電體電耦合于電極40、42、44、46、48、50、58、62、64和66。 信號發(fā)生器84配置成產(chǎn)生電刺激治療并將其傳遞至心臟12。信號發(fā)生器84可經(jīng)由各自耦合于引線18,20和22的環(huán)形電極40、44、48和/或引線18,20和22的螺旋電極42,46和 50傳遞起搏脈沖。例如，信號發(fā)生器84可根據(jù)本文描述的融合起搏技術(shù)經(jīng)由至少兩個電極 44、46(圖幻將起搏刺激傳遞至心臟12的LV 32 (圖幻。又如，信號發(fā)生器84可經(jīng)由至少兩個電極58、62、64、66將除顫沖擊傳遞至心臟12。在一些示例中，信號發(fā)生器84以電脈沖形式傳遞起搏、復律或除顫刺激。在其它示例中，信號發(fā)生器84可按例如正弦波、方波或其它基本上時間連續(xù)的信號等其它信號的形式傳遞這些類型的刺激中的一種或多種。在一些示例中，信號發(fā)生器84可包括開關(guān)模塊而處理器80可使用開關(guān)模塊例如經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線選擇可用電極中的哪些用來傳遞起搏、復律或除顫脈沖。開關(guān)模塊可包括開關(guān)陣列、開關(guān)矩陣、多路復用器或適于有選擇地將刺激能量耦合于所選電極的任意其它類型開關(guān)器件。然而，在其它示例中，信號發(fā)生器94可獨立地將刺激傳遞至電極40、 42、44、46、48、50、58、62、64、66 或經(jīng)由電極 40、42、44、46、48、50、58、62、64、66 中的一個或多個有選擇地感測，而不需要開關(guān)矩陣。感測模塊86監(jiān)測來自電極40、42、44、46、48、50、58、62、64、66中的至少一個的信號，以監(jiān)測心臟12的電活動。例如，感測模塊86可通過RA 26內(nèi)的電極48、50、66感測心房事件(例如P波)或通過LV 32內(nèi)的電極44、46、64感測LV 32事件(例如R波)。感測模塊86也可包括選擇使用哪些可用電極來感測心臟活動的開關(guān)模塊。在一些示例中，處理器80可經(jīng)由電感測模塊86中的開關(guān)模塊，例如通過藉由數(shù)據(jù)/地址總線提供信號，來選擇發(fā)揮感測電極作用的電極或感測電極配置。在一些示例中，感測模塊86可包括多個感測通道，每個感測通道可包括放大器。響應來自處理器80的信號，感測模塊86中的開關(guān)模塊可將來自選定電極的輸出耦合于一個或多個感測通道。在一些示例中，感測模塊86可包括多個通道。感測模塊86的一個通道可包括R 波放大器，該R波放大器從電極40、42接收信號，其用于在心臟12的RV 28中作出起搏和感測。另一通道可包括另一 R波放大器，該R波放大器從電極44、46接收信號，其用于在心臟12的LV 32附近作出起搏和感測。在一些示例中，在感測模塊86的一種工作模式下，R 波放大器可采用自動增益受控放大器的形式，這種放大器提供可調(diào)感測閾值作為心率的測得R波振幅的函數(shù)。另外，在一些示例中，感測模塊86的一個通道可包括P波放大器，該P波放大器從電極48和50接收信號，其用于在心臟12的右心房沈中作起搏和感測。在一些示例中， 在感測模塊86的一種工作模式下，P波放大器可采用自動增益受控放大器的形式，這種放大器提供可調(diào)感測閾值作為心率的測得P波振幅的函數(shù)。R波和P波放大器的示例記載在 1992 年 6 月 2 日公布的題為“APPARATUS FOR MONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGICSIGNALS (用于監(jiān)測生理電信號的裝置)，，的Keimel等人的美國專利No. 5，117，824中并在這里全文援引納入于此。也可使用其它放大器。此外，在一些示例中，感測模塊86的一個或多個感測通道可選擇地耦合于外殼電極58或細長電極62、64或66，作為或取代一個或多個電極40、42、44、46、48或50，例如用于單極感測心臟12的腔26J8或32中的任何一個中的R波或P波。在一些示例中，感測模塊86包括一通道，該通道包括具有比R波或P波放大器相對更寬通頻帶的放大器。來自被選擇用于耦合于該寬帶放大器的選定感測電極的信號可被提供給多路復用器，并隨后通過模數(shù)轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成多位數(shù)字信號以存儲在存儲器82中作為EGM。在一些示例中，將該EGM存儲在存儲器82中可在直接存儲器存取電路的控制下進行。處理器80可采用數(shù)字信號分析技術(shù)來表示存儲在存儲器82中的數(shù)字化信號的特征以從電信號檢測和分類患者的心率。處理器80可通過采用業(yè)內(nèi)已知的眾多信號處理方法中的任何方法來檢測和分類患者14的心率。由感測模塊86產(chǎn)生的信號可包括，例如RA事件信號，其指示經(jīng)由植入到RA 26 (圖1)中的電極檢測到的P波；LA事件信號，其指示經(jīng)由植入到LA 33 (圖1)中的電極檢測到的P波；RV事件信號，其指示經(jīng)由植入到RV 28中的電極檢測到的R波；或LV事件信號，其指示經(jīng)由植入到LV 32中的電極檢測到的R波。在圖2和圖3所示的治療系統(tǒng)10、 70的示例中，IMD 16不連接于植入到LA 33內(nèi)的電極。然而，在其它示例性治療系統(tǒng)中， IMD 16可連接于植入到LA 33內(nèi)的電極以感測LA 33的電活動。處理器80可基于來自感測模塊86的信號定義與心臟12的固有去極化特征對應的可變延時間隔。這些間隔可包括例如LV觀和欣32的心房心室固有去極化延時間隔 (例如Aivs-RVs或Aivs-LVs延時間隔)、LV觀和RV32的心室心房固有去極化延時間隔(例如RVs-Aivs或LVs-Aivs延時間隔)、固有心率延時間隔(例如Aivs-Aivs延時間隔)以及固有心室間傳導延時間隔(例如RVs-LVs或LVs-RVs延時間隔)。處理器80也可定義用于觸發(fā)將起搏治療傳遞至心臟12的一個或多個腔的可變時延間隔。這些間隔可包括例如RV起搏間隔(例如Aivs-RVp延時間隔)、LV起搏間隔(例如 Aivs-LVp延時間隔)以及心房起搏間隔(例如Ap-Ap延時間隔)。心臟起搏時延間隔也可作為心率的指示。本公開中描述的心房感測事件(As)、起搏事件(Ap)以及延時間隔(Aivs-Aivs) 可指右心房感測事件、起搏事件以及延時間隔或左心房感測事件、起搏事件以及延時間隔。另外，處理器80可確定其它起搏變量以對本公開中描述的起搏算法有所裨益。作為一個示例，處理器80可定義PEI，PEI指針對心搏周期內(nèi)第二去極化心室腔觸發(fā)起搏事件的要求時間與對心搏周期內(nèi)第一去極化的心室腔檢測到的感測事件之間的時間間隔(例如LVp-RVs或RVp-LVs延時間隔)。換句話說，PEI指示在觸發(fā)第二去極化心室腔的起搏的第一去極化心室腔的固有去極化之前的時間量。可將PEI編程至某一特定值和/或?qū)ζ湔{(diào)整以使其誘發(fā)的第二去極化心室腔的去極化與第一去極化的心室腔的固有去極化融合地實現(xiàn)。在一些示例中，處理器80確定心房心室評估間隔(AVEI)，AVEI控制處理器80何時執(zhí)行校正例程、更新變量和/或調(diào)整所傳遞的起搏治療。作為一個示例，當AVEI間隔屆滿時，處理器80可對第一去極化心室腔執(zhí)行固有心房心室延時測量。又如，當AVEI間隔屆滿時，處理器80可確定第二去極化心室腔的心室心房延時間隔。AVEI可基于可編程數(shù)目的心搏周期(η次心跳)和/或時間值(η秒、η分鐘等)。在一些示例中，前述起搏和固有延時間隔被存儲在處理器80內(nèi)的寄存器中或其它存儲元件中。在另外一些示例中，起搏和固有延時間隔被存儲在存儲器82中，該存儲器 82可由處理器80訪問。在又一些示例中，起搏和固有延時間隔被存儲在起搏器計時和控制單元92的寄存器中或間隔計時器中。本公開中規(guī)定的起搏和固有延時間隔僅為可由處理器80定義的延時間隔的一些示例?？啥x其它延時間隔起搏和固有延時間隔而不脫離本公開的范圍。處理器80可包括起搏器計時和控制模塊92，該起搏器計時和控制模塊92可包括可編程計數(shù)器和計時器以協(xié)助處理器定義和/或執(zhí)行前述的固有和起搏延時間隔。起搏器計時和控制模塊92可體現(xiàn)為硬件、固件、軟件或其任意組合。起搏器計時和控制模塊92可包括與例如微處理器之類的處理器80的其它組件分離的專門硬件電路，例如ASIC，或包括由處理器80的組件執(zhí)行的軟件模塊。起搏計時和控制模塊92可幫助定義起搏間隔(例如Aivs-LVp延時)，用來當IMD 16工作在預激勵融合起搏模式時控制起搏脈沖向LV 32的傳遞。例如，起搏計時和控制模塊92可包括可編程計數(shù)器或計時器，用來確定Aivs-RVs時延和/或任何其它相關(guān)的時間間隔。另外，起搏計時和控制模塊92包括對單心室和/或二心室起搏刺激和基于起搏間隔的其它函數(shù)的傳遞計時的計時器。 在IMD 16傳遞單心室起搏的示例(例如預激勵融合起搏)中，起搏計時和控制模塊92可包括計時器，該計時器裝載有對于第二去極化心室腔合適的起搏間隔(也稱心房心室延時)(例如Aivs-LVp或Aivs-RVp)。如前面討論的，第二去極化心室腔的起搏間隔可基于第一去極化心室的固有心房心室去極化延時(例如Aivs-RVs或Aivs-LVs)和可編程PEI。例如，在IMD 16傳遞LV起搏脈沖(LVp)的示例中，緊隨心房感測或搏動事件(AP/S)之后具有預定時間段，起搏計時和控制模塊92可包括裝載有合適的Aivs-LVp時延的計時器。起搏計時和控制模塊92的計時器可配置成一旦檢測到在先的心房搏動或感測事件(Aivs)就開始計時。一旦特定計時器屆滿，處理器80可控制信號發(fā)生器84將起搏刺激傳遞至晚去極化的心室(即LV 32或RV 28) 0例如，起搏計時和控制模塊92可產(chǎn)生觸發(fā)由信號發(fā)生器84 輸出起搏脈沖的觸發(fā)信號。在IMD 16配置成除了預激勵融合起搏外還傳遞其它類型的心率治療的示例中， 起搏器計時和控制模塊92也可包括可編程計數(shù)器，該可編程計數(shù)器控制與DDD、VVI、DVI、 VDD、AAI、DDI、DDDR、VMR、DVIR、VDDR、AA^、DDIR以及單腔和雙腔起搏的其它模式關(guān)聯(lián)的基本時間間隔。在前面提到的起搏模式中，“D”可指示雙腔，“V”可指示心室，“I”可指示被禁止的起搏(例如無起搏)，而“A”可指示心房。起搏模式中的第一個字母可指示起搏的腔， 第二個字母可指示其中感測到電信號的腔，而第三個字母可指示其中提供對感測的響應的腔。在其中TMD 16配置成除了激勵融合起搏外還傳遞其它類型的心率治療的示例中，由處理器80中的起搏器計時和控制模塊92定義的間隔可包括心房和心室起搏脫離間隔、其間感測到的P波和R波對脫離間隔的重啟動時間無效的難控(refractory)周期以及起搏脈沖的脈寬。又如，起搏器計時和控制模塊92可定義一消隱周期，并在將電刺激傳遞至心臟12期間和之后的一段時間從感測模塊86提供信號以對一個或多個通道(例如放大器)消隱。這些間隔的時長可由處理器80響應存儲在存儲器82中的數(shù)據(jù)來確定。處理器 80的起搏器計時和控制模塊也可確定心臟起搏脈沖的振幅。在起搏期間，處理器80的起搏器計時和控制模塊92內(nèi)的脫離間隔計時器可一旦通過電感測模塊86的檢測通道感測到R波和P波即重置。信號發(fā)生器84可包括起搏器輸出電路，該起搏器輸出電路例如通過開關(guān)模塊可選擇地耦合于電極40、42、44、46、48、50、 58、62或66中的適于將雙極或單極起搏脈沖傳遞至心臟12的諸腔中的一個腔的任意組合。 處理器80 —旦由信號發(fā)生器84產(chǎn)生起搏脈沖即重置脫離間隔計數(shù)器，并由此控制包括抗快速性心律失常起搏的心臟起搏功能的基本時間。當由感測到的R波和P波重置時，脫離間隔計數(shù)器中出現(xiàn)的計數(shù)值可由處理器80 使用以測量R-R間隔、P-P間隔、P-R間隔和R-P間隔的時長，它們是可存儲在存儲器82中的測量值。處理器80可使用間隔計數(shù)器中的計數(shù)來檢測快速性心律失常事件，例如心室纖顫事件或心室心動過速事件。一旦檢測到閾值數(shù)目的快速性心律失常事件，處理器90可識別存在快速性心律失常癥狀，例如心室纖顫癥狀、心室心動過速癥狀或非持久心動過速(NST) 癥狀。夠資格傳遞響應性治療的快速性心律失常癥狀的示例包括心室纖顫癥狀或心室快速性心律失常癥狀。在一些示例中，處理器80可作為中斷驅(qū)動設(shè)備工作，它響應于來自起搏器計時和控制模塊92的中斷，其中中斷可對應于感測的P波和R波的發(fā)生以及心臟起搏脈沖的生成。擬由處理器80執(zhí)行的任何必要的數(shù)學計算以及受處理器80的起搏器計時和控制模塊 92控制的值或間隔的任何更新可緊隨這些中斷之后發(fā)生。一部分存儲器82可配置為多個再循環(huán)緩存器，它們能保持一連串測量的間隔，處理器80響應搏動或感測中斷的發(fā)生來分析這些間隔以確定患者的心臟12目前是否表現(xiàn)出心房或心室快速性心律失常。在一些示例中，心律失常檢測方法可包括任何合適的快速性心律失常檢測算法。 在一個示例中，處理器80可利用1996年8月13日公布的題為“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS (用于診斷和治療心律失常的基于優(yōu)先級規(guī)則的方法和裝置)”的Olson等人的美國專利No. 5，545, 186、1998 年5月洸日公布的題為“PRIORITIZED RULE BASEDMETH0D AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS (用于診斷和治療心律失常的基于優(yōu)先級規(guī)則的方法和裝置)”的Gillberg等人的美國專利No. 5，755，736或2004年1月8日提交的題為“REDUCING INAPPROPRIATE DELIVERY OF THERAPY FOR SUSPECTED NON-LETHAL ARRHYTHMIAS (減少對可疑非致命心律失常的治療的不當傳遞)，，的Kevin Τ. Ousdigian的美國專利申請S/ N 10/755，185中記載的基于規(guī)則的檢測方法的全部或其一部分。Olson等人的美國專利 No. 5，545，186、Gillberg 等人的美國專利 No. 5，755，736 以及 Kevin Τ. Ousdigian 的美國專利申請S/mO/755，185全文援引包含于此。然而，在其它示例中，其它心律失常檢測方法也可由處理器80采用。在本文描述的示例中，處理器80可通過檢測指示快速性心律失常的平均速率的一連串快速性心律失常事件(例如具有小于或等于閾值的時長的R-R或P-P間隔)或不間斷的一串短暫R-R或P-P間隔來識別心房或心室快速性心律失常癥狀的存在。用于確定指示快速性心律失常事件的R-R或P-P間隔的閾值可存儲在IMD 16的存儲器82中。另外，可將檢測到以確認快速性心律失常癥狀存在的數(shù)個快速性心律失常事件作為用來檢測(NID)
16閾值的數(shù)個間隔存儲在存儲器82中。在一些示例中，處理器80也可通過檢測心臟信號的R 波之間的可變耦合間隔來識別快速性心律失常癥狀的存在。例如，如果連續(xù)快速性心律失常事件之間的間隔變化某一百分比或耦合間隔之間的差高于給定閾值超過預定數(shù)量的連續(xù)循環(huán)，則處理器90可確定存在快速性心律失常。在處理器80基于基于來自電感測模塊86的信號檢測出心房或心室快速性心律失常并要求抗快速性心律失常起搏攝生的狀況下，可通過處理器80將控制由信號發(fā)生器84 產(chǎn)生的抗快速性心律失常起搏治療的時間間隔加載入起搏器定時和控制模塊92以控制其中的脫離間隔計時器的運行并定義在其間R波和P波檢測對重啟動脫離間隔計時器無效的難控周期。如果IMD 16配置成產(chǎn)生除顫脈沖并將其傳至心臟12，則信號發(fā)生器84可包括高電壓充電電路和高電壓輸出電路。在需要產(chǎn)生復律或除顫脈沖的情況下，處理器80可利用脫離間隔計數(shù)器來控制該復律和除顫脈沖的定時以及相關(guān)聯(lián)的難控周期。響應要求復律脈沖的心房或心室除顫或快速性心律失常的檢測，處理器80可激活復律/除顫控制模塊，該復律/除顫控制模塊類似于起搏器計時和控制模塊92可以是處理器80的硬件組件和/或由處理器80的一個或多個硬件組件執(zhí)行的固件或軟件模塊。復律/除顫控制模塊可在高電壓充電控制線路的控制下發(fā)起對信號發(fā)生器84的高電壓充電電路的高電壓電容器的充 H1^ ο處理器80可例如經(jīng)由電壓充電和電位(VCAP)線路監(jiān)測高電壓電容器上的電壓。 響應高電壓電容器上的電壓達到由處理器80設(shè)定的預定值，處理器80可產(chǎn)生終止充電的邏輯信號。之后，由信號發(fā)生器84傳遞除顫或復律脈沖的計時受處理器80的復律/除顫控制模塊的控制。緊隨除顫和心動過速治療的傳遞之后，處理器80可將心臟起搏功能返還給信號發(fā)生器84并等待由于起搏或感測的心房或心室去極化的發(fā)生造成的下一個連續(xù)中斷。信號發(fā)生器84可借助輸出電路傳遞復律或除顫脈沖，該輸出電路確定是傳遞單相還是雙相脈沖，外殼電極58充當陰極還是陽極以及傳遞復律或除顫脈沖需要引入哪些電極。這些功能可由信號發(fā)生器84的一個或多個開關(guān)或開關(guān)模塊提供。遙測模塊88包括任何適宜的硬件、固件、軟件或其任意組合，從而與例如編程器 M (圖1)之類的另一設(shè)備通信。在處理器80的控制下，遙測模塊88可在天線的幫助下從編程器240接收下行鏈路遙測并將上行鏈路遙測送至編程器M，該天線可在內(nèi)部和/或外部。處理器80可經(jīng)由地址/數(shù)據(jù)總線提供擬上行鏈路至編程器M的數(shù)據(jù)以及遙測模塊88 中的遙測電路的控制信號。在一些示例中，遙測模塊88可經(jīng)由多路復用器將接收的數(shù)據(jù)提供至處理器80。在一些示例中，處理器80可將通過電感測模塊86中的心房和心室感測放大電路產(chǎn)生的心房和心室心電信號(例如EGM信號)發(fā)送至編程器對。編程器M可查詢IMD 16 以接收EGM。處理器80可將EGM存儲在存儲器82中，并從存儲器82檢索所存儲的EGM。處理器80也可生成和存儲標志碼，該標志碼指示電感測模塊86檢測到的不同心臟事件，例如心室和心房去極化，并將標志碼發(fā)送至編程器對。一種具有標志通道能力的示例性起搏器記載在 1983 年 2 月 15 日公布的題為“MARKER CHANNEL TELEMETRY SYSTEM FOR A MEDICAL DEVICE (醫(yī)療設(shè)備的標志通道遙測系統(tǒng))”的Markowitz的美國專利No. 4，374，382中并全文援引包含于此。IMD 16的各組件耦合于功率源90，功率源90可包括可充電和不可充電電池。盡管可再充電電池可從外部設(shè)備例如以每日或每周為基礎(chǔ)電感性地充電，然而不可再充電電池能保持電量長達幾年。可再充電電池的示例包括但不局限于鋰離子電池、鋰聚合物電池或超級電容器。圖5是一示例性編程器M的方框圖。如圖5所示，編程器M包括處理器100、存儲器102、用戶界面104、遙測模塊106以及功率源108。編程器M可以是具有用來對IMD 16編程的專門軟件的專門硬件設(shè)備。替代地，編程器M可以是運行允許編程器M對IMD 16編程的應用程序的現(xiàn)貨供應的計算設(shè)備。用戶可使用編程器M選擇治療程序(例如多組刺激參數(shù))，生成新的治療程序，通過個別或全局調(diào)整修改治療程序或?qū)⑿鲁绦騻髦玲t(yī)療設(shè)備，例如IMD16(圖1)。臨床醫(yī)生經(jīng)由用戶界面104與編程器M形成交互，該界面104可包括向用戶顯示圖形用戶界面的顯示器以及從用戶處接收輸入的鍵盤或另一機構(gòu)。處理器100可采用一個或多個微處理器、DSP、ASIC、FPGA、可編程邏輯電路等的形式，并且本文中屬于處理器100的功能可體現(xiàn)為硬件、固件、軟件或其任意組合。編程器M 的處理器100可實現(xiàn)圖5所示的任何模塊，提供這里歸屬于IMD 16的處理器80的任何功能，或替代地執(zhí)行本文描述的任何方法。存儲器102存儲一些指令和信息，所述指令使處理器100提供歸屬于本文中的編程器M的功能，所述信息由處理器100使用以提供歸屬于本文中的編程器M的功能。存儲器102可包括任何固定或可移動的磁、光或電學介質(zhì)，例如RAM、ROM、CD-ROM、硬盤或軟磁盤、EEPROM等。存儲器102也可包括可用來提供存儲器升級或增加存儲器容量的可移動存儲器部分?？梢苿哟鎯ζ饕部稍试S將患者數(shù)據(jù)輕易地轉(zhuǎn)移至另一計算設(shè)備，或在使用編程器M對另一患者編程治療前去除。存儲器102也可存儲控制IMD 16的治療傳遞的信息， 例如刺激參數(shù)值。編程器M可無線地與IMD 16通信，例如使用RF通信或近側(cè)電感性交互。該無線通信可通過使用遙測模塊106實現(xiàn)，遙測模塊106可耦合于內(nèi)部天線或外部天線。耦合于編程器M的外部天線可對應于放置在心臟12上的編程頭，如前面結(jié)合圖1描述的那樣。遙測模塊106可類似于IMD 16的遙測模塊88 (圖4)。遙測模塊106也可配置成經(jīng)由無線通信技術(shù)與另一計算設(shè)備通信，或通過硬線連接直接通信。可利用以促成編程器M和另一計算設(shè)備之間通信的本地無線通信技術(shù)的示例包括根據(jù)802. 11或藍牙規(guī)范集的RF通信、例如根據(jù)IrDA標準的紅外通信或其它標準或?qū)Ｓ眠b測協(xié)議。如此，其它外部設(shè)備能與編程器M通信而無需要建立安全的無線連接。與編程器M通信的附加計算設(shè)備可以是聯(lián)網(wǎng)設(shè)備，例如能處理從IMD 16檢索到的信息的服務(wù)器。功率源108將運作功率傳遞至編程器M的各個組件。功率源108可包括電池和產(chǎn)生功率的發(fā)電電路。在一些示例中，電池可再充電以允許延長的操作時間。充電可通過將功率源108電耦合于連接到交流電(AC)插座的充電架或插頭來完成。作為附加或替代， 再充電可通過外部充電器和編程器M內(nèi)的電感充電線圈之間的近側(cè)電感交感來完成。在其它示例中，可使用傳統(tǒng)電池(例如鎳鎘電池或鋰離子電池)。另外，編程器M可直接耦合于交流電輸出插座以對編程器M供電。功率源108可包括監(jiān)測電池中殘留的功率的電路。 如此，用戶接口 104可提供當前電池水平指示器或需要更換電池或?qū)﹄姵卦俪潆姇r的低電池水平指示器。在一些情形下，功率源108能使用當前電池估計剩余的操作時間。圖6是示出可用來確定心室-心房延時的心搏周期以及心搏周期的各個分段的時序圖110。時序圖110的水平軸以時間單位給出并從左向右增長。時序圖110中的心搏周期描述了單心室起搏治療的單個心搏周期，開始于時間標志112并結(jié)束于時間標志114。 在時間標志112和114，IMD 16要么傳遞心房起搏刺激或感測心房事件。因此，時間標志 112、114對應于心房搏動或感測事件(Aivs)。在圖6所示確定為在連續(xù)心房搏動或感測事件之間的心搏周期(Aivs-Aivs)中，IMD 16在由時間標志116指示的時間觸發(fā)左心室起搏事件 (LVp)。IMD 16可在由時間標志118指示的時間檢測右心室感測事件(RVs)。如圖6所示， IMD 16在RV感測事件(RVs)發(fā)生前傳遞LV起搏事件(LVp)。在時間標志116處的LV起搏事件(LVp)和在時間標志118處的RV感測事件(RVs)之間的時間間隔被稱為PEI 120?？蓪EI 120預編程和/或調(diào)整以使引發(fā)的LV 32(圖1)去極化以與RV 28(圖1)的固有去極化融合的方式作用。時間間隔122指示心搏周期的一個周期。心搏周期的周期反比于心率。時間間隔 1 指示第一去極化心室(即圖6所示示例中的RV 28)的心房心室延時間隔(AP/S-RVS)。 時間間隔1 代表第二去極化心室(即圖6所示示例中的LV 32)的心房心室延時間隔 (LVp-Aivs)。如前面指出的，在一些示例中，第二去極化心室的心室心房延時(總體表示為 V2-A)可根據(jù)下面等式確定V2-A = (Ap/S-Ap/S) - [ (Ap7s-VIs) -PEI] (3)其中V2-A是第二去極化心室的心室時延間隔并對應于時間間隔126，(AP/S_AP/s) 是由圖6中的時間間隔122表征的心搏周期的一個周期，(Aivs-Vls)是由時間間隔124表征的第一去極化心室(Vl)的心房心室延時間隔，而PEI是由時間間隔120表征的預激勵間隔。心室心房延時間隔(例如在LV 32是對其傳遞融合起搏刺激的晚去極化心室的示例中為LVp-Aivs)基本對應于在心搏周期內(nèi)心臟12的心室充盈時間。因此，增加心室-心房延時間隔可增加RV觀和/或LV 32的心室充盈時間。在一些示例中，通過IMD 16將融合起搏傳遞至LV 32可減小心室心房延時間隔。在一些情形下，心室心房延時間隔可減小至不允許心室充分充盈的時間間隔。不足的心室充盈可導致心臟12的心輸出減小，這是不理想的。修改由IMD 16傳遞的起搏治療以使心室心房延時間隔維持在等于或高于一預定閾值的技術(shù)將參照圖7-10予以描述。在一些示例中，閾值大約為350毫秒(ms)，盡管也可考慮使用其它閾值并可根據(jù)接受起搏治療的特殊患者14。將心室心房延時間隔保持在等于或高于預定閾值的水平可通過動態(tài)地控制心室充盈時間以使其等于或高于最小時長而幫助將心臟12的心輸出維持在要求的水平。圖6中的時序圖110描述了一個示例，其中RV 28(圖1)在沒有心室起搏時固有地在LV 32之前去極化。在沒有心室起搏時LV 32固有地在RV觀之前去極化的示例中， 修改圖6中所示的時序圖以使RV起搏事件(RVp)發(fā)生在由時間標志116指示的時間并使 LV感測事件(LVs)發(fā)生在由時間標志118指示的時間。在這種情形下，前面通過等式(3) 定義的計算仍然可用來計算在當前情形下是RM8的第二去極化心室的心室心房延時。
在另外一些示例中，可直接測量心室心房延時而不使用等式(1)中規(guī)定的計算。 在這些情形下，IMD 16直接測量時間標志256和時間標志邪4之間的時長。然而，等式(1) 中的計算是優(yōu)選的，因為(Aivs-Aivs)和(Aivs-Vls)測量值和PEI參數(shù)在已有融合起搏系統(tǒng)中可能是已獲得的。由于融合起搏治療系統(tǒng)可能已提供這些項，因此等式(1)中的計算能容易地納入到融合起搏治療系統(tǒng)中業(yè)已使用的測量基礎(chǔ)結(jié)構(gòu)中。因此，能通過將附加后處理加至在已有融合起搏治療系統(tǒng)中業(yè)已獲得的原始數(shù)據(jù)來獲得心室心房延時間隔，而無需添加用于執(zhí)行物理原始數(shù)據(jù)測量的附加軟件。另外，等式(1)中描述的測量和計算能利用與融合起搏治療系統(tǒng)中業(yè)已使用的相同的計時循環(huán)來中止心室起搏治療。圖7是示出基于心室心房延時來調(diào)整起搏治療的示例性技術(shù)的流程圖，該心室心房延時是分別使用前面結(jié)合圖1和圖6描述的等式2、3來確定的。IMD16的處理器80 (圖 4)可控制信號發(fā)生器84以將起搏治療傳遞至心臟的心室腔(130)。在一些示例中，起搏治療可以是單心室起搏治療，例如預激勵融合起搏治療。在一些示例中，該心室腔在沒有心室起搏時是晚去極化腔。因此，在一些示例中，該心室腔是LV 32，而在其它示例中，該心室腔是RV 28。圖7所示的示例性技術(shù)是結(jié)合將預激勵融合起搏脈沖傳至LV 32而描述的。然而，在其它示例中，在RV 28(圖1)是晚去極化心室并且激勵融合起搏脈沖被傳遞至RV 28 的示例中，圖7所示的技術(shù)也可應用于調(diào)整治療。IMD 16的處理器80確定心室腔(132)的心室心房延時間隔。在一些示例中，心室心房延時間隔可通過檢測LV搏動事件(LVp)，檢測緊隨LV搏動事件之后的心房感測或搏動事件(Aivs)并確定LV搏動事件(LVp)和心房感測或搏動事件(Aivs)之間的時間間隔來直接確定。在其它示例中，處理器80基于前面結(jié)合圖6描述的其它測量或參數(shù)來間接確定心室心房延時間隔。在又一些示例中，處理器80可依賴于由IMD 16和/或IMD 16外的附加設(shè)備執(zhí)行的其它測量以確定心室心房延時間隔。例如，處理器80可依賴于壓力測量、運動測量、流量測量、血液代謝物測量、溫度測量和/或提供心室心房延時和/或心室充盈時間指示的其它機械或化學測量技術(shù)。當心室心房延時間隔小于一閾值時，處理器80控制信號發(fā)生器84 (圖4)來調(diào)整起搏治療(Π4)。心室心房延時間隔可指示心搏周期期間心臟的心室充盈時間。在一個示例中，該閾值定義與最小要求的心室充盈時間關(guān)聯(lián)的最小心室心房延時間隔值。如前面指出的，最小要求的心室充盈可以是其中RV觀或口 32充盈至適于向患者14提供滿足患者身體需要的必需心臟輸出的水平的充盈時間。在另一示例中，該閾值定義應當采取行動來校正正在減少的心室充盈時間的心室心房延時間隔值。因此，當心室心房延時低于閾值時， IMD 16可調(diào)整起搏治療以保持和/或取得可接受的心室充盈時間。在一些示例中，該閾值為大約350微秒(ms)，盡管也可考慮采用其它閾值，并且這取決于接受起搏治療的特定患者14。與使用間接測量作為心室充盈時間的代替的已有技術(shù)相反，本公開的技術(shù)提供當心室充盈實際發(fā)生時與心搏周期的一部分直接對應的心室充盈時間量度。該心室充盈時間量度可以例如是心室心房間隔的時長。直接量度的使用，與間接代替相反，可提供心室充盈時間的更健全的判斷，它對于不能由間接測量檢測出的心室充盈時間變化更為敏感。圖8是示出基于確定心房心室延時調(diào)整起搏治療的另一示例性技術(shù)的流程圖。 IMD 16的處理器80 (圖4)可選擇第一起搏模式(140)。第一起搏模式可以要么是單心室起搏模式，例如預激勵融合起搏模式，或二心室起搏模式。另外，IMD 16可在任一心室起搏模式下提供心房起搏。在設(shè)定第一起搏模式后，處理器80可控制信號發(fā)生器84 (圖4)根據(jù)第一起搏模式來傳遞起搏治療(142)。在根據(jù)第一起搏模式的治療傳遞期間，處理器80 可判斷心房心室評估間隔(AVEI)計時器是否已屆滿(144)。AVEI計時器可基于可編程數(shù)目的心搏周期(η次心跳)和/或時間值(η秒、η分鐘等)。在一些示例中，處理器80的起搏器計時和控制模塊92 (圖4)可跟蹤AVEI并當AVEI計時器屆滿時生成指示。在一些示例中，AVEI計時器可編程為落在大約1秒至大約16小時范圍內(nèi)的值。在另外一些示例中，AVEI計時器可編程為落在大約10秒至大約60秒范圍內(nèi)的值?？删幊痰?AVEI計時器值可按增量步驟遞增或遞減以調(diào)整當AVEI計時器屆滿時發(fā)生的測量的頻率。 總地來說，較短的AVEI計時器值在患者14的心率快速變化的情形下、在患者14鍛煉的情形下和/或在要求更頻繁測量的情形下是尤為有用的。另一方面，較長的AVEI計時器值在固有AV結(jié)傳導不發(fā)生于心臟中(例如AV阻塞)的情形下、在患者14休息的情形下和/或在要求較不頻繁測量的情形下是尤為有用的。如果AVEI計時器尚未屆滿，則處理器80可繼續(xù)控制信號發(fā)生器84以根據(jù)第一起搏模式傳遞起搏治療(142)。另一方面，如果AVEI計時器已屆滿，則處理器80中止所有或一部分起搏治療的傳遞(146)。在另外一些示例中，IMD 16不中止起搏治療。在根據(jù)第一起搏模式的起搏治療已中止后，IMD 16確定第二去極化心室的心室心房時間間隔(V2-A) (148)。在一些示例中，可直接測量心室心房延時間隔。在另外一些示例中，心室心房延時可從如前面結(jié)合圖6和圖7描述的其它測量或參數(shù)中推導和/或計算出。在確定心室心房時間間隔后，IMD 16判斷心室心房延時是否小于或等于第一閾值 (150)。第一閾值可存儲在IMD 16的存儲器82 (圖4)中，或另一設(shè)備(例如編程器的存儲器中。在一些示例中，第一閾值定義可接受的心室充盈時間的最小值。在其它示例中， 第一閾值定義指示其對增加心室充盈時間是合需的心室心房延時。如果心室心房延時小于或等于第一閾值，則IMD 16可確定心室心房延時比合需的更短，這表示對晚去極化心室m的起搏脈沖是在不允許心臟12的充分心室充盈的時間傳遞的。也就是說，如果心室心房延時小于或等于第一閾值，則IMD 16可確定心臟12的心室充盈時間低于要求的水平。為了增加心臟12的心室充盈時間，處理器80可調(diào)整起搏治療以對低心室充盈時間作出補償(152)。處理器80使用可增加心室心房時間間隔的任何合適技術(shù)來調(diào)整起搏治療。在第一起搏模式是預激勵融合起搏模式的示例中，處理器80將起搏模式從融合起搏模式切換至二心室起搏模式。二心室起搏模式——其中IMD 16將起搏刺激傳遞至RV 28(圖1)和 LV 32 (圖1)以使RV觀和口 32的去極化再同步——可關(guān)聯(lián)于比預激勵融合起搏模式更短的A-V延時。對第一去極化心室腔更短的A-V延時(Aivs-Vls)可關(guān)聯(lián)于更長的心室充盈時間。例如，如圖6的時序圖中所示，例如在Aivs-Aivs間隔相對恒定的情形下，減小Aivs-Vls 延時1 可幫助增大V2S-AP/S間隔126，這可增加心臟12的心室充盈時間。在一些示例中， IMD 16可從融合起搏模式切換至具有固定A-V延時的二心室起搏模式，這允許延長的并隨后固定的V-A間隔以延長充盈時間。在另外一些示例中，處理器80可通過減小起搏速率并從效果上增加每個心搏周期的時長(由(Aivs-Aivs)表示)來調(diào)整起搏治療(152)。增加心搏周期的時長可通過增加V2S-AP/S間隔126(圖6)來增加心臟12的心室充盈時間，它可對應于RV 28和LV 32充盈的時間。在一些示例中，處理器80可減小起搏速率以使結(jié)果產(chǎn)生的心率為大約40跳/分鐘。在另外一些示例中，處理器80可通過增大PEI來調(diào)整起搏治療(15 ，處理器80 使用PEI來對LV起搏脈沖的傳遞計時。如圖6所示，增大與時間間隔120對應的PEI可增大與時間間隔126對應的總心室心房時間間隔。增大總心室心房時間間隔可增加心臟的心室充盈時間。在一些示例中，處理器80可將PEI增加IOms或更少的增量。處理器80可選擇在大約Ims至大約250ms或250ms以上的范圍內(nèi)的PEI，例如大約IOOms至大約200ms。在一些示例中，處理器80可執(zhí)行具有優(yōu)先級的起搏調(diào)整方案。例如，處理器80可對起搏模式切換賦予第一最高優(yōu)先級，對起搏速率調(diào)整賦予第二最高優(yōu)先級，并對PEI調(diào)整賦予第三最高優(yōu)先級。在需要對起搏進行調(diào)整的情況下，IMD 16可以最高優(yōu)先級調(diào)整 (即切換起搏模式)開始。然而，在某些情形下，最高優(yōu)先級調(diào)整可能無法獲得。例如，在只有一根引線的醫(yī)療設(shè)備中，二心室起搏可能無法獲得。作為又一示例，起搏模式可能已被切換并因此起搏模式的切換不再可用。在任何情形下，當該最高優(yōu)先級起搏調(diào)整不可用時， IMD 16可進至第二最高優(yōu)先級起搏調(diào)整。在前面給出的示例中，具有第二最高優(yōu)先級的起搏調(diào)整是起搏速率的調(diào)整。與前面描述的模態(tài)切換類似，起搏速率可能不是一直能被調(diào)整的。例如，可將起搏速率設(shè)定至最小值(例如一般針對IMD 16的特定患者行為程度)并因此不能再減小了。在這些情形下， IMD 16可進至第三最高優(yōu)先級起搏調(diào)整，這是為了調(diào)整PEI間隔。如果處理器80確定心室心房延時大于或等于第一閾值，則IMD 16判斷心室心房延時是否大于第二閾值(巧4)。第二閾值大于第一閾值，并且第二閾值也可存儲在IMD 16 的存儲器82中或其它設(shè)備的存儲器中。在一些示例中，第二閾值定義可接受的心室充盈時間的最大值。在其它示例中，第二閾值定義指示其對減少心室充盈時間是合需的心室心房延時。如果心室心房延時大于或等于第二閾值，則處理器80可確定心室心房延時比要求的時間更長。因此，處理器80調(diào)整起搏治療以減小心室心房延時并減少心室充盈時間 (156)。處理器80可執(zhí)行與針對增加心室心房延時所討論的那些技術(shù)相似的技術(shù)以調(diào)整起搏治療(156)。然而，處理器80不是降低起搏速率以降低心率，而是增加起搏速率以增加心率，并且在一些情形下，減小心室心房延時。另外，處理器80不是增大PEI，而是將PEI減小例如IOms或更低的增量，以從效果上減小心室心房延時并減小心室充盈時間。另一方面，如果心室心房延時小于或等于第二閾值，則處理器80可繼續(xù)控制信號發(fā)生器84來根據(jù)第一起搏模式(14 傳遞起搏治療而無需對起搏治療執(zhí)行任何調(diào)整。盡管在本說明書中描述了三層優(yōu)先級起搏調(diào)整方案，然而任何起搏調(diào)整和優(yōu)先級的組合可通過本說明書中描述的技術(shù)來實現(xiàn)。例如，IMD 16可當心室心房延時小于或等于一閾值時在兩種不同的起搏調(diào)整之間作選擇。又如，IMD 16可同時施加兩種不同的起搏調(diào)整以解決相對于要求心室充盈時間的背離。例如，IMD 16可當心室心房延時間隔小于或等于一閾值時切換起搏模式并調(diào)整起搏速率。圖9是示出用于確定心室心房延時的另一示例性技術(shù)的流程圖，該技術(shù)用于圖7 和圖8的起搏調(diào)整方案。IMD 16的處理器80確定針對第一去極化心室的心房心室傳導延時間隔(Aivs-Vls) (160)。在一些示例中，可使用連續(xù)A-Vls測量(例如三次連續(xù)的A-Vls測量)的平均值或中值來確定心房心室延時間隔。在另外一些示例中，可通過取數(shù)個心搏周期的平均值或平均速率(例如平均12跳/循環(huán))來確定心率。處理器80也可以在基本對應于確定心房心室傳導延時間隔的時間確定患者14的心率(162)。心率可例如基于連續(xù)心房感測或搏動事件之間的時間間隔(例如Aivs-Aivs間隔)來確定。處理器80確定PEI (164)。在一些示例中，IMD 16的存儲器82可存儲PEI 的當前值。處理器80可以任何合適順序確定固有心房心室傳導延時(Aivs-Vls) (160)、心率 (162)以及預激勵間隔(PEI)。根據(jù)圖9所示的技術(shù)，處理器80基于固有心房心室傳導延時(Aivs-Vls)、心率和 PEI來確定第二去極化心室的心室心房延時間隔(V2P-AP/S) (166)。例如，處理器80可使用前面提供的等式( 或C3)來確定心室心房延時間隔。圖10是示出調(diào)整起搏以保持充足心室充盈時間的示例性技術(shù)的流程圖。IMD 16 測量心搏周期基本與心室充盈時間對應的時間間隔(170)。在一些示例中，IMD 16可基于心臟激活的電測量來測量或確定基本與心室充盈時間對應的時間間隔。心臟激活的這些電測量可包括心房心室延時間隔、心率、預激勵間隔等等。在另外一些示例中，IMD 16可基于機械和/或化學測量技術(shù)來測量或確定基本與心室充盈時間對應的時間間隔。這些技術(shù)例如可包括例如壓力測量、運動測量、流量測量、血液代謝物測量和/或溫度測量。IMD 16基于測得的時間間隔調(diào)整起搏治療以控制心室充盈時間，從而使心室充盈時間落在要求的范圍內(nèi)(172)。要求的范圍可對應于由臨床醫(yī)生確定的一個以上患者或特殊患者14在例如預激勵融合起搏治療之類的單心室起搏治療傳遞期間可接受的心室充盈時間。圖11是示出一示例性系統(tǒng)190的方框圖，該示例性系統(tǒng)190包括經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)202耦合于圖1所示的IMD 16和編程器M的例如服務(wù)器204之類的外部設(shè)備以及一個或多個計算設(shè)備210A-210N。在該示例中，IMD 16可使用其遙測模塊88 (圖4)經(jīng)由第一無線連接與編程器M通信，并經(jīng)由第二無線連接與接入點200通信。在圖11的示例中，接入點200、編程器對、服務(wù)器204以及計算設(shè)備210A-210N是通過網(wǎng)絡(luò)202互連的并能彼此通信。在一些示例中，接入點200、編程器M、服務(wù)器204和計算設(shè)備210A-210N中的一個或多個可通過一個或多個無線連接耦合于網(wǎng)絡(luò)202。IMD 16、編程器M、服務(wù)器204和計算設(shè)備210A-210N 可各自包括一個或多個處理器，例如一個或多個微處理器、DSP、ASIC、FPGA、可編程邏輯電路等，它們可執(zhí)行例如本文描述的各個功能和操作。例如圖11所示，服務(wù)器204可包括一個或多個處理器208以及輸入/輸出設(shè)備206，它們不一定是處于同一位置的。服務(wù)器204例如可存儲來自IMD 16或另一感測設(shè)備的EGM或ECG信號，存儲起搏間隔，存儲一個或多個PEI值，存儲心室心房延時間隔，存儲心室心房延時間隔的趨勢或存儲其它心搏周期間隔隨時間的趨勢。接入點200可包括經(jīng)由多種連接中的任何一種連接于網(wǎng)絡(luò)202的設(shè)備，所述多種連接例如是電話撥號上網(wǎng)、數(shù)字訂戶線路(DSL)或電纜調(diào)制解調(diào)器連接。在其它示例中，接入點200可通過包括有線或無線連接的不同形式的連接耦合于網(wǎng)絡(luò)202。在一些示例中，接入點200可與患者14處于同一位置并可包括一個或多個編程單元和/或計算設(shè)備(例如一個或多個監(jiān)測單元)，它們能執(zhí)行本文描述的各個功能和操作。例如，接入點200可包括家用監(jiān)測單元，它與患者14處于同一位置并可監(jiān)測IMD 16的
23活動。在一些示例中，服務(wù)器204或一個或多個計算設(shè)備210A-210N可執(zhí)行本文描述的各個功能或操作中的任何一項。網(wǎng)絡(luò)202可包括局域網(wǎng)、廣域網(wǎng)或例如因特網(wǎng)的全球網(wǎng)。系統(tǒng)190在某些方面可通過通用網(wǎng)絡(luò)技術(shù)來實現(xiàn)并且其功能類似于由明尼蘇達州的明尼阿波利斯的Medtronic公司研發(fā)的Medtronic CareLink 網(wǎng)絡(luò)提供的功能。本公開的技術(shù)可通過配置成將例如預激勵融合起搏治療的單心室起搏提供給患者的IMD來實現(xiàn)。單心室起搏要么施加于心臟的右心室要么施加于左心室。在一些示例中， 本公開的技術(shù)可通過僅傳遞單心室起搏并且不配置成傳遞二心室起搏的IMD來實現(xiàn)。然而，在一些示例中，本公開的技術(shù)可通過配置成除了單心室起搏外還提供二心室起搏治療的IMD來實現(xiàn)。例如，本公開的技術(shù)可通過能在單心室起搏模式和二心室起搏模式之間切換的IMD來實現(xiàn)。這些示例中的任何一個中的IMD除單心室和/或二心室起搏外還可提供心房起搏。本公開中描述的技術(shù)，包括屬于圖像IMD 16、編程器M或各構(gòu)成組件的那些技術(shù)，可至少部分地以硬件、軟件、固件或其任意組合來實現(xiàn)。例如，技術(shù)的各個方面可實現(xiàn)在包括一個或多個微處理器、數(shù)字信號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA)或任何其它等效的集成或分立邏輯電路以及這些組件的任意組合的一個或多個處理器中，以編程器形式體現(xiàn)，例如醫(yī)生或患者編程器、刺激器、圖像處理設(shè)備或其它設(shè)備。 術(shù)語“處理器”或“處理電路” 一般可指任何前述邏輯電路、獨立的或與其它邏輯電路一起或任何其它等效電路。這些硬件、軟件、固件可實現(xiàn)在同一設(shè)備中或若干分立的設(shè)備中，以支持本說明書中描述的各個操作和功能。另外，任意所述單元、模塊或組件可一起實現(xiàn)或作為分立但可互操作的邏輯設(shè)備單獨實現(xiàn)。將不同的特征描述為模塊或單元旨在強調(diào)不同的功能方面而不一定意指這些模塊或單元必定通過單獨的硬件或軟件組件來實現(xiàn)。相反，與一個或多個模塊或單元關(guān)聯(lián)的功能可通過單獨的硬件或軟件組件來執(zhí)行，或集成在共同的或分立的硬件或軟件組件內(nèi)。當以軟件實現(xiàn)時，歸屬于本公開中描述的系統(tǒng)、設(shè)備和技術(shù)的功能可體現(xiàn)為計算機可讀介質(zhì)上的指令，計算機可讀介質(zhì)例如為隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、 非易失性隨機存取存儲器(NVRAM)、電可擦除可編程只讀存儲器(EEPROM)、FLASH存儲器、 磁性數(shù)據(jù)存儲介質(zhì)、光學數(shù)據(jù)存儲介質(zhì)等?？蓤?zhí)行指令以支持本公開中描述的功能的一個或多個方面。已描述了各個示例。這些和其它示例落在下面權(quán)利要求書的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種系統(tǒng)，包括信號發(fā)生器，所述信號發(fā)生器產(chǎn)生起搏治療并將其傳遞至心室腔；以及處理器，所述處理器確定對于至少一個心搏周期的所述心室腔的心室心房延時間隔， 判斷所述心室心房延時間隔是否小于或等于一閾值，并當所述心室心房延時間隔小于或等于所述閾值時通過所述信號發(fā)生器調(diào)整所述起搏治療。
2.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器通過至少控制所述信號發(fā)生器以降低起搏速率來調(diào)整所述起搏治療。
3.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器通過至少增大預定的預激勵間隔來調(diào)整所述起搏治療，其中所述信號發(fā)生器將起搏治療傳遞至所述心室腔所用的起搏間隔基于所述預激勵間隔。
4.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器通過至少控制所述信號發(fā)生器從單心室起搏模式切換至二心室起搏模式而調(diào)整所述起搏治療。
5.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器通過至少確定所述心室腔的起搏事件和心房感測事件或心房起搏事件之間的時間間隔來確定所述心室心房延時間隔。
6.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器通過至少確定至少第一心房感測事件或第一心房起搏事件與第二心房感測事件或第二心房起搏事件之間的時間間隔并將所述時間間隔遞減將所述起搏治療傳遞至所述心室腔的起搏間隔，來確定所述心室心房延時間隔。
7.如權(quán)利要求6所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述起搏間隔包括第二心室腔的遞減一預激勵間隔的心房心室延時間隔。
8.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，一旦心房心室評估間隔計時器屆滿所述處理器即確定所述心室心房延時間隔。
9.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述閾值包括第一閾值，并且所述處理器當所述心室心房延時間隔大于或等于第二閾值時進一步調(diào)整由可植入醫(yī)療設(shè)備傳遞的起搏治療，所述第二閾值大于所述第一閾值。
10.如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器通過減小所述起搏治療的預激勵間隔、控制所述信號發(fā)生器以增加起搏速率或控制所述信號發(fā)生器以從二心室起搏模式切換至融合起搏模式中的至少一種做法來調(diào)整由可植入醫(yī)療設(shè)備傳遞的起搏治療。
11.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述閾值包括指示人心臟的最小可接受心室充盈時間間隔的預定間隔。
12.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述起搏治療包括預激勵融合起搏治療。
13.一種系統(tǒng)，包括通過可植入醫(yī)療設(shè)備將起搏治療傳遞至心室腔的裝置；確定對于至少一個心搏周期的所述心室腔的心室心房延時間隔的裝置；確定所述心室心房延時間隔是否小于或等于一閾值的裝置；以及當所述心室心房延時間隔小于或等于所述閾值時調(diào)整由可植入醫(yī)療設(shè)備傳遞的起搏治療的裝置。
14.如權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述調(diào)整起搏治療的裝置包括從單心室起搏模式切換至二心室起搏模式的裝置。
15.如權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述調(diào)整起搏治療的裝置包括增大預定預激勵間隔的裝置，其中將起搏治療傳遞至心室腔的起搏間隔基于所述預激勵間隔。
16.如權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述調(diào)整起搏治療的裝置包括降低可植入醫(yī)療設(shè)備的起搏速率的裝置。
17.如權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述確定心室心房延時間隔的裝置包括確定所述心室腔的起搏事件和心房感測事件或心房起搏事件之間的時間間隔的裝置。
18.—種包含指令的計算機可讀介質(zhì)，所述指令使可編程處理器控制可植入醫(yī)療設(shè)備的信號發(fā)生器以通過可植入醫(yī)療設(shè)備將起搏治療傳遞至心室腔；確定對于至少一個心搏周期所述心室腔的心室心房延時間隔； 確定所述心室心房延時間隔是否小于或等于一閾值；以及當所述心室心房延時間隔小于或等于所述閾值時調(diào)整由所述信號發(fā)生器傳遞的起搏治療。
19.如權(quán)利要求18所述的計算機可讀介質(zhì)，其特征在于，使所述處理器確定所述心室心房延時間隔的指令包括使所述處理器確定所述心室腔的起搏事件與心房感測事件或心房起搏之間的時間間隔的指令。
全文摘要
本發(fā)明描述了基于心室心房延時調(diào)整起搏治療的技術(shù)。這些技術(shù)可用來控制傳遞起搏治療期間的心室充盈時間。在一些示例中，設(shè)備或系統(tǒng)將預激勵融合起搏治療傳遞至心室腔，確定對于至少一個心搏周期該心室腔的心室心房延時間隔，并當心室心房延時間隔小于一閾值時調(diào)整由可植入醫(yī)療設(shè)備傳遞的起搏治療以對減少的心室充盈時間作補償。在一些示例中，該設(shè)備或系統(tǒng)可通過降低可植入醫(yī)療設(shè)備的起搏速率、增大心室腔的起搏的預激勵間隔和/或從融合起搏模式切換至二心室起搏模式來調(diào)整起搏治療。
文檔編號A61N1/368GK102300603SQ201080006422
公開日2011年12月28日 申請日期2010年1月13日 優(yōu)先權(quán)日2009年1月30日
發(fā)明者D·R·凱色, N·D·司卡德斯伯格, S·R·豪恩波格, T·J·馬倫 申請人:麥德托尼克公司