CN104768609A - 无引线起搏器系统 - Google Patents

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Abstract

一种设备，包括信号发生器模块、处理模块、和壳体。信号发生器模块被配置成向心房递送起搏脉冲。处理模块被配置成检测心室激动事件并确定心室激动事件和在该心室激动事件之前的在先心房事件之间的间隔的长度。处理模块被进一步配置成基于该间隔的长度来调度向心房递送起搏脉冲的时间并控制信号发生器模块在调度的时间处递送起搏脉冲。壳体被配置为用于植入到心房中。壳体封围刺激发生器和处理模块。

Description

无引线起搏器系统
技术领域
本公开涉及心脏起搏，并且更具体地，涉及用于使用无引线起搏器设备来心脏起搏的技术。
背景技术
可植入起搏器可向患者心脏递送起搏脉冲并且监测患者心脏的状况。可植入起搏器可包括脉冲发生器和一个或多个电引线。在一些示例中，脉冲发生器可被植入在患者的胸部中的小囊(pocket)中。电引线可耦合至脉冲发生器，该脉冲发生器可包含生成起搏脉冲和/或感测心脏电活动的电路。电引线可从脉冲发生器延伸至目标部位(例如，心房和/或心室)，其中位于电引线远端处的电极连接至目标部位。脉冲发生器可经由电极向该目标部位提供电刺激和/或监测该目标部位处的心脏电活动。
在一些示例中，无引线起搏器可用于感测电活动和/或向心脏递送治疗信号。无引线起搏器可在其外部壳体上包括一个或多个电极以递送治疗电信号和/或感测心脏的本征去极化。无引线起搏器可位于心脏内或外部，并且在一些示例中，可经由固定机构锚固至心脏的壁。
发明内容
本公开的无引线心房起搏设备(在下文中“心房设备”)被配置为用于植入在患者心脏的心房内。心房设备可起搏心房、感测本征心房电活动、和检测心室激动。心房设备可被配置成通过检测心室电活动和/或心室的机械收缩来检测心室激动。心房设备可基于何时检测到心室激动来控制递送至心房的起搏脉冲的时序。
在一些示例中，心房设备可作为植入在心脏内的唯一起搏设备进行操作。在其他示例中，心房设备可与无引线心室起搏设备(在下文中“心室设备”)一起操作，该无引线心室起搏设备被配置为用于植入在患者心脏的心室内。心室设备可被配置成感测本征心室去极化并起搏心室。在一些示例中，对于其中例如在AV阻滞期间心房去极化没有促成(precipitate)心室去极化的情况，心室设备可被编程成使得心室设备以后备(backup)起搏速率(例如，小于心房起搏速率)进行起搏。
心房和心室设备的组合在本文中可被称为无引线起搏系统。当心室设备已被添加至患者心脏以形成无引线起搏系统时，本公开的心房设备可在没有修改(例如，重编程)的情况下可靠地操作。由于心房设备基于感测的心室激动来控制心房起搏时序，无关于所感测的心室激动的起源(origin)，因此即使当添加心室设备时，心房设备仍可可靠地操作。因此，本公开的心房设备可在没有修改的情况下在各种不同的情形下起作用，例如，作为独立起搏设备或与另一起搏设备一起被植入。
无引线起搏设备可在在心房设备和心室设备之间没有建立通信链接的情况下基于所感测到的心脏电和/或机械活动来协调心脏的起搏。与包括脉冲发生器和电引线的典型起搏器不同，以这种方式，心房设备和心室设备可彼此独立地操作，因为心房和心室设备的操作可取决于所感测到的心脏活动(电或机械)并且可不需要依赖于有线或无线通信。由于心房设备和心室设备不依赖于通信来协调心脏的起搏，因此心房和心室设备可节约功率，否则该功率将被用于经由通信来协调多个设备的操作。
在一些示例中，根据本公开的设备包括信号发生器模块、处理模块、和壳体。信号发生器模块被配置成向心房递送起搏脉冲。处理模块被配置成检测心室激动事件并确定心室激动事件和在该心室激动事件之前(例如，促成该心室激动事件)的在先心房事件之间的间隔的长度。处理模块被进一步配置成基于该间隔的长度来调度向心房递送起搏脉冲的时间并控制信号发生器模块在调度时间处递送起搏脉冲。壳体被配置为用于植入到心房中。壳体封围刺激发生器和处理模块。
在一些示例中，根据本公开的方法包括使用配置为用于植入到心房内的心房起搏设备来检测心室激动事件并且确定在该心室激动事件和在该心室激动事件之前的在先心房事件之间的间隔的长度。该方法进一步包括基于该间隔的长度来调度向心房递送起搏脉冲的时间并且在调度时间处递送起搏脉冲。
在一些示例中，根据本公开的设备包括信号发生器模块、处理模块、和壳体。信号发生器模块被配置成向心房递送起搏脉冲。处理模块被配置成检测远场R波(FFRW)并确定在检测到的FFRW和在FFRW之前的在先心房事件之间的间隔的长度。处理模块被进一步配置成基于该间隔的长度来调度向心房递送起搏脉冲的时间并控制信号发生器模块在调度时间处递送起搏脉冲。壳体被配置为用于植入心房中。壳体封围刺激发生器和处理模块。
在一些示例中，根据本公开的设备包括信号发生器模块、处理模块、和壳体。信号发生器模块被配置成向心房递送起搏脉冲。处理模块被配置成检测S1心音并且确定在所检测到的S1心音和在S1心音之前的在先心房事件之间的间隔的长度。处理模块被进一步配置成基于该间隔的长度来调度向心房递送起搏脉冲的时间并控制信号发生器模块在调度时间处递送起搏脉冲。壳体被配置用于植入到心房中。壳体封围刺激发生器和处理模块。
在一些示例中，根据本公开的系统包括心室起搏设备和心房起搏设备。心室起搏设备被配置为用于植入在心脏的心室中。心室起搏设备进一步被配置成向心室递送起搏脉冲。心房起搏设备被配置为用于植入在心脏的心房中。心房起搏设备进一步被配置成检测心室激动事件并基于合适检测到心室激动事件来向心房递送起搏脉冲。
在一些示例中，根据本公开的方法包括使用配置为用于植入在心室中的心室起搏设备向心脏的心室递送起搏脉冲。该方法进一步包括使用配置为用于植入在心脏的心房内的心房起搏设备来检测心室激动事件。此外，该方法包括基于何时检测到心室激动事件来向心房递送起搏脉冲。
在一些示例中，根据本公开的设备包括信号发生器模块、处理模块、和壳体。信号发生器模块被配置成向心房递送起搏脉冲。处理模块被配置成检测第一心室激动事件、检测在第一心室激动事件之后的第二心室激动事件、且确定在第一和第二心室激动事件之间的间隔的长度。处理模块被进一步配置成基于该间隔的长度来调度向心房递送起搏脉冲的时间并控制信号发生器模块在调度时间处递送起搏脉冲。壳体被配置为用于植入到心房中。壳体封围刺激发生器和处理模块。
一个或多个示例的细节在以下所附附图和描述中进行陈述。根据描述和附图以及所附权利要求，其他特征、目的以及优点将显而易见。
附图简述
图1示出示例无引线起搏器设备。
图2是示例无引线起搏器设备的功能框图。
图3示出了植入在患者内的可用于诊断患者的状况并向患者的心脏提供治疗的示例无引线起搏器设备。
图4是在正常房室(AV)传导期间的包括心室激动(VACT)标记的示例心房起搏时序图。
图5是用于基于心室激动的检测来控制心房起搏时序的方法的流程图。
图6是在正常AV传导期间的包括所检测到的远场R波的示例心房起搏时序图。
图7A－7B是包括在心房事件和后续所检测到的远场R波之间的短间隔的示例心房起搏时序图。
图8A－8B是包括在心房事件和后续所检测到的远场R波之间的长间隔的示例心房起搏时序图。
图9是包括其中未检测到远场R波的间隔的示例心房起搏时序图。
图10是包括其中在心房事件之间检测到多个远场R波的间隔的示例心房起搏时序图。
图11示出包括心房起搏器设备和心室起搏器设备的示例无引线起搏系统。
图12是示例心室设备的功能框图。
具体实施方式
本公开的可植入心房起搏设备(在下文中“心房设备”)被配置为用于植入在患者心脏的心房内。心房设备可起搏心房、感测本征心房电活动、和检测心室激动。心房设备可基于所检测到的心室活动来控制递送至心房的起搏脉冲的时序。
心房设备可包括气密密封的壳体，该壳体具有允许心房设备被植入到心房内的尺寸和形状因子。在一些示例中，壳体可具有圆柱形(例如，丸形)形状因子。壳体可包括将壳体连接至心房内心脏组织的固定尖齿(tine)。固定尖齿可将心房设备锚固至心房心脏组织，使得在心脏收缩期间心房设备与心房心脏组织一起移动。
心房设备的壳体可容纳用于感测诸如本征心房去极化和心室去极化之类的心脏电活动(例如，远场R波(FFRW))的组件。心房设备还可容纳用于递送电刺激治疗(诸如，起搏脉冲)的组件。在一些示例中，心房设备还可容纳用于感测生理参数(诸如，加速度、压力、声音、和/或阻抗)的组件。
心房设备可包括被用于感测心脏电活动和递送电刺激治疗(例如，起搏脉冲)的多个电极。例如，心房设备可包括尖端电极和环形电极。尖端电极可位于壳体上，使得当心房设备通过固定尖齿锚固至心脏组织时该尖端电极接触心脏组织。环形电极也可位于壳体上。例如，环形电极可部署在壳体的外周周围。
心房设备可被配置成检测心室激动事件。心室激动可通常指的是心室心脏组织的电去极化和心室心脏组织的随后的机械收缩。心房设备可被配置成基于心室电活动的检测和/或基于心室的机械收缩的检测来检测心室激动。如本文中所使用的，心室激动的检测可一般指的是心室电活动(例如，FFRW)的检测和/或(例如，基于心音)心室的机械收缩的检测。在一些示例中，心房设备可通过检测FFRW来检测心室激动。在一些示例中，心房设备可通过检测S1心音来检测心室激动。虽然心房设备可基于FFRW和/或心音来检测心室激动，可以构想，心房设备可使用其他传感器和技术来检测心室激动。
在一些示例中，心房设备可检测心房中指示心室去极化的FFRW。例如，心房设备可检测FFRW并基于FFRW的检测来确定何时已发生心室去极化。虽然心房设备在本文中被描述为基于FFRW的检测来检测心室去极化，可以构想，心房设备可基于检测到的FFRW外的心室电活动来检测心室去极化。
作为附加或替代，心房设备可被配置成检测心室的机械收缩。例如，心房设备可检测除心脏电活动之外的生理参数，诸如，加速度和/或压力。在一些示例中，心房设备可包括测量心房中的加速度和/或压力的一个或多个传感器。在这些示例中，心房设备可基于由一个或多个传感器生成的信号来检测心室的机械收缩。例如，心房设备可在心室收缩开始时检测指示房室瓣的关闭的S1心音，且然后基于S1心音的检测来确定已经发生心室收缩。作为附加或替代，在一些示例中，心房设备可检测S2心音，且然后基于S2心音的检测来确定已发生心室收缩。
心房设备可基于何时在心动周期期间检测到心室激动来控制心房起搏时序。在一些示例中，心房设备可基于何时在心动周期期间检测到FFRW来确定何时起搏心房。作为附加或替代，心房设备可基于何时在心动周期期间检测到S1心音来确定何时起搏心房。心动周期可指的是，如由心房设备的电极和/或传感器所感测到的，从一个心跳开始到下一心跳开始发生的心脏电活动。在下文中描述感测心脏电活动、感测心室收缩、并控制到心房的电刺激的递送的心房设备的组件。
心房设备可包括电感测模块(即，感测模块)，该电感测模块被配置成监测心房中的心脏电活动。感测模块可包括经由心房设备的电极(例如，尖端和环形电极)获取心脏电信号的电子组件。在一些示例中，感测模块可实现对所获取的电信号的信号调节。例如，感测模块可过滤、放大、和数字化所获取的电信号。由感测模块监测的电活动可包括各种不同的电信号分量。电活动可包括本征心脏电活动，例如，本征心房活动和/或本征心室电活动，或其他电信号。
心房设备可包括一个或多个传感器，诸如，加速计和/或压力传感器。包括在心房设备中的加速计可生成指示心房设备的加速度的信号。包括在心房设备中的压力传感器可生成指示心房内的压力的信号。当心房设备包括压力传感器或加速计时，心房设备可基于由传感器生成的信号来检测心室激动。例如，如上所述，心房设备可基于指示心室收缩的传感器信号(诸如，S1心音)来检测心室的收缩。
心房设备可包括刺激发生器模块(即，“刺激发生器”)，该刺激发生器模块被配置成经由电极(例如，尖端和环形电极)向心房递送电刺激。例如，心房设备可经由电极向心房递送起搏脉冲。在一些示例中，除了起搏脉冲，心房设备还可递送电刺激，诸如，抗心动过速起搏(ATP)治疗。
心房设备可包括从感测模块接收感测数据的处理模块。从感测模块接收的数据可包括经由心房设备的电极所接收的数字化的电活动。处理模块可基于从感测模块接收的感测数据来检测本征心房活动。例如，处理模块可基于从感测模块接收的感测数据来检测本征心房去极化。在一些示例中，由处理模块检测的本征心房去极化被称为“心房感测事件”或“感测的心房事件”。由来自刺激发生器的起搏脉冲的递送促成的心房电活动可被称为“心房起搏事件”。
处理模块可以各种不同的方式检测心室激动事件。在一些示例中，处理模块可检测心室电活动(例如，FFRW)。在一些示例中，处理模块可基于从包括在心房设备中的一个或多个传感器接收的信号来检测心室收缩。例如，处理模块可基于从一个或多个传感器接收的信号来检测心音(例如，S1心音)并基于检测到的心音来检测心室收缩。心音可以是在心脏的收缩期间生成的机械扰动，诸如，血液流动和心脏瓣膜的关闭。传感器(例如，加速度和/或压力传感器)可响应于机械扰动来生成信号。例如，心音可被称为S1、S2、S3、或S4心音。S1心音可在心室收缩的开始时由房室瓣(例如，三尖瓣和/或二尖瓣)的关闭所导致。由此，S1心音可指示心室收缩。在一些示例中，处理模块还可检测心音S2、S3、和S4，并基于检测到的心音来确定其他心脏参数。
如上所述，处理模块可基于心室电活动(例如，FFRW)的检测和/或基于其他心室收缩(例如，S1心音)的检测来检测心室激动。在一些示例中，处理模块可仅基于检测到的心室电活动来检测心室激动。在其他示例中，处理模块可仅基于心室收缩的检测(例如，仅基于加速计数据和/或压力数据)来检测心室激动。在又一些其他示例中，处理模块可基于心室电活动和检测到的心室收缩两者(例如，FFRW和S1心音两者)的组合来检测心室激动。
处理模块可基于处理模块何时在心动周期期间检测到心室激动来控制刺激发生器何时递送起搏脉冲(即，心房起搏时序)。例如，处理模块可首先确定在心室激动事件和在检测到的心室激动事件之前的在先心房事件(例如，本征或起搏心房事件)之间的时间量。然后，处理模块可基于在心室激动时间和在先心房事件之间的确定的时间量来调度向心房递送起搏脉冲的时间。处理模块可然后控制信号发生器模块在调度时间处向心房递送起搏脉冲。在一些示例中，处理模块可被配置成如果处理模块在起搏脉冲被递送的调度时间之前感测到本征心房去极化，则禁止在调度时间处递送起搏脉冲。
处理模块可基于心室激动的检测以各种不同方式来控制心房起搏时序。其中处理模块控制心房起搏时序的方式可取决于心室激动相对于在该心室激动之前(例如，促成心室激动)的心房事件何时发生间。例如，其中处理模块控制心房起搏时序的方式可取决于相对于在FFRW之前的心房事件何时感测到FFRW。作为另一示例，其中处理模块控制心房起搏时序的方式可取决于相对于在导致感测的S1心音的收缩之前的心房事件何时感测到S1心音。
心房事件(起搏或感测的)和心脏事件后的随后的心室激动事件之间的时间量在本文中可通常被称为“A-VACT间隔”。因此，处理模块可基于A-VACT间隔的值来控制心房起搏时序。A-VACT间隔被示为图4中的135。在图4中，A-VACT间隔具有T1秒的值。在其中处理模块检测到FFRW的示例中，在心房事件和随后检测的FFRW之间的时间量在本文中可被称为“A-FF间隔”。在这些示例中，处理模块可基于A-FF间隔的值来控制心房起搏时序。图6-10示出了各种不同的A-FF间隔，A-FF间隔可取决于各种不同的心脏状况和/或由处理模块实现的起搏程序。
如上所述，处理模块可基于A-VACT间隔的长度来控制心房起搏时序。在一些示例中，A-VACT间隔可在多个心动周期上是大约相等的。在其他示例中，A-VACT间隔可在多个心动周期上变化。例如，对于两个连续心动周期，第二心动周期的A-VACT间隔可与第一心动周期的A-VACT间隔不同。在一些示例中，处理模块可基于与单个心动周期相关联的A-VACT间隔来控制在单个心动周期期间的心房起搏时序。在其他示例中，处理模块可基于已在多个在先的心动周期上发生的多个A-VACT间隔来控制心房起搏时序。
处理模块可取决于A-VACT间隔的持续时间以不同的方式来控制心房起搏时序。一般而言，A-VACT间隔可被表征为具有正常持续时间、短持续时间、或长持续时间。图4示出了响应于正常A-VACT间隔的心房设备的操作。图6-8B中示出了响应于正常A-FF间隔、短A-FF间隔、和长A-FF间隔的心房设备的操作。虽然图6-10示出了基于FFRW的检测的心房起搏时序，但图6-10的时序图可一般地适用于其中使用其他技术来检测心室激动的情形。例如，图6-10的时序图可类似于在其中处理模块基于S1心音来控制心房起搏时序的情况下的时序图。在一个示例中，示出使用S1心音而非FFRW的心房设备的操作的时序图可包括指示检测到S1心音的时间的S1标记，而不是指示检测到FFRW的时间的FF符号。因此，虽然示出了FFRW的检测的图6-10的时序图用于描述心房设备的操作，但当使用其他技术(诸如，使用S1心音)来检测心室激动时，本公开的心房设备可以与图6-10中所示的类似的方式进行操作。
一般而言，在心脏的正常AV传导期间，处理模块可控制刺激发生器以基线心房起搏速率(例如，60bpm)递送起搏脉冲，使得心房事件之间的间隔在多个心动周期上是大约相等的。心脏内正常AV传导可指的是其中在心房和心室之间存在正常电连续性的情形。在心脏内正常AV传导期间，A-VACT间隔可被表征为具有正常持续时间。当心脏以60心跳每分钟(bpm)起搏时A-VACT间隔的正常持续时间可以是约250-350ms。例如，在心房事件和心室激动之间的延时可以是约150ms，而从心室激动到(例如，经由FFRW的检测的)心室激动的检测的延时可以是约100ms。在一些示例中，从心室激动到由心房设备进行的心室激动的检测的延时可基于每个患者来表征。因此，在一些示例中，本文中所描述的正常、短、和长A-VACT间隔可基于每个患者来设置。
图4示出了基于在正常AV传导期间的检测到的心室激动(例如，FFRW或S1心音)的心房起搏时序。在图4中，A-VACT(例如，A-FF)间隔具有为T1的一致值，而在连续心房事件之间的间隔(即，A-A间隔)始终具有为T3的值。处理模块可将起搏脉冲设置成在心室激动的检测后一段时间发生。例如，在正常AV传导期间(例如，当A-VACT间隔是大约等于T1时)，处理模块可将起搏脉冲设置成在检测到心室激动之后T2秒发生。类似地，如图6所示，当处理模块基于FFRW的检测来控制心房起搏时序时，处理模块可将起搏脉冲设置成在检测到的FFRW之后约T2秒发生。
处理模块可控制在心室激动的检测和下一起搏脉冲的递送之间的时间的持续时间。例如，当处理模块检测到具有持续时间T1(即，正常AV间隔)的A-VACT间隔时，处理模块可将心房起搏脉冲设置成在检测到的VACT之后约T2秒的时间处发生。处理模块可基于基线心房起搏间隔值(例如，T3)和A-VACT间隔(例如，T1)的长度来确定值T2。在一些示例中，基线心房起搏间隔T3可以是存储在心房设备的存储器中的间隔，该间隔可随时间更新。基线心房起搏间隔可以是基线心房起搏速率(例如，60bpm)的倒数值。在其中A-VACT间隔具有为T1的正常持续时间的正常AV传导期间，处理模块可调度起搏脉冲，使得心房事件由基线心房起搏间隔分隔开。处理模块可基于各种因素(诸如，患者的活动水平)来随时间更新基线起搏速率(或间隔)。例如，处理模块可将在患者休息时的基线心房起搏速率设置在约60bpm，以及然后在处理模块确定(例如，基于来自活动传感器的信号)患者是活动时将基线心房起搏速率增加至大于60bpm的值。
在正常AV传导期间，处理模块可确定VACT–A间隔(即，T2)，因此，当起搏脉冲将被递送时，通过从基线心房起搏间隔(例如，T3)减去A-VACT间隔(例如，T1)来确定VACT–A间隔(即，T2)。例如，假设在心房事件(感测或起搏的)之后的T1秒检测到心室激动，处理模块可从基线心房起搏间隔T3减去T1的A-VACT间隔来确定值T2。处理模块可然后控制刺激发生器递送在心室激动的检测之后T2秒发生起搏脉冲。以这种方式，在多个心动周期上的正常AV传导期间，处理模块可控制刺激发生器递送起搏脉冲，使得在多个心动周期上维持基线心房起搏速率。
在心室激动和在心室激动之前的心房事件之间的时序可以各种方式偏离正常A-VACT间隔。在一些示例中，A-VACT间隔可被缩短(例如，A-FF间隔小于T1)。在一些示例中，A-VACT间隔(例如，A-FF间隔或A-S1间隔)可由于室性早搏(PVC)而被缩短。在其他示例中，A-VACT间隔可被延长(例如，A-FF间隔大于T1)。在一些示例中，A-VACT间隔(例如，A-FF间隔或A-S1间隔)可由于AV阻滞而被延长。
正常A-VACT间隔可被存储在存储器中。在一些示例中，正常A-VACT间隔或正常A-FF间隔在本文中可被称为“基线AV值”，由于在心脏内正常AV传导期间的正常A-VACT间隔或正常A-FF间隔可以是心房事件和心室激动之间的间隔的预期值。正常A-VACT间隔(即，基线AV值)可与存储器中的基线心房起搏间隔相关联。例如，当基线心房起搏间隔是1000ms(即，60bpm的心房率)时，正常A-VACT间隔可以是约250ms。在一些示例中，基线AV值可与基线心房起搏间隔一起更新。一般而言，在其中心房设备被配置成例如使用活动传感器检测患者的活动水平的示例中，在检测到的运动/休息的时段期间，基线AV值可被缩短/延长。
在一些示例中，当A-VACT间隔比正常A-VACT间隔短阈值量时间时，处理模块可确定A-VACT间隔是短A-VACT间隔。类似地，当检测到的A-VACT间隔比正常A-VACT间隔长阈值量时间时，处理模块可确定A-VACT间隔是长A-VACT间隔。
在其他示例中，心室激动可能在一些心动周期期间未被检测到。当处理模块例如，由于弱电信号或过多噪声，或由于AV阻滞已导致没有发生VACT而没有检测到FFRW时，可能未检测到A-VACT间隔。例如，当在心房事件之后阈值量时间内没有检测到心室激动时，处理模块可确定在心动周期期间没有检测到心室激动。在又一些其他示例中，处理模块可在单个心房事件之后在检测到另一心房事件之前检测到多个心室激动。在一些示例中，可由于PVC而在单个心房事件后检测到多个心室激动。
在下文中描述了在短A-VACT间隔、长A-VACT间隔、未检测到心室激动、和多个心室激动期间的心房设备的操作。关于图6-10详细描述了响应于短A-FF间隔、长A-FF间隔、未检测到FFRW、和多个FFRW基于FFRW的检测的心房起搏时序的描述。
在其中处理模块检测到短A-VACT间隔的示例中，假设随后的周期的A-VACT间隔恢复至T1的正常持续时间，则处理模块可维持正常VACT-A间隔(例如，T2)使得在随后的心动周期期间将维持VACT-VACT间隔。图7A示出其中处理模块在140处检测到缩短的A-FF间隔并且维持FF-A间隔从而维持FF-FF间隔。在图7A中，在缩短的A-FF间隔之后，A-FF间隔返回正常持续时间。维持VACT-VACT间隔可促进规律的VACT-VACT时序，该规律的VACT-VACT时序可导致心室率的平滑。在其中心室起搏设备(例如，图11-12的心室设备200)被植入到患者中的示例中，心室起搏设备可能不了解短A-VACT间隔。在这些示例中，具有维持VACT-VACT时序的心房设备起搏可有助于保持心房和心室设备同步。
在缩短的A-VACT间隔后维持VACT-A间隔可趋于减小心房事件之间的间隔的长度。换言之，在缩短的A-VACT间隔后维持VACT-A间隔可使患者的心房率增加至大于基线心房起搏速率的速率。在其中A-VACT间隔被缩短达多个心动周期的情况下，为了使患者的心率回到基线心房起搏速率，处理模块可使VACT-A间隔延长至大于T2的值。在一些示例中，处理模块可在具有缩短的A-VACT间隔的多个心动周期上使VACT-A间隔维持在T2秒的值处直到缩短的A-VACT间隔将可能持续这一情况变得明显。如果处理模块确定缩短的A-VACT间隔将可能持续，则处理模块可延长VACT-A间隔(例如，延长至大于T2的值)从而在随后的心动周期期间维持基线心房起搏间隔T3，使得患者的心率被维持在基线心房起搏速率处。在一些示例中，如果大于阈值数量的心动周期包括短A-VACT间隔，则处理模块可确定短A-VACT间隔是持续的。例如，如果大于阈值数量的连续A-VACT间隔是短的，则处理模块可确定短A-VACT间隔可持续。
在其中处理模块检测到长A-VACT间隔(例如，大于T1)的示例中，假设随后的心动周期的A-VACT间隔返回至正常A-VACT间隔长度，则处理模块可维持正常VACT-A间隔时序(例如，T2)使得将在随后的心动周期期间维持VACT-VACT间隔。在一些示例中，A-VACT间隔可在随后的心动周期中返回至正常长度，藉此维持患者的心室率。然而，在其他示例中，A-VACT间隔可能不返回至正常。而是，长A-VACT间隔可持续达多个心动周期。
在一些示例中，处理模块可在具有长A-VACT间隔的多个心动周期上维持正常VACT-A间隔直到长A-VACT间隔将可能持续这一情况变得明显。如果处理模块确定长A-VACT间隔可能持续，则处理模块可缩短VACT-A间隔(例如，缩短至小于T2的值)，以在随后的心动周期期间维持基线心房起搏间隔。在一些示例中，如果大于阈值数量的心动周期包括长A-VACT间隔，则处理模块可确定长A-VACT间隔将可能持续。例如，如果大于阈值数量的连续A-VACT间隔是长的，则处理模块可确定长A-VACT间隔情况可能持续。
在一些示例中，可能在心房事件之后未检测到心室激动。当处理模块在在心房事件之后的阈值量的时间内没有检测到心脏激动(例如，FFRW)时，处理模块可作出在该心房事件之后未检测到心室激动的确定。阈值量时间可以是其中在正常或长A-VACT间隔期间应当可能已检测到心室激动的时间量。例如，时间阈值量可被设置为例如在心房事件的约400ms内的大于预期的长A-VACT间隔的值。在其中处理模块确定已未检测到心室激动的示例中，处理模块可调度随后的心房起搏以维持基线心房起搏间隔。例如，当处理模块确定在最近的心房事件之后未检测到心室激动时，处理模块可将心房起搏设置成在最近检测到的心房事件之后T3秒发生。
在一些示例中，处理模块可在心房事件之后检测到多个心房激动。在这些示例中，处理模块可调节心房起搏时序以防止可造成患者症状的对关闭的AV瓣膜的起搏。例如，一旦在单个心房事件之后检测到多个心室激动，处理模块可延迟心房起搏，使得心房起搏在最近检测到的心室激动之后一段时间发生，从而使得在AV瓣膜被关闭的同时心房没有被起搏。
本公开的心房设备可作为独立的可植入设备进行操作。换言之，在一些示例中，心房设备可作为植入在心脏中的唯一的起搏设备进行操作。虽然心房设备可作为植入在心脏内的唯一的起搏设备进行操作，但在其他示例中，心房设备可与植入的无引线心室起搏设备(在下文中“心室设备”)一起进行操作。本公开的心室设备可被植入在心脏的心室中、感测心室去极化、并起搏心室。心房和心室设备的组合在本文中可被称为无引线起搏设备(例如，图11的无引线起搏系统202)。
在一些示例中，心房和心室设备可同时(例如，在相同植入手术期间)被植入到患者内。在其他示例中，可在稍后的时间植入心室设备。例如，患者可最初具有植入用于治疗病态窦房结综合征(例如，心动过缓)的心房设备，然后具有在患者出现AV阻滞后稍后时间植入的心室设备。在又一些其他示例中，可在心室设备已在早先的手术中被植入之后的某个时间植入本公开的心房设备。例如，如果在植入心室起搏设备后患者出现起搏器综合征，则可在心室设备之后植入心房设备。
当心室设备已被添加至患者的心脏以形成无引线起搏系统时，本公开的心房设备可在没有修改的情况下可靠地操作。换言之，本公开的心房设备可不要求修改(例如，重编程)以与随后植入的心室设备一起起作用。即使当心室设备被添加时心房设备仍可进行操作，因为心房设备基于所感测到的心室激动来控制心房起搏时序，无关于所感测到的心室激动的起源。例如，无论由心房设备检测到的心室激动是由于本征心室去极化还是由于通过心室设备的心室起搏引起，心房设备可以本文所描述的方式来控制起搏时序。因此，本发明的心房设备可在没有修改的情况下在各种不同的情况下起作用，例如，作为单独的设备或与另一设备一起被植入。
虽然，一旦植入心室设备，本公开的心房设备可能不要求附加的编程，但在一些示例中，心室设备可被编程以与心房设备一起起作用，以便提供更优的心脏起搏。换言之，在一些示例中，心室设备可被配置(例如，编程)成与心房设备一起进行操作，以保证无引线起搏系统以最佳水平执行。例如，如本文中所描述的，心室设备可被编程以使得心室设备在其中(例如，在AV阻滞期间)心房去极化没有促成心室去极化的情况下以后备速率(例如，小于心房起搏速率)起搏。在该示例中，当心室设备例如由于心脏中的AV阻滞而在一段时间内没有检测到本征心室去极化时，心室设备可起搏心室。在下文中参照图11-12描述了心房和心室设备的操作。
虽然处理模块可基于心室激动相对于在心室激动之前的心房事件何时发生来控制心房起搏时序，但在一些示例中，处理模块可基于其他测得的间隔来控制心房起搏时序。例如，处理模块可基于在第一心动周期期间的第一心室激动事件和在第一心动周期之后发生的第二心动周期期间的第二心室激动之间的时间量来控制心房起搏时序。两个连续VACT事件(即，第一和第二心室激动事件)之间的时间量在本文中可通常被称为“VACT-VACT间隔”。在该示例中，处理模块可首先确定在第一和第二心室激动事件之间的时间量，然后基于在第一和第二心室激动事件之间的时间量来调度心房起搏。虽然处理模块可基于A-VACT和VACT-VACT间隔来控制心房起搏时序，但可以构想，处理模块可附加地或替代地基于其他测得的间隔(诸如，A-A间隔)来控制心房起搏时序。
处理模块可基于VACT-VACT间隔的长度以各种不同的方式控制心房起搏时序。在其中处理模块检测FFRW的示例中，在两个连续心室激动事件之间的时间量在本文中可被称为“FF-FF间隔”。在这些示例中，处理模块可基于FF-FF间隔的值来控制心房起搏时序。在其中处理模块检测S1心音的示例中，在两个连续心室激动事件之间的时间量在本文中可被称为“S1-S1间隔”。在这些示例中，处理模块可基于S1-S1间隔的值来控制心房起搏时序。
处理模块可取决于VACT-VACT间隔的持续时间以不同方式来控制心房起搏时序。VACT-VACT间隔可被表征为具有正常持续时间、短持续时间、或长持续时间。在心脏内正常AV传导期间，VACT-VACT间隔可被表征为具有正常持续时间。正常VACT-VACT间隔可被存储在存储器中。在心脏内正常AV传导期间，正常VACT-VACT间隔可以是在两个连续心室激动事件之间的间隔的预期值。在正常AV传导期间的VACT-VACT间隔的持续时间在本文中可被称为“基线心室间隔值”。当心脏正以60bpm起搏时，VACT-VACT间隔(即，基线心室间隔值)的正常持续时间可以是约1000ms。图4示出了基于在正常AV传导期间的检测到的心室激动(例如，FFRW或S1心音)的心房起搏时序。在图4中，VACT-VACT(例如，FF-FF)间隔具有为T4的一致值。在正常AV传导期间，当VACT-VACT间隔具有正常持续时间时，处理模块可调度心房起搏以在第二检测到的VACT事件之后T2秒发生。
在连续心室激动事件之间的时序可偏离正常VACT-VACT间隔。在一些示例中，VACT-VACT间隔可被缩短(例如，FF-FF间隔小于T4)。在一些示例中，VACT-VACT间隔可由于PVC而缩短。在一些示例中，当VACT-VACT间隔比正常VACT-VACT间隔短阈值量时间时，处理模块可确定VACT-VACT间隔是短VACT-VACT间隔。在其他示例中，VACT-VACT间隔可例如由于AV阻滞而延长。当检测到的VACT-VACT间隔比正常VACT-VACT间隔长阈值量时间时，处理模块可确定VACT-VACT间隔是长VACT-VACT间隔。本文中描述了在正常VACT-VACT间隔间隔、短VACT-VACT间隔、和长VACT-VACT间隔期间的心房设备的操作。
图1示出可被配置为用于植入在患者102(图3)中的无引线心房起搏器设备100(在下文中“心房设备100”)。例如，心房设备100可被配置为用于植入在患者102的右心房104内。心房设备100可被配置成监测心脏106的电活动和/或向心脏106提供电治疗。
心房设备100包括壳体108、固定尖齿110-1、110-2、110-3、110-4(合称为“固定尖齿110”)、和电极112-1、112-2。在一些示例中，壳体108可具有丸状圆柱形形状因子。固定尖齿110被配置成将心房设备100连接(例如，锚固)至心脏106。固定尖齿110可由诸如镍钛诺之类的形状记忆材料制造。在一些示例中，固定尖齿110可在心脏106的腔室之一内将心房设备100连接至心脏106。例如，如本文中关于图3和图11所示出和描述的，固定尖齿110可被配置成在右心室104内将心房设备100锚固至心脏106。虽然心房设备100包括被配置成将心房设备100锚固至右心室内的心脏组织的多个固定尖齿110，但可以构想，可使用其他类型的固定机构将根据本公开的无引线设备固定至患者心脏的其他腔室内的心脏组织。
心房设备100可包括用于感测心脏106的电活动和/或向心脏106递送电刺激的一个或多个电极112。心房设备100包括两个电极112，但在其他示例中，在心房设备上可包括多于两个电极。电极112-1可被称为“尖端电极112-1”。电极112-2可被称为“环形电极112-2”。固定尖齿110可将心房设备100锚固至心脏组织使得尖端电极112-1维持与该心脏组织接触。环形电极112-2可位于壳体108上。例如，环形电极112-2可以是环绕在壳体108周围的圆柱形电极。虽然环形电极112-2被示为环绕在壳体108周围的圆柱形电极，但环形电极112-2可包括其他几何形状。在一些实施例中，壳体108可由导电材料形成。在这些示例中，壳体108可充当心房设备100的电极。
壳体108容纳心房设备100的电子组件。电子组件可包括实现能够产生归因于本文中所描述的心房设备100的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路组件。例如，壳体108可容纳经由电极112感测电活动和/或经由电极112递送电刺激的电子组件。此外，壳体108还可包括存储器，该存储器包括当由容纳在壳体108内的一个或多个处理电路执行时使心房设备100执行归因于本文中的心房设备100的各种功能的指令。壳体108还可容纳感测患者102的生理状况的传感器，诸如，加速计和/压力传感器。
在一些示例中，壳体108可容纳使无引线设备100能够与其他电子设备(诸如编程器114或其他外部患者监测器)通信的通信模块。在一些示例中，壳体108可容纳用于无线通信的天线。壳体108还可包括电源，诸如电池。在下文中进一步描述包括在壳体内的电子组件。
图2示出配置为用于植入在心房104(图3)内的示例心房设备100的功能框图。图3示出治疗系统，该治疗系统包括心房设备100和可用于编程心房设备100并从心房设备100取回数据的编程器114。心房设备100包括处理模块120、存储器122、信号发生器模块124、电感测模块126、通信模块128、传感器130、和电源132。电源132可以包括电池，例如，可再充电或不可再充电的电池。
包括在心房设备100和心室设备200(图11-12)中的模块表示可包括在本公开的心房设备100和心室设备200中的功能。本公开的模块可包括任何分立的和/或集成的电子电路组件，其实现了能产生属于本文的模块的功能的模拟和/或数字电路。例如，这些模块可包括模拟电路，如放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。这些模块也可以包括数字电路，例如，组合的或顺序的逻辑电路、存储器设备等。存储器可包括任何易失性、非易失性、磁或电介质，例如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存、或任何其它存储器设备。此外，存储器可以包括指令，在被一个或多个处理电路执行时，这些指令使这些模块执行属于本文的模块的各种功能。
属于本文的模块的功能可具体实施为一个或多个处理器、硬件、固件、软件、或其任何组合。将不同的特征描绘为模块旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示这些模块必须通过单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块相关联的功能可由单独的硬件或软件组件执行，或者集成在共同或单独的硬件或软件组件内。
处理模块120可以与存储器122进行通信。存储器122可包括计算机可读指令，在处理模块120执行这些指令时，使处理模块120执行归因于本文的处理模块120的各种功能。存储器122可以包括任何易失性、非易失性、磁的或电的介质，比如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存、或任何其它数字介质。例如，存储器122可包括起搏指令和值，诸如，基线心房起搏速率、基线心房起搏间隔和基线AV间隔。可通过编程器114(图3)来更新起搏指令和值。包括在存储器122中的起搏指令可使心房设备100如本文中关于图4-10所描述地进行操作
处理模块120可以与信号发生器模块124和电感测模块126进行通信。信号发生器模块124和电感测模块126电耦合至电极112。电感测模块126被配置成监测来自电极112的信号以监测心脏106的电活动。信号发生器模块124被配置成经由电极112向心房104递送电刺激。
处理模块120可控制信号发生器模块124生成并经由电极112向心房104递送电刺激。电刺激可包括起搏脉冲。在一些示例中，电刺激还可包括抗心动过速起搏(ATP)治疗。处理模块120可控制信号发生器模块124根据包括可存储在存储器122中的起搏指令和值的一个或多个心房治疗程序来递送电刺激治疗。
电感测模块126可包括获取电信号的电路。由电感测模块126获取的电信号可包括本征心脏电活动，诸如，本征心房和/或本征心室心脏电活动。电感测模块126可过滤、放大、和数字化所获取的电信号以生成原始数字数据。处理模块120可接收由电感测模块126生成的数字化数据。在一些示例中，处理模块120可对原始数据执行各种数字信号处理操作，诸如数字滤波。
处理模块120可基于从电感测模块126接收的数据来感测心脏事件。例如，处理模块120可基于从电感测模块126接收的数据来感测心房事件。在一些示例中，处理模块120可基于从电感测模块126接收的数据来感测心室激动。例如，处理模块120可基于从电感测模块126接收的数据来检测指示心室激动的FFRW。
传感器130可包括各种不同的传感器中的至少一个。例如，传感器130可包括压力传感器和加速计中的至少一个。传感器130可生成指示患者102的活动水平、血液动力学压力、和心音中的至少一个的信号。例如，处理模块120可基于由传感器130生成的信号来检测患者102的活动水平、血液动力学压力、和心音。
通信模块128可包括用于与另一设备(诸如，编程器114或患者监测器)通信的任何合适的硬件(例如，天线)、固件、软件或它们的任何组合。在处理模块120的控制下，通信模块128可借助于包括在通信模块138中的天线从其他设备接收下行遥测和将上行遥测发送至其他设备，其他设备诸如编程器114(图3)或患者监测器。如本文中所描述的，在心房设备100和心室设备200之间没有建立通信链路的情况下，无引线起搏系统(例如，图11的无引线起搏系统202)可基于所感测到的心脏电和/或机械活动来协调心脏106的起搏。因此，通信模块128不被要求包括在心房设备100和心室设备200之间提供通信的功能。
编程器114可以是手持计算设备、台式计算设备、联网的计算设备等。编程器114可包括计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质具有使编程器114的处理器提供归因于本公开中的编程器114的功能的指令。心房设备100和心室设备200可与编程器114无线通信。例如，心房设备100和心室设备200(图11)可将数据传送至编程器114并可从编程器114接收数据。编程器114还可对心房设备100和心室设备200无线编程和/或无线充电。
使用编程器114从心房设备100和心室设备200取回的数据可包括由心房设备100和心室设备200存储的指示心脏106的电活动的心脏EGM和标记通道数据，该标记通道数据指示与心房设备100和心室设备100相关联的感测、诊断、和治疗事件的发生和时序。使用编程器114传送至心房设备100和心室设备200的数据可包括，例如，设备100、200的使设备100、200如本文所描述的进行操作的操作程序。
处理模块120可基于心室激动事件的检测以各种不同的方式来控制心房起搏时序。其中处理模块120控制心房起搏时序的方式可取决于心室激动事件相对于在心室激动事件之前的心房事件何时发生。换言之，其中处理模块120控制心房起搏时序的方式可取决于相对于在检测到的FFRW或检测到的S1心音之前的心房事件，处理模块何时检测到该FFRW或S1心音。
图4-10示出其中处理模块120可基于在心动周期期间何时检测到心室激动来控制心房起搏时序的示例方式。图4和图6-10包括标记为“A”的标记(例如，图6中的线134)。为了解释的目的，除非另有说明，可假设标记“A”指示递送至心房104的心房起搏。
图4包括标记为VACT的标记(例如，虚线136)。标记VACT指示处理模块120何时检测到心室激动事件。如本文所描述的，处理模块120可基于FFRW和/或S1心音来检测心室激动。图6-10包括标记为“FF”的标记(例如，图6中的线138)。标记FF指示处理模块120何时检测到FFRW。
图4和图6示出在正常AV传导期间的心房起搏时序。图4示出了基于心室激动的检测来控制心房起搏的一般概念。图6示出其中处理模块120通过检测FFRW来检测心室激动的示例。在图6的示例中，处理模块120基于在心动周期期间何时检测到FFRW来控制心房起搏时序。还关于图7-10描述和示出了基于FFRW的检测的心房起搏时序。虽然本文中关于图6-10描述了FFRW的检测和基于FFRW的检测对心房起搏时序的控制，但处理模块120还可基于S1心音的检测来控制心房起搏时序。在其中处理模块120基于S1心音来控制心房起搏时序的示例中，时序图可类似于图6-10，除了将用指示何时检测到S1心音的S1心音标记来取代FF标记之外。
图4示出基于在正常AV传导期间的心室激动的检测的心房起搏时序。在正常传导时序期间的A-VACT间隔可具有T1秒的值。处理模块120可基于A-VACT间隔的值(即，T1)来控制心房起搏时序。如所示的，处理模块120可将随后的起搏脉冲设置成在正常AV传导期间检测到心室激动之后T2秒发生。
在正常AV传导期间，A-VACT间隔可被表征为具有正常持续时间。换言之，T1可表示在正常AV传导期间的在心房事件和心室激动之间的正常量时间。处理模块120可控制刺激发生器模块124以基线心房起搏速率(例如，60bpm)递送起搏脉冲，使得在心房事件之间的间隔约等于基线心房起搏间隔。如本文中所描述的，基线心房起搏速率(即，基线心房起搏间隔的倒数)可以是基于各种不同因素中的一个或多个(诸如，患者102的活动水平)由心房设备100维持的值。关于图4-10，基线心房起搏间隔可以是约T3秒。
在其中处理模块120确定A-VACT间隔是正常的(例如，约等于T1)的示例中，处理模块120可调度下一起搏以在检测到的心室激动之后约T2秒发生。处理模块120可基于基线心房起搏间隔和A-VACT间隔的大小来确定T2的值。在其中处理模块120确定A-VACT间隔具有正常持续时间(例如，约T1)的示例中，处理模块120可将下一起搏脉冲设置成在维持基线心房起搏间隔的时间处发生。换言之，当处理模块120确定A-VACT间隔约等于T1时，处理模块120可将下一起搏脉冲设置成在检测到心室激动之后约T2秒发生。间隔T1和T2之和可以是约T3。以这种方式，在多个心动周期上的正常AV传导期间，处理模块120可控制刺激发生器模块124递送起搏脉冲，使得在多个心动周期上维持基线心房起搏速率。
处理模块120可取决于A-VACT间隔的持续时间以不同方式控制心房起搏时序。虽然在以上其中A-VACT具有正常持续时间T1的示例中描述了处理模块120的操作，但A-VACT可具有短持续时间(例如，小于T1)或长持续时间(例如，大于T1)。处理模块120可基于检测到哪一个A-VACT持续时间不同地控制心房起搏时序。
图5是示出了用于控制心房起搏时序的示例方法的流程图。可以假设，恰好在心房事件(起搏或感测的)之前发生图5的方法的开始。首先，在框(300)中发生心房事件。在一些示例中，心房事件可以是在处理模块120的控制下由刺激发生器模块124发起的起搏心房事件。在其他示例中，在框(300)中发生的心房事件可以是由处理模块120例如经由感测模块122检测到的本征心房事件。框(300)的心房事件在心室激动事件之前(例如，促成心室激动事件)。在框(302)中，处理模块120可检测心室激动事件。在一些示例中，在框(302)中，处理模块120可基于FFRW的检测来检测心室激动事件。在一些示例中，在框(302)中，处理模块120可基于S1心音的检测来检测心室激动事件。
处理模块120可然后确定A-VACT间隔的长度(304)。在其中处理模块120基于FFRW的检测来检测心室激动的示例中，在框(300)的心房事件和在框(302)中检测到的FFRW之间的时间间隔可被称为A-FF间隔。在其中处理模块120基于S1心音的检测来检测心室激动的示例中，在框(300)的心房事件和在框(302)中检测到的S1心音之间的时间间隔可被称为A-S1间隔。
处理模块120可然后基于A-VACT间隔的长度来确定何时递送(即，调度)起搏脉冲。换言之，处理模块120可基于A-VACT间隔的长度来确定VACT-A间隔。一般而言，A-VACT间隔的长度可被表征为正常、短、或长。处理模块120可基于检测到哪些A-VACT间隔来确定何时递送起搏脉冲。如上所述，当AV传导是正常的(例如，A-VACT间隔是约T1)时，处理模块120可将下一起搏脉冲设置成在检测到的心室激动事件之后T2秒发生，使得心房事件之间的间隔约等于基线心房起搏间隔T3。
在一些示例中，A-VACT间隔可能不约等于T1，但反而，A-VACT间隔可能比T1短或比T1长。在其中处理模块120确定A-VACT间隔比T1长(例如，阈值量时间)的示例中，处理模块120可将A-VACT间隔标识为长A-VACT间隔。在其中处理模块120标识A-VACT间隔是长间隔的示例中，处理模块120可以与以上在其中A-VACT间隔是正常间隔的情形下所描述的不同的方式控制心房起搏时序。在本文中关于图8A-8B描述了当检测到长间隔时对心房起搏时序的示例控制。
在其中处理模块120确定A-VACT间隔比T1短(例如，达阈值量时间)的示例中，处理模块120可将A-VACT间隔标识为短A-VACT间隔。在其中处理模块120将A-VACT间隔标识为短间隔的示例中，处理模块120可以与以上在其中A-VACT间隔是正常间隔的情形下所描述的不同的方式控制起搏时序。在本文中关于图7A-7B描述了当检测到短间隔时对心房起搏时序的示例控制。
在调度起搏脉冲后，处理模块120可控制刺激发生器模块124在调度时间处递送起搏脉冲(308)。在一些示例中，当在调度的起搏时间之前检测到本征心房事件时，处理模块120可禁止起搏。虽然在调度的起搏时间之前检测到本征心房事件时，处理模块120可禁止起搏，但在图4和图6-10中没有示出对于起搏的这种禁止。替代地，图4和图6-10示出了在每个心动周期期间的起搏脉冲的递送，以示出如何基于在心动周期期间何时检测到心室激动来调度心房起搏时序。
如上所述，心室激动可指的是心室心脏组织的电去极化和心室心脏组织的随后机械收缩。在一个示例中，处理模块120可通过检测FFRW来检测心室激动。换言之，FFRW的检测是检测心室激动的一个示例。类似地，处理模块120可通过检测S1心音来检测心室激动。心房设备100在下文中被描述为检测FFRW并基于FFRW的检测来控制心房起搏时序。虽然图6-10描述了基于FFRW的检测的心房起搏时序，但可以构想，心房设备100可基于S1心音以类似的方式控制心房起搏时序。例如，S1心音的检测通常可替代图6-10中的FFRW的检测。
图6显示了当AV传导是正常时基于FFRW的检测的心房起搏时序。在正常AV传导期间，处理模块120可以与以上关于图4-5所描述的类似的方式控制起搏时序。例如，在正常AV传导期间，A-FF间隔可以是约T1，并且处理模块120可将FF-A间隔设置成等于约T2，使得心房事件之间的间隔可约等于基线心房起搏间隔T3。在一些示例中，正常AV传导可持续一段时间。当AV传导持续时，处理模块120可继续根据图6控制心房起搏时序。
虽然图6的正常A-FF间隔可持续一段时间，但在一些示例中，A-FF间隔的持续时间可偏离正常A-FF间隔T1。在一些示例中，处理模块120可检测到短A-FF间隔。一般而言，短A-FF间隔可以是比正常A-FF间隔短达例如阈值量时间的间隔。当A-FF间隔小于正常A-FF间隔阈值量时间时，处理模块120可将A-FF间隔标识为短间隔。
当处理模块检测到短A-FF间隔时，处理模块120可以各种不同的方式控制心房起搏时序。在一些示例中，处理模块120可控制心房起搏时序以维持正常FF-FF间隔(即，正常V-V间隔)。在图7A中示出了对心房起搏时序的控制以维持正常FF-FF间隔。在其他示例中，处理模块120可控制心房起搏时序以维持正常A-A间隔(例如，基线心房起搏间隔)。在图7B中示出了对心房起搏时序的控制以维持正常A-A间隔。
图7A-7B示出了响应于检测到的短A-FF间隔的处理模块120的两种不同响应。图7A示出其中维持正常心房起搏时序直到处理模块120在140处检测到短A-FF间隔的情形。在图7A中，响应于A-FF间隔是短A-FF间隔的确定，处理模块120调度起搏脉冲以在FFRW的检测后约T2秒发生。换言之，处理模块120设置发生随后的起搏脉冲，使得获得正常FF-A间隔(即，T2)。通过将起搏脉冲设置成在检测到的FFRW之后约T2秒发生，假设随后的A-FF间隔返回至正常(即，T1)，则处理模块120可维持正常FF-FF间隔(即，V-V间隔)。在图7A中，在包括缩短的A-FF间隔的单个心动周期之后，在142处返回正常A-FF间隔T1。因此，在图7A的示例中，在包括短A-FF间隔的心动周期之后的心动周期期间，FF-FF间隔144返回至正常(即，约T4)。
如在146处所指示的，由于正常FF-A间隔(T2)和缩短的A-FF间隔140之和小于T3，因此根据图7A的起搏引起A-A间隔缩短(例如，缩短至小于T3的值)。然后，可以断定，根据图7A的策略的达一段延长的时间(即，多个心动周期)的起搏可导致心房起搏速率增加至大于期望的基线心房起搏速率的速率。图7B示出在其中缩短的A-FF间隔持续达一段延长的时间的情形下对心房起搏时序的控制以将A-A间隔维持在基线心房起搏间隔。
图7B示出其中维持正常心房起搏时序直到处理模块120在148处检测到短A-FF间隔的情形。在图7B中，在148处检测到第一短A-FF间隔之后，缩短的A-FF间隔持续达多个心动周期。在图7B中，处理模块120控制心房起搏时序以维持具有T3持续时间的正常A-A间隔。处理模块120通过将FF-A间隔延长至如在150处所指示的大于T2的正常FF-A间隔的值来维持正常A-A间隔。换言之，一旦检测到短A-FF间隔，处理模块120可将FF-A间隔延长至大于正常FF-A值的值，以将A-A间隔维持在T3的正常持续时间。为了将A-A间隔维持在T3的正常持续时间，处理模块120可确定缩短的A-FF间隔148比正常间隔T1短多少，然后将正常和缩短的A-FF间隔之间的差异加上正常FF-A间隔T2。
如上所述，在一些示例中，短A-FF间隔可以是暂时的，因为仅发生一个或多个短A-FF间隔。然而，在其他示例中，短A-FF间隔可持续达一段时间。在一些示例中，处理模块120可被配置成在最初的短A-FF间隔是暂时的最初的假设下控制心房起搏时序。例如，处理模块120可被配置成通过以图7A中所描述的方式控制心房起搏时序来首先响应于缩短的A-FF间隔。处理模块120可被进一步配置成使得如果短A-FF间隔持续，则处理模块120可如关于图7B所描述地控制心房起搏时序以维持正常A-A间隔。在该示例中，一旦检测到阈值数量的短A-FF间隔，处理模块120可从根据图7A控制心房起搏过渡至根据图7B控制心房起搏。以这种方式，处理模块120可首先控制起搏以维持FF-FF间隔，但当短A-FF间隔是长期情况时然后控制起搏以将心房起搏速率维持在基线心房起搏速率。一旦测到正常A-FF间隔T1，处理模块120可返回至根据图6起搏。
现参照图8A-8B，在一些示例中，处理模块120可检测到长A-FF间隔。一般而言，长A-FF间隔可以是比正常A-FF间隔长例如阈值量的时间的间隔。当A-FF间隔大于正常A-FF间隔阈值量时间时，处理模块120可将A-FF间隔标识为长A-FF间隔。
当处理模块120检测到长A-FF间隔时，处理模块120可以各种不同的方式控制心房起搏时序。在一些示例中，处理模块120可控制心房起搏时序以维持正常FF-FF间隔(即，正常V-V间隔)。图8A示出了在检测到长A-FF间隔之后对心房起搏时序的控制以维持正常FF-FF间隔。在其他示例中，处理模块120可控制心房起搏时序以维持正常A-A间隔。图8B示出了在检测到长A-FF间隔之后对心房起搏时序的控制以维持正常A-A间隔。
图8A-8B示出了响应于长A-FF间隔的检测的处理模块120的两种不同响应。图8A示出其中维持正常心房起搏时序直到处理模块120在152处检测到长A-FF间隔的情形。在图8A中，响应于在152处确定A-FF间隔是长A-FF间隔，处理模块120调度起搏脉冲以在FFRW的检测之后约T2秒发生。换言之，处理模块120设置发生随后的起搏脉冲，使得获得正常FF-A间隔(即，T2)。通过将起搏脉冲设置成在检测到的FFRW之后约T2秒发生，假设随后的A-FF间隔恢复至正常(即，T1)，则处理模块120可在下一心动周期中维持正常FF-FF间隔。在图8A中，在包括长A-FF间隔的单个心动周期之后，在154处返回正常A-FF间隔T1。因此，如在图8A的示例中的156处所示，在包括长A-FF间隔的心动周期之后的心动周期期间，FF-FF间隔返回至正常(即，约T4)。
如在158处所指示的，根据图8A的起搏引起A-A间隔延长(例如，延长至大于T3的值)，因为延长的FF-A间隔和正常FF-A间隔(T2)之和大于T3。然后可以断定，根据图8A的策略的起搏可导致心房起搏速率降低达至少单个心动周期。图8B示出在其中长A-FF间隔持续达一段延长的时间的情形下对心房起搏时序的控制以将A-A间隔维持在基线心房起搏间隔。
图8B显示了其中维持正常心房起搏时序直到处理模块120在160处检测到长A-FF间隔的情形。在图8B中，在160处检测到第一长A-FF间隔之后，长A-FF间隔持续达多个心动周期。在图8B中，处理模块120控制心房起搏时序以维持具有为T3持续时间的正常A-A间隔。处理模块120通过将FF-A间隔缩短至如在162处所示的小于T2的正常FF-A间隔的值来维持正常A-A间隔。换言之，一旦检测到长A-FF间隔，处理模块120可将FF-A间隔缩短至小于正常FF-A值的值，以将A-A间隔维持在T3的正常持续时间。为了将A-A间隔维持在T3正常持续时间，处理模块120可确定长A-FF间隔162比正常间隔T1长多少，然后从正常FF-A间隔T2减去正常和长A-FF间隔之间的差异。
如上所述，在一些示例中，长A-FF间隔可以是暂时的，使得仅发生一个或多个连续长A-FF间隔。然而，在其他示例中，长A-FF间隔可持续达一段时间。在一些示例中，处理模块120可被配置成在最初的长A-FF间隔是暂时的最初的假设下控制心房起搏时序。例如，处理模块120可被配置成通过以图8A中所描述的方式控制心房起搏时序来首先响应于长A-FF间隔。处理模块120可被进一步配置成使得如果长A-FF间隔持续，则处理模块120可如关于图8B所描述的控制心房起搏时序以维持正常A-A间隔。在该示例中，一旦检测到阈值数量的长A-FF间隔，处理模块120可从根据图8A控制心房起搏过渡至根据图8B控制心房起搏。以这种方式，处理模块120可首先控制起搏以维持FF-FF间隔，但当长A-FF间隔是长期情况时然后控制起搏以将心房起搏速率维持在基线心房起搏速率处或附近。一旦在一个或多个长A-FF间隔的检测后检测到正常A-FF间隔(即，T1)，处理模块120可返回至根据图6的起搏。
处理模块120可根据图8A-8B受到一些约束地控制心房起搏时序。例如，处理模块120可被配置成将A-A起搏间隔维持在小于最大A-A间隔(即，最小心房起搏速率)的值。因此，在一些示例中，处理模块120可被配置成设置起搏脉冲使得A-A间隔小于最大A-A间隔。在一些示例中，最小心房起搏速率(最大A-A间隔)可被存储在存储器122中。
图9示出如164处所示的FFRW未被处理模块120检测到或由于AV阻滞没有发生的情况下的示例心房起搏时序。当在心房事件之后没有检测到FFRW时，处理模块120可被配置成以基线心房起搏速率来起搏。处理模块120可基于自心房事件之后已经过的时间量来确定在该心房事件之后是否缺少FFRW。例如，如果在心房事件之后已经过阈值量的时间而没有检测到FFRW，则处理模块120可确定在心动周期期间未检测到FFRW。因此，如果处理模块120在阈值量的时间内(例如，400ms内)没有检测到FFRW事件，则处理模块120可调度起搏脉冲以在最近检测到的心房事件之后T3秒发生。
图10示出在处理模块120在心房事件之后检测到多个FFRW的情况下的示例心房起搏时序。在该示例中，处理模块120可检测到第一FFRW 166-1并基于第一检测到的FFRW 166-1来调度心房起搏时序。例如，处理模块120可基于在168处的A-FF间隔的长度来调度起搏脉冲发生。在一些示例中，如以上关于图7A-8B所描述的，处理模块120可基于A-FF间隔是正常、短、还是长来设置起搏脉冲。通过虚线170示出了基于在168处的A-FF间隔所调度的起搏脉冲。在其中处理模块120基于第一检测到的FFRW调度起搏脉冲、但在调度的起搏脉冲的递送之前检测到第二FFRW 166-2的情况下，处理模块120可确定检测到多个FFRW。
一旦检测到多个FFRW，处理模块120可控制起搏时序以防止起搏，使得针对关闭的AV瓣膜发生心房收缩。例如，一旦在单个心房事件之后检测到多个FFRW，处理模块120可使心房起搏延迟一段时间以防止针对关闭的瓣膜起搏心房。在一些示例中，处理模块120可在最近检测到的FFRW之后使心房起搏延迟达T2秒。在其中在最近检测到的FFRW之后T2秒起搏将使心房起搏速率下降到最小心房起搏速率以下的示例中，处理模块120可起搏心房使得不违反最小心房起搏速率。
关于图10，处理模块120可在166-1处检测到第一FFRW。在图10的示例中，A-FF间隔约等于T1。因此，如上所述，处理模块120可将最初的起搏脉冲设置成在第一FFRW 166-1之后约T2秒发生。最初调度的起搏脉冲被示为虚线170。在递送最初调度的起搏脉冲170之前，处理模块120检测到第二FFRW 166-2。一旦检测到第二FFRW 166-2，处理模块120可更新起搏脉冲被递送的时间。例如，处理模块120可更新起搏脉冲以在第二FFRW 166-2之后一段时间发生，此举将可能防止在瓣膜关闭的同时起搏心房。
图11显示示例无引线起搏器设备202。无引线起搏系统202包括心房设备100和无引线心室起搏器设备200(在下文中“心室设备200”)。心室设备200可被配置成起搏心室、感测本征心室去极化、并响应于检测到的心室去极化来禁止心室起搏。心室设备200的结构可类似于心房设备100的结构。例如，心室设备200可具有类似于心房设备100(图1)的壳体108、固定尖齿110、和电极112的壳体、固定尖齿、和电极。
心室设备200的固定尖齿被配置成将心室设备200连接(例如，锚固)至心脏106。例如，心室设备200的固定尖齿可被配置成将心室设备200锚固在右或左心室内。如本文中关于图11所示和所描述的，心室设备200可被植入在右心室206内。
心室设备200可包括用于感测心脏106的电活动和/或向心脏106递送电刺激的两个或多个电极(例如，图12的电极222-1、222-2)。心室设备200可包括类似于心房设备100(图1)的尖端电极112-1和环形电极112-2的尖端电极和环形电极。心室设备200的固定尖齿可将心室设备200锚固至心脏组织，使得心室设备200的尖端电极维持与该心脏组织接触。
心室设备200可包括类似于心房设备100的壳体108的壳体。心室设备200的壳体容纳心室设备200的组件。电子组件可包括实现能够产生归因于本文中所描述的心室设备200的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路组件。例如，心室设备的壳体可容纳经由心室设备200的电极感测电活动和/或经由心室设备200的电极递送电刺激的电子组件。心室设备的壳体还可包括存储器，该存储器包括当由容纳在心室设备200的壳体内的一个或多个处理电路执行时，使心室设备200执行归因于本文中的心室设备200的各种功能的指令。心室设备200还可包括感测患者102的生理状况的传感器，诸如，加速计和/压力传感器。
在一些示例中，心室设备200可包括使心室设备200能够与其他电子设备(诸如，编程器114)通信的通信模块。在一些示例中，心室设备200可包括用于与其他设备无线通信的天线。心室设备200还可包括电源，诸如电池。
图12示出配置为用于植入在心室206内的示例心室设备200的功能框图。心室设备200包括处理模块208、存储器210、信号发生器模块212、电感测模块214、通信模块216、传感器218、和电源220。电源220可以包括电池，例如，可再充电或不可再充电的电池。
处理模块208可以与存储器210进行通信。存储器210可以包括计算机可读指令，在处理模块208执行这些指令时，使处理模块208执行归因于本文的处理模块208的各种功能。存储器210可以包括任何易失性、非易失性、磁的或电的介质，比如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存、或任何其它数字介质。例如，存储器210可包括可通过编程器114更新的心室起搏指令和值，诸如，心室起搏速率。包括在存储器114中的心室起搏指令可使心室设备200如本文所描述的进行操作。
处理模块208可以与信号发生器模块212和电感测模块214进行通信。信号发生器模块212和电感测模块214电耦合至电极222-1、222-2(合称为“电极222”)。电感测模块214被配置成监测来自电极222的信号以监测心脏106的电活动。信号发生器模块212被配置成经由电极222向心脏106递送电刺激。处理模块208可控制信号发生器模块212生成并经由电极222向心室206递送电刺激。电刺激可包括起搏脉冲。处理模块208可控制信号发生器模块136根据定义心室起搏速率的一个或多个心室治疗程序来递送电刺激治疗。心室治疗程序可被存储在存储器210中。
电感测模块214可包括获取电信号的电路。由电感测模块214获取的电信号可包括本征心脏电活动，诸如本征心室去极化。电感测模块214可过滤、放大、和数字化所获取的电信号以生成原始数字数据。处理模块208可接收由电感测模块214生成的数字化数据。在一些示例中，处理模块208可对原始数据执行各种数字信号处理操作，诸如数字滤波。处理模块208可基于从电感测模块214接收的数据来感测心室事件(例如，本征心室去极化)。
传感器218可包括各种不同的传感器中的至少一个。例如，传感器218可包括压力传感器和加速计中的至少一个。传感器218可生成指示患者102的活动水平的信号。处理模块208可基于由传感器218生成的信号来检测患者102的活动水平。
通信模块216可包括用于与另一设备(诸如，编程器114或患者监测器)通信的任何合适的硬件(例如，天线)、固件、软件或它们的任何组合。在处理模块208的控制下，通信模块216可借助于包括在通信模块216中的天线从其他设备接收下行遥测和将上行遥测发送至其他设备，其他设备诸如编程器114或患者监测器。如本文中所描述的，在在心房设备100和心室设备200之间没有建立通信链路的情况下，无引线起搏系统(例如，图11的无引线起搏系统202)可基于所感测到的心脏电和/或机械活动来协调心脏106的起搏。因此，通信模块216不被要求包括提供用于在心房设备100和心室设备200之间的通信的功能。
心室设备200可与编程器114无线通信。例如，心室设备200可将数据传送至编程器114并可从编程器114接收数据。编程器114还可无线地编程心室设备200。例如，编程器114可无线地编程心室设备200的操作参数，诸如心室起搏速率。
一般而言，心室设备200可被配置成以心室起搏速率起搏心室206。在其中心室设备200在根据心室起搏速率递送起搏刺激之前检测到本征去极化的情况下，心室设备200可抑制刺激。心室起搏速率可被设置成使得心室设备200趋于在其中AV传导被阻滞的情况下起搏心室206。换言之，心室起搏速率可被设置为提供后备起搏以确保在其中作为心房去极化的结果没有引起本征心室去极化的情况下起搏心室206的速率。在一些示例中，心室起搏速率可以是小于或等于心房起搏速率的速率。例如，心室起搏速率可被设置为小于心房率(例如，约40ppm)的每分钟10-20起搏。心室起搏速率也可被表达为心室起搏间隔。心室起搏间隔可以是心室起搏速率的倒数值。现参看图12描述心室设备200的操作。
存储器210可存储心室起搏速率和/或心室起搏间隔。在一些示例中，一旦最初植入心室设备200，心房起搏速率可首先被编程到存储器210中。在一些示例中，心室起搏速率可被更新。例如，临床医生可使用编程器114来更新心室起搏速率。在一些示例中，处理模块208可自动地更新心室起搏速率。例如，处理模块208可确定患者102的活动水平并基于患者102的活动水平来修改心室起搏速率。在该示例中，一旦确定患者活动水平已增加，处理模块208可增加心室起搏速率。一旦确定患者活动水平已降低，处理模块208可降低心室起搏速率。
处理模块208可控制信号发生器模块212以存储在存储器210中的心室起搏速率来递送起搏脉冲。当处理模块208检测到本征心室去极化时，处理模块208还可禁止向心室206的起搏脉冲的递送。因此，在起搏或感测心室事件之后，处理模块208可调度下一心室起搏脉冲发生，使得调度的起搏脉冲和在先的心室事件之间的时间量等于心室起搏间隔。
如上所述，心室起搏速率可被设置为小于心房起搏速率的值。在其中心室起搏率小于心房起搏率并且在心脏106中存在正常AV传导的示例中，心室设备200一般可不起搏心室200。替代地，由心房设备100递送的起搏脉冲可引起本征心室去极化，该本征心室去极化然后使心室设备200禁止调度的心室起搏脉冲。因此，在心脏106中不存在AV阻滞的情况下，由于本征心室去极化可一般引起由心房设备100检测的心室激动(例如，FFRW和S1心音)。
当心脏106中存在AV阻滞时，心室设备200可起搏心室206。在一些示例中，AV阻滞可暂时存在于心脏106中，例如，长达一个或几个心动周期。在其他示例中，AV阻滞可持续较长一段时间，或可能是永久的。在其中发生AV阻滞的示例中，可由起搏的心室事件引起由心房设备100检测到的心室激动事件(例如，FFRW和S1心音)。在其中在AV传导的周期之间暂时发生AV阻滞的示例中，由心房设备100检测到的心室激动可在AV阻滞的周期期间由起搏的心室事件引起，且可在AV传导的周期期间由于本征心室去极化引起。因此，在某种意义上，心室设备200的心室起搏速率可被认为是使心室设备200在发生AV阻滞的情况下起搏的后备起搏速率。
图8A可示出心室设备200可如何在AV阻滞期间提供后备心室起搏的示例。关于图8A，如果在224处假设心房事件期间存在AV阻滞，则可以假设，由于起搏的心室事件而不是本征心室去极化而引起由心房设备100检测到的FF事件(226)。在这种情况下，在152处的长A-FF间隔将是由于通过心室设备200实现的较低心室起搏速率(即，低于心房起搏速率)引起的。如上所述，由于心室设备200将不会由于检测到的本征去极化而被禁止起搏，因此心室设备200将在心室起搏间隔期满时向心室提供起搏脉冲。
虽然处理模块120可基于A-VACT间隔(例如，A-FF间隔)的长度来控制心房起搏时序，但在一些示例中，处理模块120还可基于其他测得的间隔来控制心房起搏时序。例如，处理模块120可基于两个连续VACT事件(例如，两个连续FF事件)之间的时间量来控制心房起搏时序。在该示例中，处理模块120可首先确定VACT-VACT间隔(例如，FF-FF间隔)的长度，然后基于该VACT-VACT间隔的长度来调度心房起搏。虽然处理模块120可基于A-VACT和VACT-VACT间隔来控制心房起搏时序，但可以构想，处理模块120可附加地或替代地基于其他测得的间隔(诸如，A-A间隔)来控制心房起搏时序。假设处理模块120检测到FFRW，在下文中描述了基于VACT-VACT间隔的持续时间对心房起搏时序的控制。
处理模块120可取决于FF-FF间隔的持续时间以不同方式控制心房起搏时序。在一些示例中，处理模块120可检测到短FF-FF间隔。一般而言，短FF-FF间隔可以是比正常FF-FF间隔短达例如阈值量时间的间隔。当处理模块120确定FF-FF间隔小于正常A-FF间隔阈值量时间时，处理模块120可将FF-FF间隔标识为短间隔。
当处理模块120检测到短FF-FF间隔时，处理模块120可以各种不同的方式控制心房起搏时序。在其中处理模块120检测到短FF-FF间隔的一些示例中，假设随后周期的A-FF间隔返回至T1的正常持续时间，处理模块120可维持正常FF-A间隔时序(例如，T2)，使得在随后的心动周期期间将维持正常FF-FF间隔。图7A示出其中处理模块120可检测到缩短的FF-FF间隔并且维持FF-A间隔使得随后的FF-FF间隔被维持在正常持续时间的示例。在其他示例中，关于图7B，处理模块120可延长FF-A间隔(例如，延长至大于T2的值)，以在随后的心动周期期间维持基线心房起搏间隔T3，从而使得患者的心率被维持在基线心房起搏率。
在一些示例中，处理模块120可检测到长FF-FF间隔。一般而言，长FF-FF间隔可以是比正常FF-FF间隔长例如阈值量时间的间隔。当处理模块120确定FF-FF间隔大于正常FF-FF间隔阈值量时间时，处理模块120可将FF-FF间隔标识为长FF-FF间隔。
关于图8A-8B，当处理模块120检测到长FF-FF间隔时，处理模块120可以各种不同的方式控制心房起搏时序。在其中处理模块120检测到长FF-FF间隔(例如，大于T4)的一些示例中，假设随后心动周期的A-FF间隔返回至正常A-FF间隔长度，处理模块120可维持正常FF-A间隔时序(例如，T2)，使得在随后的心动周期期间将维持正常FF-FF间隔。图8A示出其中处理模块120可检测到长FF-FF间隔并且维持FF-A间隔使得随后的FF-FF间隔被维持在正常持续时间的示例。在一些示例中，如图8B所示，处理模块120可缩短FF-A间隔(例如，缩短至至小于T2的值)，以在随后的心动周期期间维持基线心房起搏间隔。
已描述了各种示例。这些和其它示例在所附权利要求的范围内。

Claims (9)

1.一种系统，包括：
配置为用于植入在心脏的心室内的心室起搏设备，所述心室起搏设备配置为向心室递送起搏脉冲；以及
配置为用于植入在心脏的心室内的心房起搏设备，所述心房起搏设备配置为：
检测心室激动事件；以及
基于何时检测到所述心室激动事件来向心房递送起搏脉冲。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述心房起搏设备被配置成以心房起搏速率来递送起搏脉冲，并且其中所述心室起搏设备被配置成以小于心房起搏速率的心室起搏速率来递送起搏脉冲。
3.如权利要求2所述的系统，其特征在于，所述心室起搏设备被配置成检测本征心室去极化并且一旦检测到本征心室去极化则禁止向心室递送起搏脉冲，其中所述心室起搏速率被设置成使得当心脏中的房室(AV)阻滞阻止由心房去极化促成本征心室去极化时所述心室起搏设备向所述心室递送起搏脉冲。
4.如权利要求1-3中的任一项所述的系统，其特征在于，所述心室激动事件是由于本征心室去极化或起搏的心室事件中的一个而引起的。
5.如权利要求1-3中的任一项所述的系统，其特征在于，所述心房起搏设备被配置成：
确定心室激动事件和在先心房事件之间的间隔的长度；
基于所述间隔的长度来调度向心房递送起搏脉冲的时间；以及
控制在调度的时间处的所述起搏脉冲的递送。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述心房起搏设备被配置成：
感测心室电活动；以及
通过检测所述心室电活动来检测心室激动事件。
7.如权利要求6所述的系统，其特征在于，所述心室电活动是远场R波。
8.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述心房起搏设备包括传感器，所述传感器生成指示机械心脏特性的信号，并且其中所述心房起搏设备被配置成基于所生成的信号来检测心室的收缩。
9.如权利要求8所述的系统，其特征在于，所述机械心脏特性包括心音。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106362288A (zh) * 2016-09-14 2017-02-01 郭成军 心脏植入物及其固定方法
CN110461411A (zh) * 2017-03-20 2019-11-15 心脏起搏器股份公司 用于治疗心律失常的无引线起搏装置
CN112041024A (zh) * 2018-04-27 2020-12-04 美敦力公司 用于递送抗心动过速起搏脉冲的方法和装置
CN112955211A (zh) * 2018-10-26 2021-06-11 美敦力公司 起搏器和用于传递领先起搏脉冲的方法
CN113164751A (zh) * 2018-12-06 2021-07-23 美敦力公司 心室起搏器中用于促进房室传导的模式切换

Families Citing this family (125)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8744572B1 (en) 2013-01-31 2014-06-03 Medronic, Inc. Systems and methods for leadless pacing and shock therapy
US9789319B2 (en) 2013-11-21 2017-10-17 Medtronic, Inc. Systems and methods for leadless cardiac resynchronization therapy
AU2015204701B2 (en) 2014-01-10 2018-03-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for detecting cardiac arrhythmias
US10449361B2 (en) 2014-01-10 2019-10-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for treating cardiac arrhythmias
ES2661718T3 (es) 2014-01-10 2018-04-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Métodos y sistemas para mejorar la comunicación entre dispositivos médicos
US10463866B2 (en) 2014-07-11 2019-11-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for treating cardiac arrhythmias
US9981135B2 (en) 2014-07-17 2018-05-29 Medtronic, Inc. Multi-chamber intracardiac pacing system
US9399140B2 (en) * 2014-07-25 2016-07-26 Medtronic, Inc. Atrial contraction detection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronous ventricular pacing
US9427589B2 (en) * 2014-08-22 2016-08-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker having a sensor with a lower power mode
EP3185952B1 (en) 2014-08-28 2018-07-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable cardiac rhythm system and an associated method for triggering a blanking period through a second device
US9399139B2 (en) * 2014-09-08 2016-07-26 Medtronic, Inc. System and method for dual-chamber pacing
US9889303B2 (en) * 2014-09-08 2018-02-13 Medtronic, Inc. Far-field R-wave detection to control atrial pace timing in a dual-chamber leadless pacemaker
US9694186B2 (en) 2014-09-08 2017-07-04 Medtronic, Inc. Dual chamber timing for leadless pacemakers using infrequent atrial signals and ventricular contractions
US9468766B2 (en) 2014-10-24 2016-10-18 Medtronic, Inc. Sensing and atrial-synchronized ventricular pacing in an intracardiac pacemaker
US9597513B2 (en) 2014-10-24 2017-03-21 Medtronic, Inc. Sensing and atrial-synchronized ventricular pacing in an intracardiac pacemaker
US9592392B2 (en) 2014-10-24 2017-03-14 Medtronic, Inc. Sensing and atrial-synchronized ventricular pacing in an intracardiac pacemaker
US9492668B2 (en) * 2014-11-11 2016-11-15 Medtronic, Inc. Mode switching by a ventricular leadless pacing device
US9492669B2 (en) 2014-11-11 2016-11-15 Medtronic, Inc. Mode switching by a ventricular leadless pacing device
US9724519B2 (en) 2014-11-11 2017-08-08 Medtronic, Inc. Ventricular leadless pacing device mode switching
US9289612B1 (en) * 2014-12-11 2016-03-22 Medtronic Inc. Coordination of ventricular pacing in a leadless pacing system
US10052494B2 (en) 2014-12-23 2018-08-21 Medtronic, Inc. Hemodynamically unstable ventricular arrhythmia detection
US9278229B1 (en) 2015-01-23 2016-03-08 Medtronic, Inc. Anti-tachyarrhythmia shock detection
CN107206240B (zh) 2015-02-06 2021-01-22 心脏起搏器股份公司 用于治疗心律不齐的系统和方法
WO2016126968A1 (en) 2015-02-06 2016-08-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for safe delivery of electrical stimulation therapy
WO2016130477A2 (en) 2015-02-09 2016-08-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with radiopaque id tag
US9789317B2 (en) 2015-02-26 2017-10-17 Medtronic, Inc. Pacing crosstalk detection
EP3265172B1 (en) 2015-03-04 2018-12-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems for treating cardiac arrhythmias
EP3268083A1 (en) 2015-03-11 2018-01-17 Medtronic Inc. Multi-chamber intracardiac pacing system
EP3270768B1 (en) 2015-03-18 2023-12-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Communications in a medical device system with link quality assessment
US10050700B2 (en) 2015-03-18 2018-08-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Communications in a medical device system with temporal optimization
WO2016172625A1 (en) 2015-04-23 2016-10-27 Medtronic, Inc. Intracardiac medical device
US9687654B2 (en) * 2015-04-23 2017-06-27 Medtronic, Inc. System and method for dual-chamber pacing
US9808618B2 (en) 2015-04-23 2017-11-07 Medtronic, Inc. Dual chamber intracardiac medical device
US9526891B2 (en) 2015-04-24 2016-12-27 Medtronic, Inc. Intracardiac medical device
US10004906B2 (en) 2015-07-16 2018-06-26 Medtronic, Inc. Confirming sensed atrial events for pacing during resynchronization therapy in a cardiac medical device and medical device system
US9656087B2 (en) 2015-07-31 2017-05-23 Medtronic, Inc. Delivery of bi-ventricular pacing therapy in a cardiac medical device and medical device system
EP3337558A1 (en) 2015-08-20 2018-06-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for communication between medical devices
US10357159B2 (en) 2015-08-20 2019-07-23 Cardiac Pacemakers, Inc Systems and methods for communication between medical devices
US9956414B2 (en) 2015-08-27 2018-05-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Temporal configuration of a motion sensor in an implantable medical device
US9968787B2 (en) 2015-08-27 2018-05-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Spatial configuration of a motion sensor in an implantable medical device
US10226631B2 (en) 2015-08-28 2019-03-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for infarct detection
CN108136189B (zh) 2015-08-28 2021-10-15 心脏起搏器股份公司 用于行为响应信号检测和治疗递送的系统
US10159842B2 (en) 2015-08-28 2018-12-25 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for detecting tamponade
US10092760B2 (en) 2015-09-11 2018-10-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Arrhythmia detection and confirmation
EP3359251B1 (en) 2015-10-08 2019-08-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Adjusting pacing rates in an implantable medical device
JP6608063B2 (ja) 2015-12-17 2019-11-20 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 植込み型医療装置
US10905886B2 (en) 2015-12-28 2021-02-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device for deployment across the atrioventricular septum
WO2017127548A1 (en) 2016-01-19 2017-07-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Devices for wirelessly recharging a rechargeable battery of an implantable medical device
EP3411113B1 (en) 2016-02-04 2019-11-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Delivery system with force sensor for leadless cardiac device
US9731138B1 (en) 2016-02-17 2017-08-15 Medtronic, Inc. System and method for cardiac pacing
WO2017173275A1 (en) 2016-03-31 2017-10-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with rechargeable battery
US9802055B2 (en) 2016-04-04 2017-10-31 Medtronic, Inc. Ultrasound powered pulse delivery device
US10201710B2 (en) 2016-04-28 2019-02-12 Medtronic, Inc. Latency-based adaptation of anti-tachyarrhythmia pacing therapy
US9844675B2 (en) 2016-04-29 2017-12-19 Medtronic, Inc. Enabling and disabling anti-tachyarrhythmia pacing in a concomitant medical device system
US10286221B2 (en) 2016-04-29 2019-05-14 Medtronic, Inc. Operation of an extracardiovascular implantable cardioverter defibrillator (ICD) during implantation of another medical device
US10668294B2 (en) 2016-05-10 2020-06-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker configured for over the wire delivery
US10328272B2 (en) 2016-05-10 2019-06-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Retrievability for implantable medical devices
US10272248B2 (en) 2016-05-31 2019-04-30 Medtronic, Inc. Electrogram-based control of cardiac resynchronization therapy
JP6764956B2 (ja) 2016-06-27 2020-10-07 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 再同期ペーシング管理に皮下で感知されたｐ波を使用する心臓治療法システム
US11207527B2 (en) 2016-07-06 2021-12-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for determining an atrial contraction timing fiducial in a leadless cardiac pacemaker system
US10426962B2 (en) 2016-07-07 2019-10-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless pacemaker using pressure measurements for pacing capture verification
CN109475743B (zh) * 2016-07-20 2022-09-02 心脏起搏器股份公司 在无引线心脏起搏器系统中利用心房收缩定时基准的系统
WO2018035343A1 (en) 2016-08-19 2018-02-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Trans septal implantable medical device
CN109641129B (zh) 2016-08-24 2023-06-30 心脏起搏器股份公司 使用融合促进进行定时管理的心脏再同步
CN109640809B (zh) 2016-08-24 2021-08-17 心脏起搏器股份公司 使用p波到起搏定时的集成式多装置心脏再同步治疗
EP3515553B1 (en) 2016-09-21 2020-08-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless stimulation device with a housing that houses internal components of the leadless stimulation device and functions as the battery case and a terminal of an internal battery
US10994145B2 (en) 2016-09-21 2021-05-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable cardiac monitor
US10758737B2 (en) 2016-09-21 2020-09-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Using sensor data from an intracardially implanted medical device to influence operation of an extracardially implantable cardioverter
WO2018081275A1 (en) 2016-10-27 2018-05-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Multi-device cardiac resynchronization therapy with timing enhancements
WO2018081133A1 (en) 2016-10-27 2018-05-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device having a sense channel with performance adjustment
US10413733B2 (en) 2016-10-27 2019-09-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with gyroscope
CN109922860B (zh) 2016-10-27 2023-07-04 心脏起搏器股份公司 具有集成传感器的可植入医疗装置递送系统
EP3532161B1 (en) 2016-10-27 2023-08-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with pressure sensor
WO2018081237A1 (en) 2016-10-27 2018-05-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Use of a separate device in managing the pace pulse energy of a cardiac pacemaker
CN109890456B (zh) 2016-10-31 2023-06-13 心脏起搏器股份公司 用于活动水平起搏的系统
US10434317B2 (en) 2016-10-31 2019-10-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for activity level pacing
WO2018089311A1 (en) 2016-11-08 2018-05-17 Cardiac Pacemakers, Inc Implantable medical device for atrial deployment
EP3538213B1 (en) 2016-11-09 2023-04-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and devices for setting cardiac pacing pulse parameters for a cardiac pacing device
US10639486B2 (en) 2016-11-21 2020-05-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with recharge coil
US10881869B2 (en) 2016-11-21 2021-01-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Wireless re-charge of an implantable medical device
US10881863B2 (en) 2016-11-21 2021-01-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker with multimode communication
WO2018093605A1 (en) 2016-11-21 2018-05-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker providing cardiac resynchronization therapy
WO2018094342A1 (en) 2016-11-21 2018-05-24 Cardiac Pacemakers, Inc Implantable medical device with a magnetically permeable housing and an inductive coil disposed about the housing
US11207532B2 (en) 2017-01-04 2021-12-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Dynamic sensing updates using postural input in a multiple device cardiac rhythm management system
US10029107B1 (en) 2017-01-26 2018-07-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless device with overmolded components
CN110198759B (zh) 2017-01-26 2023-08-11 心脏起搏器股份公司 具有可拆卸固定件的无引线可植入装置
EP3573706A1 (en) 2017-01-26 2019-12-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Intra-body device communication with redundant message transmission
US10905872B2 (en) 2017-04-03 2021-02-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with a movable electrode biased toward an extended position
US10821288B2 (en) 2017-04-03 2020-11-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac pacemaker with pacing pulse energy adjustment based on sensed heart rate
US10773088B2 (en) 2017-04-11 2020-09-15 Medtronic, Inc. Low power wireless communication
US10881862B2 (en) 2017-05-10 2021-01-05 Medtronic, Inc. Estimating RV-timings from left ventricular (LV) sensing times for adaptive cardiac resynchronization therapy using DDD/VDD LV pacing without a right ventricular (RV) lead
EP3668592B1 (en) 2017-08-18 2021-11-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with pressure sensor
WO2019036568A1 (en) 2017-08-18 2019-02-21 Cardiac Pacemakers, Inc. IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE COMPRISING A FLOW CONCENTRATOR AND A RECEPTION COIL PROVIDED AROUND THE FLOW CONCENTRATOR
EP3684465B1 (en) 2017-09-20 2021-07-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with multiple modes of operation
US10694967B2 (en) 2017-10-18 2020-06-30 Medtronic, Inc. State-based atrial event detection
US11185703B2 (en) 2017-11-07 2021-11-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Leadless cardiac pacemaker for bundle of his pacing
CN111432874A (zh) 2017-12-01 2020-07-17 心脏起搏器股份公司 从心室植入的无引线心脏起搏器检测搜索窗口内心房收缩定时基准的方法和系统
CN111417432B (zh) 2017-12-01 2024-04-30 心脏起搏器股份公司 具有复归行为的无引线心脏起搏器
WO2019108482A1 (en) * 2017-12-01 2019-06-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for detecting atrial contraction timing fiducials and determining a cardiac interval from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker
WO2019108545A1 (en) 2017-12-01 2019-06-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for detecting atrial contraction timing fiducials during ventricular filling from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker
CN111556773A (zh) 2018-01-04 2020-08-18 心脏起搏器股份公司 无逐搏通信的双腔起搏
US11529523B2 (en) 2018-01-04 2022-12-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Handheld bridge device for providing a communication bridge between an implanted medical device and a smartphone
US11083889B2 (en) 2018-01-31 2021-08-10 Medtronic, Inc. Helical fixation member assembly having bi-directional controlled drug release
US10561847B2 (en) 2018-02-27 2020-02-18 Medtronic, Inc. Capture management in leadless cardiac pacing device
EP3768377B1 (en) 2018-03-23 2023-11-22 Medtronic, Inc. Vfa cardiac resynchronization therapy
US11400296B2 (en) 2018-03-23 2022-08-02 Medtronic, Inc. AV synchronous VfA cardiac therapy
WO2019183514A1 (en) 2018-03-23 2019-09-26 Medtronic, Inc. Vfa cardiac therapy for tachycardia
US10596383B2 (en) 2018-04-03 2020-03-24 Medtronic, Inc. Feature based sensing for leadless pacing therapy
WO2020065582A1 (en) 2018-09-26 2020-04-02 Medtronic, Inc. Capture in ventricle-from-atrium cardiac therapy
US11951313B2 (en) 2018-11-17 2024-04-09 Medtronic, Inc. VFA delivery systems and methods
US11679265B2 (en) 2019-02-14 2023-06-20 Medtronic, Inc. Lead-in-lead systems and methods for cardiac therapy
US11697025B2 (en) 2019-03-29 2023-07-11 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system capture
US11213676B2 (en) 2019-04-01 2022-01-04 Medtronic, Inc. Delivery systems for VfA cardiac therapy
US11712188B2 (en) 2019-05-07 2023-08-01 Medtronic, Inc. Posterior left bundle branch engagement
US11305127B2 (en) 2019-08-26 2022-04-19 Medtronic Inc. VfA delivery and implant region detection
US11103324B2 (en) * 2019-08-28 2021-08-31 Massachusetts Institute Of Technology Magnetically steerable continuum robotic guidewires for neurovascular applications
WO2021113486A1 (en) 2019-12-03 2021-06-10 Biovisics Medical, Inc. Systems, implantable devices and methods for vision related stimulation
US11813466B2 (en) 2020-01-27 2023-11-14 Medtronic, Inc. Atrioventricular nodal stimulation
US11911168B2 (en) 2020-04-03 2024-02-27 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system therapy benefit determination
US11717688B2 (en) 2020-04-07 2023-08-08 Medtronic, Inc. Medical device and method for detecting atrioventricular block
US11931590B2 (en) * 2020-06-01 2024-03-19 Pacesetter, Inc. Ventricular far-field sensing to guide atrial leadless pacemaker and beyond
US11813464B2 (en) 2020-07-31 2023-11-14 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system evaluation
US11819698B2 (en) 2020-11-09 2023-11-21 Medtronic, Inc. Medical device and method for determining atrioventricular synchrony
US20220288387A1 (en) * 2021-03-12 2022-09-15 Medtronic, Inc. Device and method for atrial tachyarrhythmia detection
KR20230084927A (ko) 2021-12-06 2023-06-13 충남대학교산학협력단 생체 이식형 전자 장치

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5928271A (en) * 1998-02-25 1999-07-27 Medtronic, Inc. Atrial anti-arrhythmia pacemaker and method using high rate atrial and backup ventricular pacing
US20060241705A1 (en) * 2005-04-22 2006-10-26 Biotronik Crm Patent Ag Cardiac pacemaker
US20070135882A1 (en) * 2005-12-09 2007-06-14 Drasler William J Cardiac stimulation system
US20070299475A1 (en) * 2005-03-02 2007-12-27 G & L Consulting, Llc Methods and apparatus to increase secretion of endogenous naturetic hormones

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5144950A (en) * 1990-08-30 1992-09-08 Vitatron Medical B.V. Rate controlled pacemaker system using ar interval for rate control
JPH05245215A (ja) * 1992-03-03 1993-09-24 Terumo Corp 心臓ペースメーカ
US5683426A (en) * 1996-08-29 1997-11-04 Pacesetter, Inc. Apparatus and method for detecting the progression of AV nodal block and atrial capture
US6070100A (en) * 1997-12-15 2000-05-30 Medtronic Inc. Pacing system for optimizing cardiac output and determining heart condition
US6115632A (en) * 1998-06-17 2000-09-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Dual chamber pulse generator with periodic PMT control
US6434428B1 (en) 1998-07-29 2002-08-13 Pacesetter, Inc. System and method for optimizing far-field R-wave sensing by switching electrode polarity during atrial capture verification
US6330477B1 (en) 1999-04-12 2001-12-11 Medtronic, Inc. Ventricular synchronized atrial pacing mode of implantable cardioverter/defibrillator
US6501988B2 (en) * 2000-12-26 2002-12-31 Cardiac Pacemakers Inc. Apparatus and method for ventricular rate regularization with biventricular sensing
US6363278B1 (en) * 2000-04-14 2002-03-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with staggered pulses for coordination therapy
US6526311B2 (en) 2000-08-11 2003-02-25 Medtronic, Inc. System and method for sensing and detecting far-field R-wave
US6477419B2 (en) * 2001-02-27 2002-11-05 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac device providing repetitive non-reentrant ventriculo-atrial synchronous (RNRVAS) rhythm therapy using secondary pacing pulses and method
US6934585B1 (en) 2002-06-21 2005-08-23 Pacesetter, Inc. System and method for far-field R-wave detection
EP1835964B1 (en) 2004-12-21 2016-03-09 EBR Systems, Inc. Leadless cardiac system for pacing and arrhythmia treatment
EP2471452B1 (en) 2005-10-14 2014-12-10 Pacesetter, Inc. Cardiac pacing system and method of conveying information therein
US7769449B2 (en) * 2005-10-25 2010-08-03 Medtronic, Inc. System and method of AV interval selection in an implantable medical device
US7565196B2 (en) 2006-06-15 2009-07-21 Medtronic, Inc. System and method for promoting intrinsic conduction through atrial timing
US7502646B2 (en) 2006-07-31 2009-03-10 Medtronic, Inc. Pacing mode event classification with rate smoothing and increased ventricular sensing
US7613512B2 (en) 2006-12-22 2009-11-03 Medtronic, Inc. Gradually synchronized simultaneous atrial and ventricular pacing for cardiac rhythm discrimination
US7941218B2 (en) 2008-03-13 2011-05-10 Medtronic, Inc. Apparatus and methods of optimizing atrioventricular pacing delay intervals
US8798740B2 (en) * 2011-11-03 2014-08-05 Pacesetter, Inc. Single chamber leadless intra-cardiac medical device with dual-chamber functionality
US8996109B2 (en) * 2012-01-17 2015-03-31 Pacesetter, Inc. Leadless intra-cardiac medical device with dual chamber sensing through electrical and/or mechanical sensing

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5928271A (en) * 1998-02-25 1999-07-27 Medtronic, Inc. Atrial anti-arrhythmia pacemaker and method using high rate atrial and backup ventricular pacing
US20070299475A1 (en) * 2005-03-02 2007-12-27 G & L Consulting, Llc Methods and apparatus to increase secretion of endogenous naturetic hormones
US20060241705A1 (en) * 2005-04-22 2006-10-26 Biotronik Crm Patent Ag Cardiac pacemaker
US20070135882A1 (en) * 2005-12-09 2007-06-14 Drasler William J Cardiac stimulation system

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106362288A (zh) * 2016-09-14 2017-02-01 郭成军 心脏植入物及其固定方法
CN106362288B (zh) * 2016-09-14 2019-06-11 郭成军 心脏植入物及其固定方法
CN110461411A (zh) * 2017-03-20 2019-11-15 心脏起搏器股份公司 用于治疗心律失常的无引线起搏装置
CN112041024A (zh) * 2018-04-27 2020-12-04 美敦力公司 用于递送抗心动过速起搏脉冲的方法和装置
CN112955211A (zh) * 2018-10-26 2021-06-11 美敦力公司 起搏器和用于传递领先起搏脉冲的方法
CN113164751A (zh) * 2018-12-06 2021-07-23 美敦力公司 心室起搏器中用于促进房室传导的模式切换

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