CN103517734B - 房性快速性心律失常期间的av节刺激以防止不当的治疗传递 - Google Patents
房性快速性心律失常期间的av节刺激以防止不当的治疗传递 Download PDFInfo
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Abstract
本公开描述了用于在诸如心房纤颤之类的房性快速性心律失常时段传递电刺激以减慢心室速率响应的技术。在伴随快速心室传导的房性快速性心律失常发作期间采用AV节刺激来区分室性快速性心律失常与室上性心动过速区并藉此防止向患者传递不当治疗。
Description
技术领域
本发明涉及医疗设备，且更具体地涉及传递电刺激治疗的医疗设备。
背景技术
正常工作时，心脏保持其自身固有的心律，并能够通过循环系统泵送足够血液。这种固有心律因变于位于上部右心房内的窦房节或SA节产生的固有信号。SA节周期性地去极化，这又使心房心脏组织去极化，使得当去极化行进穿过心房心脏组织时左右心房收缩。心房去极化信号也由房室节或AV节接收，这又触发随后的心室去极化信号，该心室去极化信号行进穿过心室心脏组织并对心室心脏组织去极化，使左右心室收缩。
然而，某些患者有不规律的心律，称为心律失常。由于心脏输出减少，心律失常致使血液循环减少。心房纤颤是降低心脏的泵送效率的常见心律失常。心房纤颤由快速、不规则、不协调的心房去极化所表征。这些去极化可非源自SA节，而可源自心房心脏组织内诸如异位病灶之类的致心律失常基质。由于心房纤颤引起的减少的泵送效率要求心室更努力工作，这对于无法忍受额外压力的有病的患者来说是尤其不希望的。作为心房纤颤的结果，患者通常必须限制活动和锻炼。
然而，更严重的问题在于心房纤颤引起的快速且不规则的心室心律。与心房纤颤相关的不规则心房去极化信号由AV节接收并可传导到心室。在心房纤颤期间，心室去极化之间的间期可缩短并显著变化。这种诱发的心律失常甚至比心律失常更严重地有损泵送效率。该现象称为快速传导心房纤颤或“传导AF”。
发明内容
本公开涉及传递AV节刺激以减慢对传导的房性快速性心律失常的心室速率响应。在伴随快速心室传导的房性快速性心律失常发作期间采用AV节刺激以将室性快速性心律失常与室上性心动过速区分开并藉此防止向患者传递不当治疗。
在一示例中，一系统包括：配置成检测房性快速性心律失常的装置；配置成在检测到房性快速性心律失常期间基于室性快速性心律失常事件计数的阈值用于预期在患者心脏内对于室性快速性心律失常的检测的装置；配置成传递电刺激以阻塞心脏的房室节的装置；以及配置成基于一个或多个刺激终止条件来终止传递电刺激的装置。
在一示例中，一方法包括：预期在患者心脏内对于室性快速性心律失常的检测，并响应于预期室性快速性心律失常的检测，在电刺激传递时段传递电刺激来阻塞心脏的房室节。在电刺激传递时段期间基于可感测心室去极化的感测时段来传递电刺激。
在另一示例中，系统包括刺激发生器和处理器。刺激发生器配置成向患者传递迷走神经刺激。处理器配置成预期在患者心脏内对于室性快速性心律失常的检测，并响应于预期对于室性快速性心律失常的检测，控制刺激发生器以在电刺激传递时段传递电刺激来阻塞心脏的房室节。处理器控制刺激发生器以在电刺激传递时段期间基于可感测心室去极化的感测时段来传递电刺激。
在另一示例中，计算机可读存储介质包括这样的指令，使可编程处理器预期在患者心脏内对于室性快速性心律失常的检测，并响应于预期对于室性快速性心律失常的检测，在电刺激传递时段传递电刺激来阻塞心脏的房室节。在电刺激传递时段期间基于可感测心室去极化的感测时段来传递电刺激。
在另一示例中，一系统包括：用于预期在患者心脏内对于室性快速性心律失常的检测的装置，以及响应于预期对于室性快速性心律失常的检测，用于在电刺激传递时段传递电刺激以阻塞心脏的房室节的装置。在电刺激传递时段期间基于可感测心室去极化的感测时段来传递电刺激。
在另一示例中，一方法包括：预期患者心脏内的室性快速性心律失常，并响应于预期到室性快速性心律失常，在电刺激传递时段传递电刺激来阻塞心脏的房室节。在电刺激传递时段期间基于可感测心室去极化的感测时段来传递电刺激。
在以下的附图和说明中阐述一个或多个实例的细节。从说明书和附图以及权利要求书中可显示出其它特征、目标和优点。
附图说明
图1是示出示例治疗系统的概念示意图，该示例治疗系统包括可用于监测患者的一个或多个生理参数和/或向患者的心脏提供治疗的可植入医疗设备(IMD)。
图2是进一步示出与心脏结合的图1系统的IMD和引线的概念图。
图3是示出右心房引线的示例植入位置的概念图，可通过该右心房引线传递AV节迷走神经刺激。
图4是示出IMD的示例配置的功能框图。
图5是便于与IMD进行用户通信的示例外部编程器的框图。
图6是示出包括诸如服务器之类的外部装置、经由网络耦合到图1所示的IMD和编程器的一个或多个计算设备的示例系统的框图。
图7是向患者传递迷走神经刺激的示例方法的流程图。
图8是图7所示向患者传递迷走神经刺激的方法细节的一示例的流程图。
图9是示出在患者心脏的多次去极化和复极化过程中传递的一系列迷走神经刺激脉冲群(busrt)的曲线图。
具体实施方式
本公开涉及传递例如迷走神经刺激的电刺激以调节患者心脏的房室节(AV节)。该电刺激可阻塞去极化经由AV节向心室传导，但一般来说，可包括修改AV节传导的任何刺激。迷走神经刺激例如可通过增加副交感神经系统活动来调节心脏自主神经系统，从而通过阻碍心房信号通过AV节传播至心室来减少对于所传导的房性快速性心律失常的心室速率响应。在伴随有快速心室传导的房性快速性心律失常发作期期间可采用电刺激，来将室性快速性心律失常与室上性心动过速相区分并防止向患者传递不恰当的治疗，例如响应于不正确诊断的室性快速性心律失常而传递高压电击。房性快速性心律失常包括例如心房纤颤和房性心动过速。类似地，室性快速性心律失常包括例如心室纤颤和室性心动过速。
由于迷走神经支配与AV节的密切关系，AV节和/或靠近AV节的神经纤维的例如形式为脉冲群或连续脉冲串的高频刺激可提供适于本文描述示例的迷走神经刺激。下文中，将主要参照AV节刺激的示例描述迷走神经刺激。然而，其它示例中，可在其它部位(例如在心外膜一个或多个脂垫)传递迷走神经刺激，或经由例如卡肤(cuff)电极直接到迷走神经。此外，如上所述，尽管下文在某些示例中将迷走神经刺激描述为用于调节AV节传导的机制，但在根据本公开的其它示例中，可刺激直接或间接支配AV节的其它神经结构。
在特定情况下，治疗心律失常的医疗设备可误诊心律失常并响应于该误诊向患者传递不恰当的治疗。在一个示例中，当医疗设备将伴随有快速心室传导的房性快速性心律失常误解为更严重的室性快速性心律失常时，可产生误诊和不恰当的治疗传递。医疗设备检测到房性快速性心律失常期间心室的快速心率响应并将增加的收缩速率诠释为室性快速性心律失常而不是室上性心动过速。响应于不正确地检测到的室性快速性心律失常，该设备向患者传递例如高压电击形式的不当治疗。
本文公开了区分室性快速性心律失常与室上性心动过速(例如伴随有快速心室速率响应的房性快速性心律失常)的技术，该技术传递例如迷走神经刺激的电刺激来阻塞AV节并藉此减慢心室速率，从而将检测到的室性快速性心律失常揭示为室上性心动过速。此外，如果AV-节阻塞对于减慢心室速率无效，则可能发生了室性快速性心律失常发作，且该设备可向患者传递例如高压电击的适当治疗来处理心律失常。
图1是示出可用于监测患者14的一个或多个生理参数和/或向患者14的心脏12提供治疗的示例系统10的概念图。系统10包括可植入医疗设备(IMD)16，该可植入医疗设备16耦合到引线18、20、和22以及编程器24。IMD16可以是可植入心脏起搏器，其经由耦合到一根或多根引线18、20和22的电极向心脏12提供电信号。除了起搏治疗，IMD16可传递AV节刺激和/或神经刺激信号。在某些示例中，IMD16还可包括复律和/或除颤功能。患者14通常是但不必需是人类患者。
引线18、20、22延伸到患者14的心脏12以感测到心脏的电活动和/或向心脏传递电刺激。在图1所示的示例中，右心室(RV)引线18延伸通过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)、和右心房26并进入右心室28。RV引线18可用于向心脏12传递RV起搏。左心室(LV)引线20延伸通过一个或多个静脉(未示出)、腔静脉(未示出)、右心房26、并进入冠状窦30到达与心脏12的左心室32的自由壁相邻的区域。LV引线20可用于向心脏12传递LV起搏。
在某些示例中，LV引线20可与RV引线18组合使用，从而向心脏12传递双心室起搏，这可向心脏12提供心脏再同步治疗(CRT)。CRT可用于治疗心脏衰竭引起的传导干扰和/或心室失调。在某些情况下，CRT可辅助恢复心室激动(activation)和收缩的机械次序。此外，CRT可涉及例如经由RV引线18和LV引线20的双心室起搏，以使两心室的收缩同步。在其它示例中，CRT可涉及例如经由LV引线20来起搏心室之一(例如LV32)，从而使其收缩与另一心室同步。
右心房(RA)引线22延伸通过一个或多个静脉和腔静脉并进入心脏12的右心房26。RA引线22可被放置在右心房26下部内。在某些示例中，RA引线22可被放置在右心房的后部内，围绕冠状窦(诸如从后方到冠状窦)并沿着将右心房26与左心房36分开的分隔。例如，RA引线22可被放置成使得RA引线22可感测右心房26内的电活动、起搏右心房26，并还将刺激信号传递到AV节或AV结附近，例如到AV节迷走神经脂垫或其附近。
在某些示例中，系统10可包括将一个或多个电极部署在腔静脉或其它静脉内、或在主动脉内或附近的附加引线或引线段(图1中未示出)。在其它示例中，系统10可包括将一个或多个电极经心外膜部署在心外膜(例如心外膜脂垫附近)、或靠近迷走神经的一个或多个附加静脉内或血管外引线或引线段。在其它示例中，系统10不需要包括心室引线18和20之一，诸如在其中通过起搏一个心室而不是两个心室来设置CRT的情况下。
IMD16可经由耦合到引线18、20、22中至少一个的电极(图1中未示出)来感测用于心脏12的去极化和复极化的电信号。在某些示例中，IMD16基于心脏12内感测到的电信号向心脏12提供起搏脉冲。IMD16所使用的用于感测和起搏的电极的配置可以是单极或双极。
IMD16可基于经由RA引线22所感测的心房去极化而触发心室起搏，例如RV、LV、或双心室起搏。作为另一个示例，RA引线22可传递心房起搏，且IMD16可基于心房起搏事件来触发心室起搏。在某些示例中，RV引线18和/或LV引线20可感测心室去极化，而IMD16可基于RV引线18和/或LV引线20是否在心房感测或起搏事件之后的预定时间间期内检测到固有心室去极化，来触发心室起搏，例如RV、LV、或双心室起搏。心房感测或起搏时间与向一个或多个心室传递起搏脉冲之间的时间间期可称为AV间期。
IMD16还可经由位于引线18、20、22中至少一个上的电极提供神经刺激治疗、除颤治疗、和/或复律治疗。IMD16可检测心脏12的心律失常，诸如心室28和32的纤颤，并向心脏12传递电击形式的除颤治疗，电击可采用脉冲形式。在某些示例中，IMD16可被编程成传递一系列治疗，例如具有增加能级的电击，直到心脏12的纤颤停止为止。IMD16可采用一种或多种适当的纤颤检测技术来检测纤颤。IMD16可类似地响应于检测到心室28和32的心动过速而传递抗心动过速起搏或心脏复律。
本文揭示的技术涉及在伴随快速心室传导的房性快速性心律失常发作期期间采用例如迷走神经刺激的电刺激来阻塞AV节，从而将室性快速性心律失常与室上性心动过速相区分并防止向患者传递不恰当的治疗，例如响应于误诊的室性快速性心律失常而传递高压电击。例如，IMD16还可检测诸如心房纤颤之类的房性快速性心律失常，并传递AV节迷走神经刺激以降低对于该房性快速性心律失常的心室速率响应。在一示例中，IMD16根据多种适当的室性快速性心律失常检测技术中的任一种使用例如连接到一个或多个引线18、20和22的一个或多个电极监测患者14的心脏12的室性快速性心律失常。
除了监测心脏12的室性快速性心律失常，IMD16还配置成采用例如被放置成感测右心房26内的电活动的RA引线22来检测房性快速性心律失常。在一示例中，作为检测患者14的心脏12内心律失常的阈值，IMD16对心脏12的心律进行窦性心动过速的指示的分析。加速的心率通常指示患者14可能需要治疗的病况，诸如房性或室性快速性心律失常。但是，包括例如锻炼、压力、和一定的情绪反应在内的正常生理情况也会引起快速心律。因此，对患者14心脏12的心律进行窦性心动过速的指示的分析，提供了在患者心脏内发生了相比于正常生理反应的可治疗心律失常的确认。在一示例中，IMD16可被编程为确定心脏12的R-R间期是否大约等于P-P间期、和/或确定R-R间期和/或P-R间期是否在患者14的设定生理限值内，所有这些都可指示窦性心动过速而不是室性快速性心律失常。
在某些示例中，房性快速性心律失常由心脏12的心房26、36内有比心室28、32内更多的收缩所指示。P-P间期是心房26、36的去极化和复极化周期的长度的度量。类似地，R-R间期是心室28、32的去极化和复极化周期的长度的度量。因此，心房26、36的收缩速率随着P-P间期的减小而增加。
IMD16因此可通过例如检测到患者14的心脏12的P-P间期小于心脏的R-R间期的一百分比阈值而检测出房性快速性心律失常。在某些示例中，IMD16监测心脏12并存储多个P-P和R-R间期并将中值P-P间期与中值R-R间期相比较。R-R间期的百分比阈值可基于经验数据，该经验数据指示出：被指示的房性快速性心律失常在心房和心室收缩次数之间具有多少差值。在一示例中，当该设备检测到小于中值R-R间期的约93.75％的中值P-P间期时，IMD16检测出房性快速性心律失常。
如上所释，在治疗患者14的过程中，IMD16可能将指示室上性心动过速的心脏12的心律特性误解为更严重的室性快速性心律失常，例如潜在威胁生命的心室纤颤。IMD16易于经受这种混淆的一种情况源自于在例如心房纤颤的房性快速性心律失常期间通过AV节的快速心室传导。在这些情况下，相对室上性现象，IMD16可能将心室28、32的快速收缩速率误诊为心室，并向患者14传递不当的刺激治疗，诸如向心脏12传递高压电击。因此，为了减轻基于此的误诊和不当治疗传递的风险，IMD16可预期即将发生的室性快速性心律失常检测并如下文所述在检测之前就采取措施。
在一示例中，IMD16对心脏12监测例如阈值心室收缩速率的室性快速性心律失常事件，并在检测到每次这种事件时增加计数器。当室性快速性心律失常事件计数超过阈值时，IMD16可预期室性快速性心律失常检测。通过预期潜在不正确的室性快速性心律失常检测，在设备误诊并为患者14治疗室性快速性心律失常之前，IMD16能够在房性快速性心律失常期间以例如迷走神经刺激的AV节刺激进行干预以阻止快速房室传导。在某些示例中，通过使得对于室性快速性心律失常的预期基于指示这种情况的事件的次数，IMD16直到以阈值置信度指示出即将到来的检测才需要以迷走神经刺激或其它类型的电刺激进行干预。
IMD16可采取一个或多个预防措施作为将AV节刺激传递到心脏12来减慢对房性快速性心律失常的心室速率响应的预处理。在某些示例中，IMD16可测量心脏12的R-R间期来确认心室28、32的收缩速率在适于以AV节刺激进行干预的范围内。特定地，IMD16可从心脏12的多次测得的R-R间期确定中值R-R间期，从而确认心室28、32的收缩速率低于最大阈值并高于最小阈值。例如，如果心室收缩速率过快(即，R-R中值太低)，例如如果速率大于每分钟240跳(bpm)，则不太可能有可对其采用AV节刺激的室上性心动过速。相反，如果心室28、32的收缩速率过低(即，R-R中值太高)，则可能不认为在房性快速性心律失常期间通过AV节的心室传导快到值得关注，更不用说以AV节刺激进行干预。
在一示例中，响应于来自诸如患者14或医师之类的用户的命令，IMD16可经由例如编程器24向患者14传递AV节刺激。在这些示例中，仅在IMD16在患者14心脏12内检测到房性或室性快速性心律失常发作的情况下才允许用户启用AV节刺激。
在某些示例中，在其中检测到房性快速性心律失常、且未检测到但例如基于检测到多次短心室间期而预期到室性快速性心律失常的情况下，IMD16可向患者14传递AV节刺激。在一示例中，IMD16采用RA引线22的一个或多个电极来将刺激传递到AV节或其附近、例如传递到AV节迷走神经脂垫或其附近。IMD16传递脉冲群或连续脉冲串形式的迷走神经刺激。可根据一个或多个编程的刺激参数来传递该刺激，刺激参数包括例如幅值、脉冲宽度和频率、以及脉冲群中的脉冲次数。例如，IMD16可经由引线22上的电极传递迷走神经刺激，频率范围从约20Hz至约100Hz，且幅值范围从约0.5伏至约8伏。IMD16向患者14传递迷走神经刺激以阻塞心脏12的AV节，这可用于减慢由例如心房纤颤期间室上性心动过速引起的心室传导和收缩速率。
在某些示例中，IMD16也可用配置成采取安全预防措施的刺激参数来编程，所述安全预防措施用作防范AV节刺激阻碍心室28、32内的适当感测。例如，当IMD16传递例如脉冲群形式的高频刺激时，可累积其中设备不感测心室活动的消隐期。消隐期是IMD16“消隐”用于感测的放大器以保护它们免受用于传递刺激的高频能量的损坏。以此方式，该消隐期通常等同于刺激时段。在某些情况下，作为额外预防措施，IMD16可编程成消隐放大器达通常比刺激时段长的时段。
当IMD16传递高频刺激时，存在刺激时段、以及因此的消隐期达到阈值水平的风险，超过该阈值水平，IMD16可能无法检测到心室28、32内严重心律失调(例如心室纤颤)的发生。因此，刺激频率可由被设计成防止消隐期累积超过阈值水平的限值所界定。例如，IMD16传递刺激脉冲群的时段可基于心室28、32内的收缩频率，以使得脉冲群时段不会把心室收缩之间的时段包含在内。以此方式，IMD16可使刺激脉冲群时段基于例如心脏12的中值R-R间期。在一示例中，IMD16可将刺激脉冲群时段限于患者14的心脏12的中值R-R间期的约50％，从而使得在心脏收缩之间，50％的时间传递刺激脉冲群，而留出50％的时间感测心室28、32的活动。
在某些示例中，IMD16还可配置成将AV节刺激的传递与心脏12的QRS波群同步。特定地，IMD16可配置成在去极化/复极化周期之间的不应期间传递例如AV节迷走神经刺激。在不应期间，该刺激不太可能对心脏12、且具体是心室28、32，去极化。在一示例中，IMD16还可将AV节刺激传递与P-波同步，这可用于降低AT/AF发作终止之后引起AT/AF发作的可能性。
IMD16继续传递AV节刺激，直到满足一个或多个刺激终止条件为止，在该点设备终止刺激。在一示例中，终止条件包括以下的至少一个：编程的AV节刺激传递时段届满、消隐期的累积超过AV节刺激传递时段的阈值百分比、在AV节刺激响应时段内没能检测到阈值心室速率响应、或室性快速性心律失常的检测。IMD16还可在检测到心脏12心房26、36内的正常传导的情况下终止刺激。
在某些示例中，IMD16例如根据治疗程序被编程为在指定时段内传递AV节刺激。编程的刺激时段可被设置成为一值，其给IMD16提供足够量时间来测试刺激在调制心室速率响应方面的有效性的值。此外，无论其它终止条件是怎样的，刺激时段可设置成一值，其提供滞后以使得IMD16在开启与关闭AV节刺激之间不进行快速切换。在一个示例中，IMD16用在从约20秒至约30秒范围内的AV节刺激时段编程。
如以上参照IMD16向患者14传递AV节刺激的参数所述的，存在一种风险：当IMD16传递高频刺激群时，消隐期将累积超过阈值使得IMD16可能无法检测到患者14心脏12内与例如心室纤颤的室性快速性心律失常的发生相关的心室去极化。因此，IMD16可确定在传递刺激时段中需要去感测心室去极化的时间量，并基于所确定的时间量来传递刺激。在一示例中，IMD16可监测用于阻塞心脏12的AV节的迷走神经刺激的传递，且在刺激期间监测设备感测心室28、32内活动的时段，从而确保通常对应于消隐期的刺激脉冲群时段不超过心室28、32的去极化之间时段的阈值百分比，从而使得刺激脉冲群时段不会把心室收缩之间的时段包含在内。在一示例中，阈值百分比是50％，从而使得例如IMD16传递迷走神经刺激的刺激脉冲群时段不超过患者14心脏12的中值R-R间期的50％。
在一个这样的示例中，IMD16可在30秒的总迷走神经刺激时段内传递多个刺激脉冲群或多个脉冲系列。在30秒迷走神经刺激期间，需要其中IMD16可感测心室28、32内活动的至少15秒的窗口。在超过了50％阈值的情况下，例如IMD16仅在30秒时段中的10秒内感测心脏12的活动的情况下，IMD16可终止向患者14的迷走神经刺激的传递。
在一些示例中，IMD16可被编程为在开始传递AV节刺激时，时段允许刺激脉冲群时段超过阈值达一段时段。当IMD16向心脏12传递AV节刺激(例如迷走神经刺激)时，心室28、32内的收缩速率可开始减慢，这又增加心脏12的R-R间期。当R-R间期增加时，传递刺激的间期的百分比减小。
然而，在迷走神经刺激的影响能够减慢心室28、32的收缩之前，刺激脉冲群时段可超过该阈值。因此，在不允许时段刺激脉冲群时段超过阈值达短时段的情况下，由IMD16传递的迷走神经刺激可能没有足够的机会来影响心脏12内的快速心室收缩速率。在一示例中，IMD16配置成在对应于刺激响应时间的时段内允许刺激脉冲群时段超过心室28、32内收缩频率的阈值百分比，如下文所述。
除了AV节刺激时段届满和消隐期累积外，IMD16可编程成在编程的响应时段内未观察到最小心室速率响应的情况下终止AV节刺激的传递。在一示例中，IMD16可编程成如果心室28、32的收缩速率在刺激响应时段内未减小达阈值量，则终止例如迷走神经刺激。最小心室速率响应可在患者之间不同，并可设置为相对百分比减少或绝对值速率减小。在其中最小速率响应被设置为绝对值的示例中，IMD16测量速率响应的值可能依赖于观察到的心室28、32的收缩速率递升(tier)，即最小速率响应可能对于更高的心室收缩速率较高，而对于较低的心室收缩速率较低。
在一示例中，IMD16被编程为迷走神经刺激响应时段为约10秒或在心脏12的5至10跳范围内。此外，IMD16编程成最小速率响应约等于从心室28、32的最初收缩速率的20％的速率减少。在另一示例中，IMD16编程成最小速率响应对于180bpm或更高量级的较高的最初心室收缩速率约等于40bpm，且最小速率响应对于120bpm或更低量级的较低最初心室收缩速率约等于20bpm。
在某些示例中，编程的响应时段可取决于患者14的交感神经系统的活动。副交感神经系统响应通常具有快速接通断开设置。另一方面，交感神经系统具有慢速开启断开设置。在刺激副交感神经系统的情况下，可能发生交感神经活动的减少，这种情况如果发生，会使AV节响应更强烈。然而，可能不会立即注意到交感神经影响。在存在对抗副交感神经作用的强烈背景交感神经活动的情况下，可能比不存在交感神经背景活动的情况要花费更久来使AV节刺激的影响变得显著。该交感神经活动背景程度取决于各个患者情况/特性，例如觉醒水平、昼夜节律、健康、患者是否疲劳、麻醉、用药、和其它因素。在一个示例中，编程的响应时段可基于例如患者14的交感神经系统的平均活动来设置。在一个示例中，患者14的交感神经系统的平均活动可通过在基线时段(例如在没有AT/AF发作期间)分析R-R间期的频谱的低频和高频内容来确定。
再次参照图1，编程器24包括手持计算设备、计算机工作站、或联网的计算设备。编程器24包括向用户呈现信息并从用户处接收输入的用户界面。应当注意，用户也可经由联网的计算设备远程地与编程器24交互。
诸如内科医生、技师、外科医生、电生理学家、或其它临床医生之类的用户与编程器24交互以与IMD16通信。例如，用户可与编程器24交互以从IMD16取回生理或诊断信息。用户还可与编程器24交互来对IMD 16进行编程，例如选择IMD的运行参数的值。
在一个示例中，用户可使用编程器24从IMD16取回与心脏12的心律、其随时间的趋势、或心律不齐发作有关的信息。作为另一个示例，用户可使用编程器24从IMD16取回与患者14的其它感测的生理参数有关的信息、或从所感测的生理参数导出的信息，诸如在一次或多次房性快速性心律失常发作期间心脏12的心室速率响应。作为另一个示例，用户可使用编程器24来从IMD16取回关于系统10的IMD16或诸如IMD 16的引线18、20和22或电源之类的其它组件的性能和完整性的信息。作为另一个示例，用户可与编程器24交互以编程IMD16提供的治疗，例如为IMD16提供的治疗选择参数，诸如AV节迷走神经刺激和任选的复律和/或除颤。在一示例中，用户采用编程器24来用一个或多个阈值室性快速性心律失常事件计数、迷走神经刺激参数、以及刺激终止条件来对IMD16编程。
IMD16和编程器24可使用包括例如低频或射频(RF)遥测在内的多个合适技术经由无线通信来通信，但也考虑其它技术。在某些示例中，编程器24包括编程头，该编程头可被放置在IMD16植入部位附近靠近患者身体处，从而改进IMD16与编程器24之间通信的质量和安全性。
图2是更详细示出治疗系统10的IMD16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合到IMD16的信号发生器和感测模块。在某些示例中，引线18、20、22的近端可包括电耦合到IMD16的连接器块34内相应电接触的电接触。此外，在某些示例中，引线18、20、22可在固定螺钉、连接销、卡合连接器、或另一个合适的机械耦合机构的帮助下电耦合到连接器块34。
每个引线18、20、22包括细长绝缘引线体，该细长绝缘引线体通过管状绝缘护套承载彼此分离的多个同心螺旋导体。双极电极40和42位于右心室28内，与引线18的远端相邻。此外，双极电极44和46位于左心室32内，与引线20的远端相邻，且双极电极48和50位于右心房26内，与引线22的远端相邻。
电极40、44、和48可采用环形电极的形式，而电极42、46、和50可分别采用可伸缩地安装在绝缘电极头52、54、和56内的可延伸螺旋线尖端电极的形式。在某些示例中，电极42、46、和50中的一个或多个可采用预暴露的螺旋线尖端电极的形式。在其它示例中，电极42、46、和50中的一个或多个可采用位于分叉引线或其它固定件末端的小圆型电极的形式。引线18、20、22还包括分别可采用线圈形式的细长电极62、64、66。电极40、42、44、46、48、50、62、64、以及66中的每个可电耦合到其相关引线18、20的引线本体内的螺旋导体中的相应一个，且藉此耦合到引线18、20、22近端上电接触中的相应一个。
RA引线22的可延伸或预暴露的螺旋线尖端电极50可插入右心房26的组织内以将RA引线22大致固定在右心房26内。例如，螺旋线尖端电极50可插入右心房26后部处将右心房26与左心房36分开的隔膜的心内膜内或附近。如前所述，RA引线22可被放置为使得RA引线22可感测右心房26内的电活动、起搏右心房26，并还将刺激信号传递到AV节(或其附近)，例如到AV节迷走神经脂垫(或其附近)。螺旋线尖端电极50可帮助将RA引线50保持在适当位置以提供这样的功能。
在某些示例中，如图2所示，IMD16包括一个或多个壳体电极、诸如壳体电极58，其可与IMD16的气密封的IMD 16的壳体60的外表面一体形成或以其它方式耦合到壳体60。在某些示例中，壳体电极58由IMD16的壳体60的面向外的部分的非绝缘部分限定。可采用壳体60的绝缘与非绝缘部分之间的其它分隔来限定两个或多个壳体电极。在某些示例中，壳体电极58基本上构成全部壳体60。如参照图3更详细描述的，壳体60可封围信号发生器以及感测模块，信号发生器产生诸如心脏起搏脉冲和除颤电击的治疗刺激，感测模块用于监测心脏12的心律。
IMD16可经由电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、以及66感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号。电信号经由相应引线18、20、22或在壳体电极58的情况下经由耦合到壳体电极58的导体从电极传导到IMD16。IMD16可经由电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、以及66的任何双极组合感测这样的电信号。此外，电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、以及66中的任何电极可用于与壳体电极58组合用于单极感测。
在某些示例中，IMD16经由电极40、42、44、46、48、和50的双极组合传递起搏脉冲以产生心脏12的心脏组织的去极化。在某些示例中，在单极配置中，IMD16经由电极40、42、44、46、48、和50中的任何电极与壳体电极58组合传递起搏脉冲。例如，电极40、42、和/或58可用于向心脏12传递RV起搏。附加地或可选地，电极44、46、和/或58可用于向心脏12传递LV起搏，且电极48、50、和/或58可用于向心脏12传递RA起搏。此外，IMD16可经由细长电极62、64、66、与壳体电极58的任何组合向心脏12传递除颤脉冲。电极58、62、64、66可用于向心脏12传递心脏复律脉冲。电极62、64、66可由任何合适的导电材料制成，诸如但不限于铂、铂合金、或已知可用在可植入除颤电极中的任何其它材料。
根据本文公开的技术，IMD16还可传递AV节刺激以阻塞AV节，并藉此在房性快速性心律失常发作期间减慢通过此处的快速心室传导。在一个示例中，在双极配置或与壳体电极58组合的单极配置中，IMD16经由RA引线22的电极48、50、和/或66向心脏12传递AV节刺激。例如，IMD16可对心脏12监测室性快速性心律失常、例如经由电极48、50、56、和58的任意组合检测房性快速性心律失常、例如基于室性快速性心律失常事件计数的阈值预期室性快速性心律失常检测、以及传递AV节刺激以阻塞心脏12的AV节。AV节刺激可减慢对房性快速性心律失常的心室速率响应，这进而揭示出可能被误诊的室性快速性心律失常并藉此防止向患者14传递不当治疗。AV节刺激可包括IMD16确定传递刺激时段需要感测心室去极化的时间量、并基于该确定的时间量传递刺激。
图1和2所示系统10的配置仅是一个实例。在其它实例中，替代或除了图1中所示经静脉引线18、20、22外，治疗系统可包括心外膜引线和/或贴片电极。此外，IMD16不需要植入患者14内。在其中IMD16不植入患者14的示例中，IMD16可经由延伸通过患者14的皮肤到达心脏12内或外部的各位置生物经皮引线向心脏12传递除颤脉冲和其它治疗、以及AV节刺激。
此外，在其它示例中，系统可包括耦合到IMD16的任何适当数量的引线，且每个引线可延伸到心脏12内的或附近的任何位置。例如，系统的其它示例可包括如图1和2所示定位的三个经静脉引线，以及位于左心房36内或附近的附加引线。作为另一个示例，治疗系统的其它示例可包括从IMD16延伸到右心房26或右心室28内的单根引线、或延伸到右心室26和右心房26中相应一个的两根引线。
图3是示出RA引线22的示例植入位置的概念图，可通过该引线传递AV节刺激。图3示出心脏12，通过右心房的外壁的剥离和收缩而露出右心房26。尽管图3中未示出，RA引线22的远部通常经静脉并穿过上腔静脉70(在某些情况下是下腔静脉72)行进到起在右心房26内的植入位置。在所示示例中，RA引线22的远部位于并植入在右心房26的后部内，在冠状窦74后部沿着将右心房26与左心房36分开的隔膜76。在一示例中，RA引线22的远部可位于并被植入在冠状窦口74前部。螺旋线尖端电极50可与心内组织配合以将远部电极22固定在该位置。
图4是示出IMD16的一示例配置的功能框图，IMD16包括处理器80、存储器82、信号发生器84、电感测模块86、传感器87、遥测模块88、以及电源98。存储器82可包括计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理器80执行时使IMD16和处理器80执行本文分配给IMD16和处理器80的各种功能。存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、光学、或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存、或任何其它数字介质。
处理器80可包括微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等效的分立或集成逻辑电路中的任何一个或多个。在一些实例中，处理器80可包括多个组件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA、以及其它分立或集成逻辑电路的任意组合。本文归于处理器80的功能可实现为软件、固件、硬件或它们的任意组合。处理器80控制信号发生器84根据可能存储在存储器82内的运行参数或程序向心脏12传递刺激治疗。
信号发生器84例如经由相应引线18、20、22的导体、或在壳体电极58的情况下是经由设置在IMD16的壳体60内的电导体电耦合到电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、以及66。信号发生器84配置成产生并向心脏12传递电刺激治疗。例如，信号发生器84可经由至少两个电极58、62、64、66向心脏12传递除颤电击。信号发生器84可经由分别耦合到引线18、20和22的环形电极40、44、48和/或引线18、20和22的螺旋电极42、46和50传递起搏脉冲。信号发生器84还可在例如双极配置或与壳体电极58组合的单极配置中经由RA引线22的电极48、50和/或66传递AV节刺激。在某些示例中，信号发生器84传递电脉冲形式的一种或多种这些类型的刺激。在其它示例中，信号发生器84可以其它信号形式传递这些类型刺激中的一种或多种，其它信号形式诸如正弦波、方波、或其它基本连续的时间信号。
在某些示例中，信号发生器84配置成传递一系列高频脉冲形式的AV节刺激。例如，信号发生器84可例如经由RA引线22的电极48、50和/或66传递脉冲串形式的AV节刺激，脉冲串形式表征为多个高频脉冲的脉冲串。该脉冲串形式对于中断跨越AV节的心脏脉冲传导尤其有效从而在例如心脏纤颤的房性快速性心律失常期间减慢心室速率响应。
在某些示例中，传递到患者14的AV节刺激的影响可在信号发生器停止传递刺激之后花费一段时间消退。因此，在一示例中，信号发生器84可配置成传递AV节刺激、在例如心脏12的一个或多个去极化/复极化周期期间时段停止传递刺激达一段时间、且然后重新开始传递AV节刺激。
存储器82可存储处理器80访问以通过信号发生器84控制AV节刺激传递的刺激参数的值。这些刺激参数可包括脉冲持续时间、脉冲串持续时间、脉冲串中的脉冲数、脉冲幅值、脉冲频率、以及脉冲串频率。作为一个示例，信号发生器82可使用约0.2毫秒的脉冲持续时间、约250毫秒的脉冲串持续时间、约4伏的幅值、约50赫兹的脉冲频率、以及约每分钟80个脉冲串的脉冲串频率来控制刺激。这些值仅是示例，且也可考虑其它值。
在某些示例中，存储器82可存储装置通过其向患者12传递刺激的IMD16的其它运行参数，包括例如阈值房性快速性心律失常检测条件、室性快速性心律失常事件计数、以及刺激终止条件。例如，存储器82可存储检测窦性心动过速指示作为阈值来检测房性快速性心律失常的指令相关的参数值以及该指令。作为另一个示例，存储器82存储IMD16的处理器80用于检测房性快速性心律失常的特定心房和心室间期或间期组。例如，存储器82可存储患者14的心脏12的中值P-P间期和/或中值R-R间期。在另一示例中，存储器82存储IMD16用于确定何时终止向患者14传递AV节刺激的一个或多个终止条件。
在某些示例中，存储器82还可存储一个或多个刺激参数的适当范围。作为示例，存储器80存储约20Hz至约100Hz的脉冲频率范围。在另一示例中，脉冲频率可落入该范围外。在另一示例中，存储器82存储约0.5伏至约8伏的幅值范围。
在一示例中，信号发生器84可配置成根据基于过去刺激的效果所确定的参数来自适应地向患者14传递刺激。在一示例中，处理器80可控制刺激发生器84向患者14传递刺激，包括基于过去刺激的测量效果的频率、脉冲宽度、以及幅值中的一个或多个、或者患者的其它生理响应或参数。自适应刺激可节约能量并延长IMD16的寿命。
信号发生器84可包括开关模块，且处理器80可使用开关模块来经由数据/地址总线选择使用哪些可用电极来传递刺激信号，例如除颤、起搏、和/或AV节刺激信号。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适于选择性地将信号耦合到所选电极的任何其它类型的开关设备。
电感测模块86监测来自电极40、42、44、46、48、50、58、62、64或66中的至少一个的信号，从而监测心脏12的电活动。电感测模块86也可包括开关模块以选择使用哪些可用电极来感测心脏活动。在某些示例中，处理器80可例如通过经由数据/地址总线提供信号，经由电感测模块86内的开关模块选择用作感测电极的电极或感测配置。
在某些示例中，电感测模块86包括多检测通道，每个检测通道可包括放大器。每个检测通道可检测心脏12相应腔室内的电活动，并可配置成检测R-波或P-波。在某些示例中，电感测模块86或处理器80可包括用于将由处理器80从感测通道接收的信号数字化进行电描记(electrogram)信号处理的模拟-数字转换器。响应于来自处理器80的信号，电感测模块86内的开关模块可将来自所选电极的输出耦合到检测通道或模拟-数字转换器中的一个。
在起搏期间，一旦用电感测模块86的相应检测通道感测到R-波和P-波，可重置由处理器80保持的逸博间期计数。信号发生器84可包括起搏器输出电路，该起搏器输出电路例如通过开关电路选择性地耦合到适于向心脏12的一个或多个腔室传递双极或单极起搏脉冲的电极40、42、44、46、48、50、58、62、64或66中的任意组合。一旦逸博间期届满，处理器80可控制信号发生器84向腔室传递起搏脉冲。处理器80可在刺激发生器84产生起搏脉冲时、或检测到腔室内的固有去极化时重置逸博间期计数，藉此控制心脏起搏功能的基本时序。逸博间期计数可包括例如P-P、V-V、RV-LV、A-V、A-RV或A-LV间期计数。由感测的R-波和P-波重置时存在于逸博间期计数器内的计数值可由处理器80用于测量R-R间期、P-P间期、P-R间期、和R-P间期的持续时间。处理器80可使用间期计数器中的计数来检测诸如房性或室性纤颤或心动过速之类的快速性心律失常事件，和/或检测诸如心房速率或心室速率之类的心脏速率。例如，处理器80可测量并记录心脏12的P-P间期和R-R间期的次数，处理器从中可通过检测患者14的心脏12内的中值P-P间期小于心脏的中值R-R间期的百分比阈值而检测房性快速性心律失常。
处理器80也可从经由电感测模块86感测的信号导出其它生理参数。例如，处理器80可从经由电感测模块86感测的电信号中建立射血分数和/或心脏衰竭状态的一个或多个指示。特定地，阻抗信号可用于确定流量或压力，这可指示射血分数和/或心脏衰竭状态。
在一示例中，处理器80结合存储器82、信号发生器84、和感测模块86检测诸如心房纤颤之类的房性快速性心律失常，并传递AV节刺激以减慢对房性快速性心律失常的心室速率响应。例如，处理器80通过控制感测模块86以将连接到一根或多根引线18、20和22的一个或多个电极配置为感测电极并通过采用多个合适室性快速性心律失常检测技术中的任何技术为患者14的心脏12监测室性快速性心律失常。
除了为心脏12监测室性快速性心律失常之外，处理器80可配置成通过控制感测模块86采用例如被放置成感测右心房26内的电活动的RA引线22来检测房性快速性心律失常。在一示例中，作为检测患者14的心脏12内心律失常的阈值，IMD16的处理器80对心脏12的心律进行窦性心动过速的指示的分析。加速的心脏速率，诸如房性或室性快速性心律失常，通常指示患者14可能需要治疗的情况。然而，包括例如锻炼、压力和一定的情绪反应在内的正常生理条件也会引起快速心律。因此，对患者14心脏12的心律进行窦性心动过速的指示的分析，提供了在患者心脏内发生可治疗心律失常还是正常生理反应的确认。
在一个示例中，处理器80编程成控制感测模块86来感测心脏12的心电图(EGM)，处理器80从中确定心脏12的R-R间期是否大约等于P-P间期。R-R与P-P间期之间一比一的比值指示平衡的心房和心室收缩速率，这可指示窦性心动过速相对快速性心律失常。在另一示例中，处理器80确定R-R间期和/或P-R间期是否在患者14的设定生理限值内，这也可以是窦性心动过速相对快速性心律失常的指示。
除了检查窦性心动过速的指示之外，处理器80还可控制感测模块86以监测来自心脏12的EGM来测量一个或多个P-P和R-R间期。在某些示例中，房性快速性心律失常由心脏12的心房26、36内的而不是心室28、32内的多次收缩所指示。P-P间期是心房26、36的去极化和复极化长度的度量。类似地，R-R间期是心室28、32的去极化和复极化长度的度量。因此，心房26、36的收缩速率随着P-P间期的减小而增加。处理器80因此可采用感测模块86以通过例如检测到患者14的心脏12的P-P间期小于心脏的R-R间期的百分比阈值而检测房性快速性心律失常。在某些示例中，处理器80控制感测模块86来监测心脏12并将多个P-P和R-R间期存储在存储器82上。处理器80从存储在存储器82上的值来计算P-P和R-R间期。处理器80然后将中值P-P间期与中值R-R间期相比较。R-R间期的百分比阈值可基于指示心房和心室收缩次数之间多少差值是指示房性快速性心律失常的经验数据。在一示例中，当该设备检测小于中值R-R间期的约93.75％的中值P-P间期时，处理器80检测房性快速性心律失常。
为了减轻基于此的误诊和不当治疗传递的风险，IMD16的处理器80可编程成预期到即将到来的室性快速性心律失常检测并在这种检测之前就采取措施。在一示例中，处理器80控制感测模块86为心脏12监测室性快速性心律失常事件，例如小于快速性心率失常阈值的连续心室去极化之间的间期。处理器80在每次感测模块86检测到这种事件时增加存储在存储器82内的计数器。当存储在存储器82内的室性快速性心律失常事件计数超过也存储在例如存储器82内的阈值时，处理器80可预期室性快速性心律失常检测。通过预期可能不正确的室性快速性心律失常检测，在设备误诊并治疗患者14之前，处理器80能够在误作室性快速性心律失常的房性快速性心律失常期间以AV节刺激进行干预以显露(reveal)快速心室传导。相反，处理器80不需要以刺激进行干预，直到通过使得室性快速性心律失常的预期基于指示这种情况的事件的次数来将即将到来的检测指示为阈值置信度为止。
IMD16可采取一个或多个预防措施作为预处理以将AV节刺激传递到心脏12来减慢对房性快速性心律失常的心室速率响应。在某些示例中，IMD16的处理器80可控制感测模块86来测量心脏12的R-R间期来确认心室28、32的收缩速率在适于以AV节刺激进行干预的范围内。特定地，处理器80可控制感测模块86测量心脏12的多次R-R间期，处理器80从中确定中值R-R间期以确认心室28、32的收缩速率低于最大阈值并高于最小阈值。例如，如果心室收缩速率过快(即，R-R中值太低)，例如如果速率大于每分钟240跳(bpm)，不太可能有可对其采用AV节刺激的室上性心动过速。相反，如果心室28、32的收缩速率过低(即，R-R中值太高)，则房性快速性心律失常期间通过AV节的心室传导不太可能快到值得关注，更不用说对刺激的干预。因此，处理器80可不控制信号发生器84以传递AV节刺激，除非中值R-R间期低于最大阈值并高于最小阈值。
在某些示例中，在检测到房性快速性心律失常且未检测到但预期到室性快速性心律失常的情况下，处理器80可控制信号发生器84向患者14传递AV节刺激。在一示例中，处理器80控制信号发生器84采用RA引线22的一个或多个电极来将刺激传递到AV节或附近、例如AV节脂垫或附近。信号发生器84可传递脉冲群或连续脉冲串形式的这种刺激。可根据存储在存储器82内的一个或多个编程刺激参数由信号发生器84传递该刺激，编程刺激参数包括例如幅值、脉冲宽度和频率以及脉冲群中的脉冲次数。例如，信号发生器84可经由引线22上的电极传递AV节刺激，频率范围从约20Hz至约100Hz，且幅值范围从约0.5伏至约8伏。处理器80控制信号发生器以向患者14传递电刺激以阻塞心脏12的AV节，这可用于减慢例如心房纤颤期间室上性心动过速引起的心室传导和收缩速率。
在某些示例中，IMD16也可用刺激参数编程，刺激参数配置成用作防范阻碍心室28、32内适当感测的迷走神经刺激的安全预防措施。当信号发生器84传递例如脉冲群形式的高频刺激时，累积其中设备不感测心室活动的消隐期。当IMD16传递高频刺激时，存在消隐期以及因此的刺激脉冲群时段达到阈值水平的风险，超过该阈值水平，IMD16可能不能检测到心室28、32内严重心律失调(例如心室纤颤)的发生。因此，该刺激频率可由设计成防止消隐期累积超过阈值水平的限值所界定。例如，信号发生器84传递刺激脉冲群的时段可基于心室28、32内的收缩频率，使得刺激脉冲群时段不包含心室收缩之间的时段。以此方式，IMD16的处理器80可使由信号发生器84传递刺激脉冲群的刺激脉冲群时段基于例如心脏12的中值R-R间期。在一示例中，处理器80可控制信号发生器84来基于处理器80从感测模块86测得的多次R-R间期计算的例如心脏12的中值R-R间期的时段内传递刺激脉冲群。在一示例中，处理器80可将刺激脉冲群时段限于患者14的心脏12的中值R-R间期的约50％，使得心脏收缩之间50％的时间传递刺激群，而留出50％的时间用于感测心室28、32的活动。
在其他示例中，IMD16还可配置成将AV节刺激的传递与心脏12的QRS波群同步。特定地，IMD16可配置成在去极化/复极化周期之间的不应期间传递例如AV节迷走神经刺激。在不应期间，该刺激不太可能对心脏12、且具体是心室28、32去极化。
IMD16持续传递AV节刺激，直到满足一个或多个刺激终止条件为止，在该点装置终止刺激。在一示例中，终止条件包括编程的AV节刺激传递时段届满、超过AV节刺激传递时段的阈值百分比的消隐期的累积、AV节刺激响应时段内没有检测到阈值心室速率响应、或检测到室性快速性心律失常中的至少一个。
在某些示例中，IMD16例如根据存储在存储器82内的治疗程序编程成在指定时段内传递AV节刺激。编程的刺激时段可设置成为IMD16提供足够量时间来测试刺激对调制心室速率响应的有效性的值。此外，与其它终止条件无关，刺激时段可设置成提供滞后使得IMD16在开启与关闭AV节刺激之间不进行快速切换的值。在一个示例中，IMD16的处理器80用存储在存储器82内从约20秒至约30秒的范围内的AV节刺激时段来编程。
如以上参照IMD16向患者14传递AV节刺激的参数所述，当IMD16传递高频刺激脉冲群时，存在消隐期累积超过阈值使得感测模块86可能不能检测到患者14心脏12内例如心室纤颤的室性快速性心律失常的发生。因此，处理器80可编程成控制感测模块86以监测由信号发生器84传递的AV节刺激，且控制在刺激期间感测模块86感测心室28、32内活动的时段，以确保累积的消隐期、即刺激脉冲群时段的累积不超过传递AV节刺激的总时间的阈值百分比。在一示例中，阈值百分比为50％，使得例如在30秒的AV节刺激期间，需要其中感测模块86可感测心室28、32内活动的至少15秒的窗口。在累积消隐期超过50％阈值的情况下，例如感测模块86仅在30秒时段的10秒内感测心脏12内的活动，处理器80可控制信号发生器84以终止AV节刺激到患者14的传递。
在另一示例中，处理器80基于每次刺激脉冲群或刺激脉冲系列来控制感测模块86和信号发生器84，使得刺激脉冲群期间不超过心室去极化之间时段的阈值百分比。在一示例中，处理器80可将由信号发生器84传递的刺激脉冲群时段限于患者14的心脏12的中值R-R间期的约50％，使得心室收缩之间50％的时间传递刺激脉冲群，而留出50％的时间用于保持感测心室28、32的活动。
如上文参照图1所释，在某些示例中，处理器80可编程成，在刺激效果能够减慢心室28、32的去极化之前，在开始传递AV节刺激时，允许时段刺激脉冲群时段超过心室28、32内去极化频率的阈值百分比达短时段。
除了AV节刺激时段届满和消隐期累积，处理器80可编程成控制信号发生器84以在其中在编程的响应时段内未观察到最小心室速率响应的情况下终止AV节刺激的传递。在一示例中，处理器80可编程成如果心室28、32的收缩速率在刺激响应时段内未减小阈值量，则终止AV节刺激。最小心室速率响应可在患者之间不同，并可设置为相对百分比减少或绝对值速率减小。在其中最小速率响应设置为绝对值的示例中，处理器80测量速率响应的值可能根据观察到的心室28、32的收缩速率递升，例如最小速率响应可能对于更高的初始心室收缩速率较高，而对于较低的心室收缩速率较低。
在一示例中，处理器80编程成AV节刺激响应时段为约10秒或在心脏12的5至10跳范围内。此外，处理器80编程成最小速率响应约等于从感测模块86测得的心室28、32的最初收缩速率的20％减少的速率。在另一示例中，IMD16编程成最小速率响应对于180bpm或更高量级的较高的最初心室收缩速率约等于40bpm，且最小速率响应对于120bpm或更低量级的较低最初心室收缩速率约等于20bpm。处理器80采用的、作为控制信号发生器84以终止刺激的基础的刺激响应时段和最小心室速率响应值，在某些示例中，可存储在IMD16的存储器82中。
IMD16还可包括与电极40、42、44、46、48、50、62、64、以及66分离的一个或多个传感器87。经由传感器87产生的信号，处理器可监测指示心脏收缩、自主神经张力、心脏衰竭和/或射血分数的一个或多个生理参数。可产生指示心脏收缩信号的传感器87的示例包括心腔内或血管内的压力传感器，加速度计或能够检测心脏或血液的声音、振动、或运动的其它传感器，能够检测与心脏收缩相关流量变化的光学或超声传感器，或能够检测与心脏收缩相关的氧饱和度变化的光学传感器。处理器80可基于来自一个或多个传感器87的信号来检测心脏收缩，并基于所检测的心脏收缩来检测心律失常。
遥测模块88包括用于与诸如编程器24之类的另一个设备通信的任何合适的硬件、固件、软件、或其任意组合(图1)。在处理器80的控制下，遥测模块88可在可能在内部和/或外部的天线的帮助下从编程器24接收下行遥测和向编程器24发送上行遥测。处理器80可经由地址/数据总线提供上行到编程器24的数据并从编程器24接收下行数据。在某些示例中，遥测模块88可经由多路复用器向处理器80提供接收的数据。
在某些示例中，处理器80经由遥测模块88从其发送检测的房性快速性心律失常的指示和心室速率响应。处理器80还可经由遥测模块88发送关于由信号发生器84传递的AV节刺激的信息和对于由例如电感测模块86检测到的对AV节刺激的响应。
IMD16的各组件耦合到电源90，电源90可包括可充电或不可充电电池。不可充电电池可能够在数年内保持有电，而可充电电池可例如每天或每周从外部装置感应充电。在其它示例中，电源90可包括超级电容器。
图5是编程器24的示例配置的框图。如图5所示，编程器24包括处理器140、存储器142、用户界面144、遥测模块146、和电源148。编程器24可以是专用硬件设备，具有用于IMD16编程的专用软件。可选地，编程器24可以是运行使编程器24能够对IMD16编程的应用的现成计算设备。
用户可使用编程器24来为IMD16选择治疗程序(例如各组运行参数)、生成新的治疗程序、或者更改治疗程序。临床医生可经由用户界面144与编程器24交互，用户界面144可包括向用户呈现图形用户界面的显示器，和键盘或用于从用户接收输入的另一个机构。
处理器140的形式可采用一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路或类似物、且这里处理器102的功能可实现为硬件、固件、软件或其任意组合。存储器142可存储使处理器140提供归于这里编程器24的功能，且处理器140所使用的信息，来提供这里归于编程器24的功能。存储器142可包括任何固定或可移除的磁、光、或电介质，诸如RAM、ROM、CD–ROM、硬盘或软磁盘、EEPROM、或类似物。存储器142还可包括可移除存储部分，该可移除存储部分可用于提供存储器更新或增加存储器容量。可移除存储器也可允许将患者数据易于传送到另一计算设备或在编程器24用于为另一患者编程治疗之前移除。存储器142也可存储控制IMD16进行的治疗传递的信息，诸如与由IMD16的信号发生器84传递的AV节迷走神经刺激相关的刺激参数值。
编程器24可诸如使用RF通信或近程感应交互与IMD16无线通信。该无线通信可能通过使用遥测模块146，该遥测模块可能耦合到内部天线或外部天线。耦合到编程器24的外部天线可对应于如上文参照图1所述可放置在心脏12上方的编程头。遥测模块146可类似于IMD16的遥测模块88(图3)。
遥测模块146也可配置成经由无线通信技术或通过有线连接的直接通信与另一计算装置通信。可用于帮助编程器24与另一计算设备之间通信的局域无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙标准集的RF通信、例如根据IrDA标准或其它标准或专用遥测协议的红外通信。以此方式，无需建立固定的无线连接，其它外部设备可能够与编程器24通信。与编程器24通信的其它计算设备可以是诸如能够处理从IMD16所取回的信息的处理器的联网设备。
在某些示例中，处理器140可配置成提供这里归于IMD16的处理器80的某些或全部功能。例如，经由遥测模块146，处理器140可接收心脏去极化或收缩的指示、来自一个或多个传感器87信号、或从IMD16接收与所检测到的房性快速性心律失常对检测到的心律失调的心室速率响应有关的信息。在某些示例中，如本文参照IMD16和处理器80所述的，处理器140可通过经由遥测模块146、88来控制信号发生器84和感测模块86启用或更改AV节刺激。
图6是示出包括经由网络202耦合到图1所示IMD16和编程器24的诸如服务器204之类的外部装置、一个或多个计算设备210A-210B的示例系统的框图。在该示例中，IMD16可使用其遥感模块88经由第一无线连接与编程器24通信并经由第二无线连接与接入点200通信。在图6的示例中，接入点200、编程器24、服务器204、和计算设备210A-210N通过网络202互联，并能够通过彼此通信。在某些情况下，接入点200、编程器24、服务器204和计算设备210A-210N中的一个或多个可通过一个或多个无线连接耦合到网络202。IMD16、编程器24、服务器204、和计算设备210A-210N可各包括一个或多个处理器，诸如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路、或可执行各种功能和操作的类似物，如与上述参照IMD 16的处理器80和编程器24的处理器140所描述的。
接入点200可包括经由诸如电话拨号、数字用户线(DSL)、或电缆调制解调连接的各种连接中的任何连接连接到网络202的设备。在其它示例中，接入点200可通过各种不同形式的连接耦合到网络202，包括有线或无线连接。在某些示例中，接入点200可与患者14共同定位，并可包括可执行本文所述各种功能和操作的一个或多个编程单元和/或计算设备(例如一个或多个监测单元)。例如，接入点200可包括与患者14共同定位并可检测IMD16的活动的家庭监测单元。
在某些情况下，服务器204可配置成提供已从IMD16和/或编程器24收集的数据的可靠存储位置。网络202可包括局域网、广域网或诸如因特网之类的全球网。在某些情况下，编程器24或服务器206可收集网页或其它文件中的数据以由诸如临床医生之类的培训过的专业人员经由与计算设备210A-210N关联的查看终端来查看。在某些方面，图6的所示系统可用类似于明尼苏达州的美敦力公司开发的美敦力网络提供的通用网络技术和功能。
在某些示例中，服务器204的处理器208可配置成提供这里归于IMD16的处理器80的某些或全部功能。例如，处理器206可经由接入点200或编程器24和网络202接收心脏去极化或收缩的指示、来自一个或多个传感器87信号、或从IMD16接收与检测到的房性快速性心律失常和对检测到的心律失调的心室速率响应有关的信息。处理器206也可启用和/或终止由IMD16的信号发生器84传递的AV节刺激。在某些示例中，服务器204将接收的心脏去极化或收缩的指示、来自一个或多个传感器87的信号、或者从IMD16或编程器24中的一个或多个提供的与检测到的房性快速性心律失常和对其的心室速率响应有关的信息经由网络202转发到计算设备210中的一个或多个。计算设备210的处理器可类似地提供这里归于IMD16的处理器80的某些或全部功能。
图7是向患者14传递AV节刺激的示例方法的流程图。图7的方法包括：监测患者的心律(230)、确定患者心脏内是否发生室性快速性心律失常(232)、检测房性快速性心律失常(234)、基于室性快速性心律失常事件计数的阈值来预期室性快速性心律失常检测(236)、传递AV节刺激以阻塞患者心脏的房室节(238)、确定是否满足一个或多个终止条件(240)、以及基于刺激终止条件来终止AV节刺激的传递。
在一示例中，处理器80结合存储器82、信号发生器84、和感测模块86来检测诸如心房纤颤之类的房性快速性心律失常，并传递AV节迷走神经刺激以减慢对房性快速性心律失常的心室速率响应。例如，根据图7的方法，处理器80通过控制感测模块86将连接到一根或多根引线18、20和22的一个或多个电极配置为感测电极并通过采用多个合适的室性快速性心律失常检测技术中的任何技术来监测患者14的心脏12(230)以确定是否发生室性快速性心律失常(232)。
除了为心脏12监测室性快速性心律失常(230、232)之外，处理器80可配置成通过控制感测模块86采用例如放置为成感测右心房26内的电活动的RA引线22来检测房性快速性心律失常(234)。在一示例中，作为检测患者14的心脏12内心律失常的阈值(234)，IMD16的处理器80分析心脏12的心律对于窦性心动过速的指示。加速的心脏速率通常指示患者14可能需要治疗的情况，诸如房性或室性快速性心律失常。然而，包括例如锻炼、压力和一定的情绪反应在内的正常生理条件也会引起快速心律。分析患者14心脏12的心率对于窦性心动过速的指示提供在患者心脏内发生可治疗心律失常还是正常生理反应的确认。
在一个示例中，处理器80编程成控制感测模块86来感测心脏12的心脏EGM，处理器80从中确定心脏12的R-R间期是否大约等于P-P间期。R-R与P-P间期之间一比一的比值指示平衡的心房和心室收缩速率，这可指示窦性心动过速和快速性心律失常。在另一示例中，处理器80确定R-R间期和/或P-R间期是否在患者14的设定生理限值内，这也可以是窦性心动过速和快速性心律失常的指示。
除了检查窦性心动过速的指示之外，处理器80还可控制感测模块86以监测心脏12的ECG，从而测量一个或多个P-P和R-R间期，从而检测患者14心脏内的房性快速性心律失常(234)。在某些示例中，房性快速性心律失常由心脏12的心房26、36内的而不是心室28、32内的多次收缩所指示。P-P间期是心房26、36的去极化和复极化长度的度量。类似地，R-R间期是心室28、32的去极化和复极化长度的度量。这样，心房26、36的收缩速率随着P-P间期的减小而增加。处理器80因此可采用感测模块86以通过例如检测到患者14的心脏12的P-P间期小于心脏的R-R间期的百分比阈值而检测房性快速性心律失常(234)。在某些示例中，处理器80控制感测模块86来监测心脏12并将多个P-P和R-R间期存储在存储器82上。处理器80从存储器82上存储的值计算P-P和R-R间期。处理器80然后将中值P-P间期与中值R-R间期相比较。R-R间期的百分比阈值可基于指示心房和心室收缩次数之间多少差值是指示房性快速性心律失常的经验数据。在一示例中，当感测模块86检测小于中值R-R间期的约93.75％的中值P-P间期时，处理器80检测房性快速性心律失常(234)。
在某些情况下，房性快速性心律失常可在患者14的自主系统失衡之前。患者14自主系统的失衡可由处理器80检测到，处理器80控制感测模块86监测心脏12的ECG以分析心律的频谱、心率紊乱、或t波交替。在某些示例中，通过检测自主系统失衡，IMD16可能能够在快速性心律失常开始发作之前检测患者14的房性快速性心律失常的早期警告信号并开始传递AV节刺激。
为了减轻基于此的误诊和不当治疗传递的风险，IMD16的处理器80可编程成预期到即将到来的室性快速性心律失常检测(236)并在这种检测之前就采取措施。在一个示例中，处理器80控制感测模块86以为心脏12监测室性快速性心律失常事件，例如阈值心室收缩速率。处理器80在感测模块86检测到每次这种事件时增加存储在存储器82内的计数器。当存储在存储器82内的室性快速性心律失常事件计数超过也存储在例如存储器82内的阈值时，处理器80可预期室性快速性心律失常检测(236)。通过预期可能不正确的室性快速性心律失常检测，在设备误诊并治疗患者14之前，处理器80能够在误作室性快速性心律失常的房性快速性心律失常期间干预迷走神经刺激以显现快速房室传导。相反，在某些实例中，处理器80不需要干预迷走神经刺激，直到即将到来的检测被指示为具有阈值置信度(通过使得对于室性快速性心律失常的预期基于指示这种情况的事件的次数)为止。
在某些示例中，IMD16可采取特定预防措施作为预处理以将AV节刺激传递到心脏12(238)来减慢对房性快速性心律失常的心室速率响应。在一示例中，IMD16的处理器80控制感测模块86来测量心脏12的R-R间期来确认心室28、32的去极化速率在适于干预迷走神经刺激的范围内。特定地，处理器80控制感测模块86测量心脏12的多次R-R间期，处理器80从中确定中值R-R间期以确认心室28、32的去极化速率低于最大阈值并高于最小阈值。例如，如果心室收缩速率过慢(即，R-R中值太低)，例如如果速率小于240bpm，则不太可能有可对其采用AV节刺激的室上性心动过速。相反，如果心室28、32的去极化速率过低(即，R-R中值太高)，则房性快速性心律失常期间通过AV节的心室传导不太可能快到值得关注，更不用说对迷走神经刺激的干预。因此，处理器80可能不控制信号发生器84以传递迷走神经刺激，除非中值R-R间期低于最大阈值并高于最小阈值。
在某些示例中，在没有检测到室性快速性心律失常(232)且检测到房性快速性心律失常(234)，并预期即将到来的室性快速性心律失常检测(236)的情况下，处理器80可控制信号发生器84向患者14传递迷走神经刺激(238)。在一示例中，处理器80控制信号发生器84采用RA引线22的一个或多个电极来将刺激传递到AV节或其附近、例如AV节迷走神经脂垫或其附近。信号发生器84传递脉冲群或连续脉冲串形式的迷走神经刺激。可根据存储在存储器82内的一个或多个编程刺激参数由信号发生器84传递该刺激，编程刺激参数包括例如幅值、脉冲宽度和频率以及脉冲群中的脉冲次数。例如，信号发生器84可经由引线22上的电极传递迷走神经刺激，频率范围从约20Hz至约100Hz，且幅值范围从约0.5伏至约8伏。处理器80控制信号发生器84以向患者14传递迷走神经刺激(238)以阻塞心脏12的AV节，这可用于减慢例如心房纤颤期间室上性心动过速引起的心室传导和收缩速率。
在某些示例中，IMD16也可用刺激参数编程，刺激参数配置成用作防范阻碍心室28、32内适当感测的迷走神经刺激的安全预防措施。当信号发生器84向心脏12传递例如脉冲群形式的高频刺激时，累积其中设备不感测心室活动的消隐期。存在消隐期累积超过阈值使得感测模块86可能不能检测到患者14心脏12内例如心室纤颤之类的室性快速性心律失常的发生的风险。因此，在一示例中，向患者14传递例如迷走神经的AV节刺激(238)可包括确定在传递刺激时段期间需要感测心室去极化的时间量，并基于该确定的时间量来传递刺激。图8是示出向患者14传递AV节刺激(238)的一实例的流程图，包括确定传递刺激时段需要感测心室去极化的时间量，并基于该确定的时间量来传递刺激。
在图8中，向患者14传递AV节刺激(238)包括计算中值R-R间期(300)、基于该中值R-R间期来确定感测时段(302)、传递AV节刺激(304)、确定刺激响应时间是否已结束(306)，且如果响应时间尚未结束，则继续传递AV节刺激(304)。然而，如果刺激响应时间已经结束，则此后基于感测时段传递AV节刺激(308)。
在根据图8的方法向患者14传递AV节刺激(238)的一示例中，IMD16的处理器80可配置成在一段时段内监测心脏12并将感测模块86测得的多次R-R间期存储在存储器82内。基于测得的R-R间期，处理器80可计算中值R-R间期(300)。
处理器80可通过信号发生器84基于中值R-R间期确定传递例如AV节刺激时段期间需要感测心室去极化的感测时段(302)。在一示例中，处理器80确定感测时段期间需要是中值R-R间期的阈值百分比，使得累积的刺激脉冲群时段和相关的消隐期不包含心室收缩之间的时段。在一示例中，处理器80确定感测时段需要是中值R-R间期的约50％。
图8所示的向患者14传递AV节刺激(238)的方法还包括与测得的感测时段无关地传递AV节刺激(304)，并在启用刺激之后确定刺激响应时段是否已经结束(306)。刺激响应时段是期待最小心室速率响应并可能用时间或测得的心室速率中的绝对或相对响应表达最小心室速率响应的时段。如上所述，一旦开始向患者14传递迷走神经刺激，IMD16可配置成允许时段累积消隐期达短时段。因此，在一示例中，处理器80控制信号发生器84传递AV节刺激达短时段，在图8的示例中直到响应时段结束为止，不论处理器基于来自测量模块86的信息测得的实际感测时段。
一旦响应时段已经结束(306)，或妨碍(violation)阈值感测时段的某些其它容许时段可接受时，然而，处理器80可此后控制信号发生器84以基于确定的感测时段向患者14传递AV节、例如迷走神经刺激(308)。在一示例中，处理器80控制信号发生器84以传递脉冲群、脉冲、或脉冲串形式的刺激，使得每次发生这种刺激，例如一次脉冲发生的时段不超过中值R-R间期的约50％，这又允许感测模块86在等于中值R-R间期的至少约50％的感测时段内感测心室去极化。图9是示出患者14心脏12的中值R-R间期和根据图8的示例进行AV节刺激的传递的曲线图，图8的示例是首先与测得的感测时段无关地传递刺激(304)，且一旦刺激响应时段结束(306)，则基于确定的感测时段向患者传递刺激(308)。
在图9中，处理器80控制信号发生器84在总刺激时段内向患者14的心脏12传递一系列例如AV节迷走神经刺激脉冲群400。一旦在刺激响应时段结束之前开始迷走神经刺激，处理器80控制信号发生器84与感测时段量无关地来传递迷走神经刺激，在感测时段内感测模块86可感测心室去极化，例如用于检测心室28、32内例如心室纤颤的严重心律失常的目的。因此，如图9的示例所示，处理器80可控制信号发生器84以在响应时段结束之前传递迷走神经刺激，即使刺激脉冲群时段大于中值R-R间期的约50％，这将感测时段限制成小于中值R-R间期的约50％阈值。在刺激响应时段结束之后，处理器80此后可控制信号发生器84以基于目标感测时段传递迷走神经刺激，例如时段大于或等于中值R-R间期的约50％的感测时段。因此，如图9所示，在刺激响应时段结束后，由信号发生器80传递的刺激脉冲群的脉冲群时段可能小于或等于中值R-R间期的约50％，这将允许感测时段大于或等于中值R-R间期的约50％阈值。
尽管图9的示例示出关于相继的心室去极化之间的单个迷走神经刺激脉冲周期的感测时段的形式，但如上所述，在某些示例中，感测时段的阈值可能是总刺激时段的百分比，使得总刺激时段期间的消隐期的累积不超过阈值百分比。在一示例中，阈值为50％，从而在30秒的迷走神经刺激期间，需要感测模块86可感测心室28、32内活动的至少15秒的窗口。
再参照图8的示例方法，在某些示例中，IMD16可配置成使AV节刺激的传递与心脏12的QRS波群同步。特定地，IMD16可配置成在去极化/复极化周期之间的不应期间传递迷走神经刺激。在不应期间，该刺激不太可能对心脏12、且具体是心室28、32去极化。
IMD16继续传递AV节刺激，直到满足一个或多个刺激终止条件为止(240)，在该点装置终止刺激(242)。在一示例中，终止条件包括编程的刺激传递时段届满、超过刺激传递时段的阈值百分比的累积消隐期、刺激响应时段内检测阈值心室速率响应失效或检测到室性快速性心律失常中的至少一个。
在某些示例中，IMD16例如根据存储在存储器82内的治疗程序编程成在指定时段内传递AV节迷走神经刺激。编程的刺激时段可设置成为IMD16提供足够量时间来测试刺激对调制心室速率响应有效性的值。此外，与其它终止条件无关，刺激时段可设置成提供滞后使得IMD16在开启与关闭迷走神经刺激之间不快速进行切换的值。在一示例中，IMD16的处理器80编程成存储器82内存储的迷走神经刺激时段范围从约20秒至约30秒，一旦该时段届满，处理器80编程成终止向患者14的心脏12的迷走神经刺激传递(242)。
在一示例中，处理器80可编程成在刺激期间控制感测模块86以监测信号发生器84传递的刺激以及其中感测模块86感测心室28、32内活动的时段，从而确保累计控制时段不超过存储器82内存储的刺激传递时段的阈值百分比。在消隐期超过对应于小于阈值的感测时段阈值的情况下，处理器80可编程成控制信号发生器84终止刺激。然而，在某些示例中，处理器80可编程成，在刺激效果能够减慢心室28、32的收缩之前，在开始传递AV节刺激时时段可大致对应于刺激群时段的消隐期超过心室28、32内收缩频率的阈值百分比达短时段。
除了AV节刺激时段届满和消隐期累积之外，处理器80可编程成控制信号发生器84在其中在编制的响应时段内未观察到最小心室速率响应的情况下终止AV节刺激的传递(242)。在一示例中，处理器80可编程成如果心室28、32的收缩速率在刺激响应时段内未减小阈值量，则终止AV节迷走神经刺激。最小心室速率响应可在患者之间不同，并可设置为相对百分比减少或绝对值速率减小。在其中最小速率响应设置为绝对值的实例中，处理器80测量速率响应的值可能根据观察到的心室28、32的收缩速率递升，即最小速率响应可能对于更高的初始心室收缩速率较高，而对于较低的心室收缩速率较低。
在一示例中，处理器80编程成迷走神经刺激响应时段为约10秒或在心脏12的5至10跳范围内。此外，处理器80编程成最小速率响应约等于从感测模块86测得的心室28、32的最初收缩速率的20％的速率减小。在另一示例中，IMD16编程成最小速率响应对于180bpm或更高量级的较高的最初心室收缩速率约等于40bpm，且最小速率响应对于120bpm或更低量级的较低最初心室收缩速率约等于20bpm。处理器80采用的、作为控制信号发生器84以终止刺激(242)基础的刺激响应时段和最小心室速率响应值，在某些示例中，可存储在IMD16的存储器82中。
已经描述了包括在房性快速性心律失常期间提供AV节刺激以控制心室速率响应并藉此防止室性快速性心律失常误诊和治疗传递的各示例。在一示例中，AV节迷走神经刺激可包括通过例如提供心房起搏/感测以及AV节迷走神经刺激的单根心内膜旋入引线刺激患者心脏的AV节区域。尽管参照防止或减少对患者传递不当电击的风险描述了前述示例，但对于根据本发明的示例，存在多个其它应用。首先，通过在AF期间更好地控制心室速率，可减轻患者症状。第二，通过防止快速传导的AF，可向CRT患者传递双心室起搏治疗的更大百分比。
Claims (16)
1.一种医疗系统，包括：
配置成当检测到室性快速性心律失常事件时增加计数器的装置；
配置成检测房性快速性心律失常的装置；
配置成在检测到的房性快速性心律失常期间，基于尚未检测到室性快速性心律失常但所述计数器超过室性快速性心律失常事件计数的阈值，来预期在患者心脏内对于室性快速性心律失常的检测的装置；
配置成响应于预期对于所述室性快速性心律失常的检测来传递电刺激以阻塞心脏的房室节的装置；以及
配置成基于一个或多个刺激终止条件来终止传递电刺激的装置。
2.如权利要求1所述的医疗系统，其特征在于，配置成传递电刺激的所述装置被配置成基于在所述电刺激的一个或多个脉冲之间的可感测到心室去极化的感测时段来传递电刺激。
3.如权利要求2所述的医疗系统，其特征在于，还包括：配置成基于患者心脏的R-R间期来确定所述感测时段的装置。
4.如权利要求3所述的医疗系统，其特征在于，配置成基于患者心脏的R-R间期确定所述感测时段的所述装置包括：
配置成测量患者心脏的多个R-R间期的装置；
配置成从测得的R-R间期计算中值R-R间期的装置；以及
配置成将所述感测时段设置为大于或等于所述中值R-R间期的预定部分的装置。
5.如权利要求2所述的医疗系统，其特征在于，配置成传递电刺激的所述装置被配置成首先与所述感测时段无关地传递电刺激以阻塞心脏的房室节，然后基于所述感测时段来传递电刺激。
6.如权利要求5所述的医疗系统，其特征在于，配置成传递电刺激的所述装置被配置成首先与所述感测时段无关地传递电刺激长达刺激响应时段。
7.如权利要求1至6中任一项所述的医疗系统，其特征在于，所述一个或多个刺激终止条件包括以下中的至少一个：电刺激传递时段届满，消隐期的累积超过电刺激传递时段的阈值百分比，在电刺激响应时段内无法检测阈值心室速率响应，以及检测到室性快速性心律失常。
8.如权利要求7所述的医疗系统，其特征在于，电刺激传递时段的所述阈值百分比包括小于或等于约50％。
9.一种医疗系统，包括：
刺激发生器，所述刺激发生器配置成向患者传递电刺激；以及
处理器，所述处理器配置成当检测到室性快速性心律失常事件时增加计数器，并在检测到的房性快速性心律失常期间，基于尚未检测到室性快速性心律失常但所述计数器超过室性快速性心律失常事件计数的阈值，来预期在患者心脏内对于室性快速性心律失常的检测，并响应于预期到室性快速性心律失常的检测，来控制所述刺激发生器在电刺激传递时段传递电刺激来阻塞心脏的房室节，其中所述处理器控制所述刺激发生器在所述电刺激传递时段期间基于可感测到心室去极化的感测时段来传递电刺激。
10.如权利要求9所述的医疗系统，其特征在于，所述处理器被配置成至少基于室性快速性心律失常事件计数的阈值来预期室性快速性心律失常，且所述室性快速性心律失常事件计数包括指示室性快速性心律失常的感测到的心室间期的次数。
11.如权利要求9或10所述的医疗系统，其特征在于，所述处理器配置成在控制所述刺激发生器在传递电刺激之前确认患者心脏的中值R-R间期小于最大阈值心室收缩速率并且大于或等于最小阈值心室收缩速率。
12.如权利要求9或10所述的医疗系统，其特征在于，所述处理器配置成基于患者心脏的R-R间期确定所述感测时段。
13.如权利要求12所述的医疗系统，其特征在于，所述处理器基于患者心脏的R-R间期确定所述感测时段包括：
测量患者心脏的多个R-R间期；
从测得的R-R间期计算中值R-R间期；以及
将所述感测时段设置为大于或等于所述中值R-R间期的预定部分。
14.如权利要求9，10和13中任一项所述的医疗系统，其特征在于，所述处理器配置成首先在刺激响应时段期间控制所述刺激发生器与所述感测时段无关地传递电刺激以阻塞心脏的房室节，并基于所述感测时段控制所述刺激发生器传递电刺激。
15.如权利要求11所述的医疗系统，其特征在于，所述处理器配置成首先在刺激响应时段期间控制所述刺激发生器与所述感测时段无关地传递电刺激以阻塞心脏的房室节，并基于所述感测时段控制所述刺激发生器传递电刺激。
16.如权利要求12所述的医疗系统，其特征在于，所述处理器配置成首先在刺激响应时段期间控制所述刺激发生器与所述感测时段无关地传递电刺激以阻塞心脏的房室节，并基于所述感测时段控制所述刺激发生器传递电刺激。
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