CN106102826B - 双心房同步左心室心脏起搏 - Google Patents

双心房同步左心室心脏起搏 Download PDF

Info

Publication number
CN106102826B
CN106102826B CN201580014319.2A CN201580014319A CN106102826B CN 106102826 B CN106102826 B CN 106102826B CN 201580014319 A CN201580014319 A CN 201580014319A CN 106102826 B CN106102826 B CN 106102826B
Authority
CN
China
Prior art keywords
interphase
left atrium
pacing
iact
event
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201580014319.2A
Other languages
English (en)
Other versions
CN106102826A (zh
Inventor
V·拉詹
B·施特格曼
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of CN106102826A publication Critical patent/CN106102826A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN106102826B publication Critical patent/CN106102826B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A61N1/36842—Multi-site stimulation in the same chamber
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A61N1/36843—Bi-ventricular stimulation

Abstract

一种医疗装置，该医疗装置执行用于控制心脏起搏治疗的方法。该装置确定房间传导时间(IACT)并且将该IACT与阈值进行比较。包括在该装置中的控制器响应于该IACT小于该阈值来将用于控制向心室递送起搏脉冲的起搏间期设置成在该IACT之后期满的第一心室起搏间期，并且响应于该IACT大于该阈值来将该起搏间期设置成在该IACT之前期满的第二心室起搏间期。

Description

双心房同步左心室心脏起搏
技术领域
本披露涉及一种用于执行双心房同步心脏起搏的植入式医疗装置和方法。
背景技术
心脏再同步治疗(CRT)是一种用于心力衰竭患者的疗法，其中一个或多个心脏腔室被电刺激(起搏)以便恢复或改善心脏腔室同步性。改善的心脏腔室同步性预期将改善诸如通过心室压和心室压的变化速率或者其他血液动力学参数所评估的心脏的血液动力学行为，由此减轻心力衰竭的症状。实现CRT的积极的临床效益取决于若干治疗控制参数，诸如房室(AV)延迟、室间(VV)延迟、以及起搏位点。AV延迟控制心室起搏脉冲相对于固有或起搏的心房去极化的计时。VV延迟控制一个心室中的起搏脉冲相对于另一个心室中的起搏或固有的感测事件的计时。起搏可以被在右心室和/或左心室中递送以便恢复心室同步性。
心房传导紊乱在心力衰竭中是常见的。当房室计时不是最佳时，可以减少心房对心室充盈的贡献，这可以减少心室射血和血液动力学行为。需要用于以降低心房传导紊乱的风险的方式递送CRT的可植入式装置和相关联的方法。
发明内容
总的来说，本披露涉及一种用于通过确定房间传导时间(IACT)并且将该IACT与阈值进行比较来控制心脏起搏治疗的医疗装置系统和自动化方法。用于控制向心室递送起搏脉冲的起搏间期响应于该IACT小于该阈值而被设置成在该IACT之后期满的第一心室起搏间期，并且响应于该IACT大于该阈值而将该起搏间期设置成在该IACT之前期满的第二心室起搏间期。
在另一个实施例中，非暂态计算机可读介质存储指令，这些指令引起医疗装置系统执行一种方法，该方法包括确定房间传导时间(IACT)并且将该IACT与阈值进行比较。用于控制向心室递送起搏脉冲的起搏间期响应于该IACT小于该阈值而被设置成在该IACT之后期满的第一心室起搏间期，并且响应于该IACT大于该阈值而被设置成在该IACT之前期满的第二心室起搏间期。
在此描述了一种用于控制心脏起搏治疗的系统和方法的其他实施例和方面。以下附图和说明阐述了本披露的一个或多个方面的细节。从本说明书和附图以及权利要求书中将清楚了解其他特征、目的以及优点。
附图说明
图1是可植入式医疗装置(IMD)系统的一个实施例的示意图，在该系统中可以实现在此披露的技术以便向患者的心脏提供治疗。
图2是根据一个说明性实施例的包括在图1的IMD中的电路的功能框图。
图3是用于递送双心房同步CRT的方法的流程图。
图4是用于仅使用例如如图1所示的多极冠状窦引线来递送起搏治疗的方法的流程图。
图5是示出了仅使用心脏的左心房(LA)和左心室(LV)的起搏和感测来递送起搏治疗的时序图。
图6是示出了仅使用心脏的LA和LV的起搏和感测来递送起搏治疗的时序图。
图7是根据另一个实施例的用于控制起搏治疗的方法的流程图。
图8A至图8C是可以随右心房速率改变而改变的右心房、左心房、以及右心室事件的相对计时的示意图。
图9A-9C是示出了在图7的流程图中执行的技术的时序图。
详细说明
图1是可植入式医疗装置(IMD)系统100的一个实施例的示意图，在该系统中可以实现在此披露的技术以便向患者114的心脏112提供治疗。系统100被配置成感测心脏电信号并且递送心脏起搏脉冲，以便通过双心房同步实现心脏再同步。
系统100包括联接到携带多个电极的引线118、120以及122上的IMD 10。IMD 10被配置用于与编程器170进行双向通信。IMD 10是可植入式起搏器或可植入式复律除颤器(ICD)，该可植入式起搏器或可植入式复律除颤器通过联接到引线118、120以及122中的一个或多个上的电极向心脏112递送电信号，以用于对心脏112进行起搏、复律以及除颤。IMD10能够在一个或多个心脏腔室中递送起搏，并且在所示的实施例中被配置用于使用引线118、120以及122在右心房(RA)126、左心房(LA)136、右心室(RV)128、以及左心室(LV)132中进行多腔起搏和感测。
IMD 10感测由心肌细胞的去极化产生的心脏电描记图(EGM)信号。EGM信号可以源自由窦房结产生并且传导穿过心肌组织的固有去极化波阵面。EGM信号还可以源自由起搏脉冲产生并且传导穿过心肌的诱发去极化波阵面。给定心脏腔室中所感测的事件因此可以是在没有递送起搏脉冲的情况下出现的固有事件，以及由于在该心脏腔室或另一个心脏腔室中递送的起搏脉冲而出现的诱发事件。除非另外说明，如在此使用的所感测的事件是指固有事件。
IMD 10使用RV尖端电极140和RV环形电极142递送RV起搏脉冲并且感测RV EGM。RV引线118被示出为携带线圈电极162，该线圈电极可以用于递送高电压心脏复律或除颤电击脉冲。IMD 10使用由多极冠状窦引线120携带的电极144A和144B感测LV EGM信号并且递送LV起搏脉冲，该多极冠状窦引线延伸穿过RA 126并且经由冠状窦进入心静脉130。
在示出的实例中，冠状窦引线120是携带电极144C和144D的四极引线，这些电极沿左心房(LA)136定位以用于感测左心房(LA)EGM信号并且递送LA起搏脉冲。CS引线120可以包括至少两个电极，以便能够进行LA单极起搏和LV单极起搏。可替代地，CS引线120配备有至少四个电极，以便能够进行LA 136和LV 138两者的双极感测和起搏。例如，CS引线120可以包括六个电极，以便将四个电极沿着LV 132定位并且将两个电极沿着LA 136定位，从而允许多个向量和起搏位点选自其中，以用于LV 132的起搏和LA 136的双极起搏。在其他实施例中，可以提供单独的经静脉电极或心外膜电极以用于将电极沿着LA 136定位。
IMD 10使用RA引线122来感测RA EGM信号并且递送RA起搏脉冲，该RA引线携带尖头电极148和环形电极150。RA引线122被示出为携带线圈电极166，该线圈电极可以沿着上腔静脉(SVC)定位以便在递送心脏复律/除颤电击时使用。在其他实施例中，RV引线118携带RV线圈电极162和SVC线圈电极166两者。IMD 10可以通过感测EGM信号检测心脏112的快速性心律失常，诸如心室128和132的纤维性颤动，并且将高电压心脏复律或除颤治疗以电击脉冲的形式递送到心脏112。典型地，使用起搏/感测电极140、142、144A、144B、144C、144D(统称144)、148以及150来实现心脏腔室的起搏和感测，然而，在一些实施例中，线圈电极162和/或166可以用于感测和/或起搏电极向量。
虽然IMD 10在图1中被示出为处于右胸植入位置，但当IMD 10具体化为ICD时，更典型的植入位置是左胸植入位置。在其他实施例中，IMD 10可以植入在腹部位置。
在整个披露中，IMD 10包括用于执行属于IMD 10的功能的内部电路。外壳160封闭内部电路。外壳160或其部分可以被配置为用于心脏复律/除颤电击递送的活性电极158，或者被用作用于单极起搏或感测具有由引线118、120以及122携带的任何电极的配置的惰性电极。IMD 10包括连接器块134，该连接器块具有用于接收引线118、120以及122的近侧引线连接器的连接器孔。由引线118、120以及122携带的电极与IMD内部电路的电连接经由延伸穿过引线118、120以及122的导体和包括在连接器块134中的不同连接器和电馈通件来实现。
IMD 10被配置用于通过在一个或两个心室128和132中递送起搏脉冲来递送CRT以便控制和改善心室同步性。IMD 10可以在固有心率不足时递送RA起搏。如在此披露的，IMD10可以递送LA起搏以便改善心房同步性。在一些实施例中，使用CS引线120执行LA和LV感测和起搏，并且RA引线122和RV引线120不存在。在这个实例中，使用在冠状窦中推进的单根引线提供CRT，以便沿着LA和LV定位电极，从而使得能够进行LA和LV起搏。
可以使用多极引线120上的至少一个电极144来对LA 136进行起搏，以便恢复心房同步性。控制LA起搏以便降低RA 126与LA 136之间的传导延迟，同时避免心房的超速起搏。由窦房(SA)结驱动的基础固有心率通过以下方式得以维持：不对RA 126进行起搏并且调整房间起搏间期(AAI)以便缓解房间传导紊乱，同时允许固有速率占主导并且最优化房室(AV)计时，以用于实现最优心脏功能。
编程器170包括显示器172、处理器174、用户接口176、以及包括用于与IMD 10通信的无线遥测电路的通信模块178。在一些实例中，编程器170可以是在医院或诊所中使用的手持式装置或者基于微处理器的家用监测器或床边编程装置。用户，诸如内科医生、技术员、护士或其他临床医生可以与编程器170进行交互以便与IMD 10通信。例如，用户可以经由用户接口176与编程器170进行交互，以便检索当前编程的操作参数、由IMD 10收集的生理数据、或者来自IMD 10的装置相关的诊断信息。用户还可以与编程器170进行交互以便对IMD 10进行编程，例如选择用于IMD的操作参数的值。
由系统100用来对IMD 10进行编程并且从其检索数据的通信技术的实例包括低频或射频(RF)遥测，该低频或射频遥测可以是例如经由蓝牙、WiFi或MICS建立的RF链路。编程器170可以包括编程头，该编程头靠近患者的身体、在IMD 10植入位点附近放置，并且在其他实例中，编程器170和IMD 10可以被配置成使用距离遥测算法和电路进行通信，该距离遥测算法和电路不需要使用编程头并且不需要用户干预来维持通信链路。
所设想的是，编程器170可以经由通信模块178联接到通信网络上，以便将数据传递到远程数据库或计算机，从而允许使用在此描述的技术对患者114进行远程监测和管理。远程患者管理系统，诸如可购自明尼苏达州明尼阿波利斯市美敦力公司(Medtronic,Inc.Minneapolis,MN)的可以被配置成利用当前披露的技术以使得临床医生能够复查起搏间期和心脏信号数据、已编程的治疗数据并且授权对IMD 10进行远程编程。
图2是根据一个说明性实施例的包括在IMD 10中的电路的功能框图。图2描绘了与可植入式脉冲发生器(IPG)电路31联接的双极RA引线122、双极RV引线118、以及四极CS引线120，该可植入式脉冲发生器电路具有可以包括在DDD/R型心脏起搏器中的可编程的模式和参数。在通常被分为微型计算机33和起搏电路21的功能框图中示出了IPG电路31。起搏电路21包括数字控制器/计时器电路83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发器41、活动传感器电路35以及在下文描述的许多其他电路和部件。传感器信号处理电路91经由用于控制IMD功能的数据和控制总线联接到数字控制器/计时电路83上并且联接到微型计算机33上。
晶体振荡器电路47为起搏电路21提供基本计时时钟，而电池29提供动力。上电复位电路45响应于该电路与该电池的初始连接，用于限定初始操作条件，并且类似地响应于低电池电量的检测而重置该装置的运行状态。电压基准和偏置电路37为起搏电路21内的模拟电路产生稳定的电压基准和电流，而模数转换器(ADC)和复用器电路39将模拟信号数字化以便提供对从感测放大器电路55接收的心脏信号的实时遥测，以用于经由RF发送器和接收器电路41进行的上行链路传输。来自感测放大器电路55和/或传感器信号处理器91的数字转换信号还可以由微型计算机33用来根据已编程的治疗和/或信号监测操作模式来控制数字控制器/计时器电路83。
感测放大器电路55包含用于心房和心室感测的感测放大器。高阻抗P波和R波感测放大器可以被用于放大由心脏去极化波阵面的通道穿过感测电极对生成的压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并且依赖于通带滤波器、时域滤波、以及振幅阈值比较，以便从背景电噪声中区分P波或R波。数字控制器/计时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
感测放大器55典型地在向该起搏系统的任何起搏电极递送起搏脉冲之前、之中和之后的消隐时期期间与感测电极解联接，以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括用于在如下所述的不同消隐时期期间使所选对的引线导体和IND-CAN电极158与该RA感测放大器、LA感测放大器、RV感测放大器、以及LV感测放大器的输入端解联接的消隐电路。感测放大器电路55还包括用于使所选的感测电极引线导体和IND-CAN电极158联接到RA感测放大器、LA感测放大器、RV感测放大器、以及LV感测放大器上的切换电路。起搏/感测电极选择和控制电路53选择有待与感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器联接的导体和相关联的感测电极对，以用于沿着所希望的单级和/或双极感测向量完成RA、LA、RV以及LV感测。
由RA感测放大器感测到的RA-感测信号中的右心房去极化或P波产生传播至数字控制器/计时器电路83的RA-事件信号。类似地，由LA感测放大器感测到的LA-感测信号中的左心房去极化或P波产生传播至数字控制器/计时器电路83的LA-事件信号。由心室感测放大器感测到的RV-感测信号中的心室去极化或R波产生传播至数字控制器/计时器电路83的RV-事件信号。类似地，由心室感测放大器感测到的LV-感测信号中的心室去极化或R波产生传播至数字控制器/计时器电路83的LV-事件信号。RV-事件信号、LV-事件信号、RA-事件信号、以及LA-事件信号根据如下所述的不同的不应感测间期可以是不应的或非不应的，并且可以由电噪声信号或异常传导的去极化波而不是真实的R波或P波无意地触发。如以上所讨论的，感测的事件可以是在不递送起搏脉冲时源自心脏组织自身的固有事件，或者已经引起心脏腔室的去极化的起搏诱发事件。例如，对在RA中递送的起搏脉冲的诱发反应可以被传导到RV并且被感测为R波，但是该诱发反应不是固有R波，因为其源自RA中的起搏脉冲。
微型计算机33包含微处理器80和相关联的系统时钟以及分别在处理器上的RAM和ROM芯片82A和82B。此外，微型计算机电路33可以包括用于提供附加存储容量的独立RAM/ROM芯片82C。微处理器80通常以降低功率消耗的模式来运行，并且在一些实施例中是中断驱动的。在此类实例中，微处理器80响应于所定义的中断事件而被唤醒，这些所定义的中断事件可以包括由数字计时器/控制器电路83中的计时器产生的RA-触发信号、LA-触发信号、RV-触发信号、LV-触发信号。产生这些RA-触发信号、LA-触发信号、RV-触发信号、以及LV-触发信号以用于在不同的起搏计时逸搏间期期满时，在接收由感测放大器电路55生成的对应的RA-事件信号、LA-事件信号、RV-事件信号或LV-事件信号之前，尤其是在RA信号、LA信号、RV信号或LV EGM信号的感测阈值交叉时由输出放大器电路51触发起搏脉冲。
通过基于编程治疗控制参数值和运行模式的数据和控制总线，由微型计算机电路33来控制由数字控制器/计时器电路83超时的不同间期和延迟的特定值。此外，如果进行编程以用作频率反应式起搏器，可以例如每一个周期或每两秒提供一个计时中断，以便允许该微处理器在对应的心脏腔室中未感测到固有去极化的实例中分析活动传感器的数据并更新用于控制起搏脉冲递送的基本A-A、V-A或V-V逸搏间期，如可应用的。此外，微处理器80还可以用于限定可变的、可操作的AV延迟间期以及每个递送的脉冲的能量，例如，脉冲幅度和脉冲宽度。
数字控制器/计时器电路83在微型计算机33的一般控制下进行操作以便控制起搏电路31内的计时和其他功能，并且包括一组计时和相关联逻辑电路，这些逻辑电路并不必限于所描绘的特定逻辑电路。所描绘的计时电路包括：URI/LRI计时器83A，该URI/LRI计时器用于对递送起搏以便将心率控制在速率限值内的速率上限间期和速率下限间期进行计时；V-V延迟计时器83B，该V-V延迟计时器用于控制心室中的心室起搏或感测事件与另一个心室中的起搏事件的时间之间的时间间期；固有间期计时器83C，该固有间期计时器用于对过去的V-事件到V-事件间期或V-事件到A-事件间期或A-V传导间期进行计时；逸搏间期计时器83D，该逸搏间期计时器用于对A-A、V-A和/或V-V起搏逸搏间期进行计时；AV间期计时器83E，该AV间期计时器用于对来自之前的RA-事件或A-触发信号的RA-LVp延迟(或RA-RVp延迟)进行计时；心室后(post-ventricular)计时器83F，该心室后计时器用于对心室后时间周期进行计时；以及日期/时间时钟83G。
AV间期计时器83E加载有用于一个心室腔的适当延迟的间期(例如，如所希望地是RA-RVp延迟或者RA-LVp延迟)以便从之前的RA-起搏或者所感测的RA-事件启动超时。在一些实例中，AV间期计时器83E对LA-起搏或LA-事件与心室腔起搏脉冲(RV或LV)之间的延迟进行倒计时(time out)。间期计时器83E一经倒计时结束(timing out)就在没有任何介入的固有感测事件的情况下触发起搏脉冲递送并且可以是基于一个或多个先前的心跳周期(或者根据为给定患者从经验推导的数据集)。
事件后计时器83F对用于控制感测与固有的心脏腔室的去极化相关联的事件的不同的不应和消隐间期进行倒计时。由计时器83F计时的心室后时间周期的实例可以包括在RV-事件、LV-事件或RV-触发或LV-触发之后的心室后时间周期，以及在RA-事件、LA-事件或RA-触发或LA-触发之后的心房后(post-atrial)时间周期。事件后时间周期的持续时间还可以选择作为微型计算机33中存储的可编程的参数。心室后时间周期可以包括心室后心房不应期(PVARP)、心室消隐期(VBP)、心室后心房消隐期(PVABP)、以及心室不应期(VRP)，尽管可以至少部分基于在IPG电路31中采用的操作电路来适合地限定其他时期。心房后时间周期包括心房不应期(ARP)、心房后心室消隐期(PAVBP)、以及心房消隐期(ABP)。通常，在心房或心室不应期期间，所感测的A-事件或V-事件出于重置逸搏间期的目的而分别被忽略，但是可以出于其他目的(诸如确定心率)来进行计数。在心房或心室消隐期期间，对来自对应的EGM信号的A-事件或V-事件的感测典型地被禁止。
心房后时间周期和AV延迟的开始可以与每个A-事件或A-触发的开始或结束大致同时开始，或者在A-触发的情况下，是在A-触发之后的A-起搏结束时。类似地，心室后时间周期和V-A逸搏间期的开始可以与V-事件或V-触发的开始或结束大致同时开始，或者在V-触发的情况下，是在V-触发之后的V-起搏结束时。微处理器80任选地还计算AV延迟、心室后时间周期、以及心房后时间周期，这些AV延迟、心室后时间周期、以及心房后时间周期随着响应于速率控制参数和/或与固有心房速率建立的基于传感器的逸搏间期而改变。
输出放大器电路51包含RA起搏脉冲发生器、LA起搏脉冲发生器、RV起搏脉冲发生器、以及LV起搏脉冲发生器。为了触发RV-起搏或LV-起搏脉冲的产生，数字控制器/计时器电路83在由AV延迟间期计时器83E提供的A-RVp延迟超时(在RV预刺激的情况下)时产生RV-触发信号或者在A-LVp延迟超时(在LV预刺激的情况下)时产生LV-触发。如果递送双心室起搏，在V-V延迟计时器83B期满时产生后续RV-触发(在LV预刺激的情况下)或LV-触发(在RV预刺激的情况下)以便对第二心室进行起搏。数字控制器/计时器电路83在由逸搏间期计时器83D计时的V-A逸搏间期结束时产生触发输出RA-起搏脉冲的RA-触发信号。触发输出LA-起搏脉冲的LA-触发信号在AA间期结束时产生。可替代地，LA-触发信号可以在V-A逸搏间期结束时产生。
输出放大器电路51包括切换电路，这些切换电路用于将从引线导体中选择的起搏电极对和外壳电极158联接到RA起搏脉冲发生器和LA起搏脉冲发生器、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器上。起搏/感测电极对选择和控制电路53选择有待与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器联接的引线导体和相关联的起搏电极对，以用于完成RA、LA、RV以及LV起搏。此外，起搏/感测电极对选择和控制电路53通过选择包括至少一个电极144的对应的双极或单极起搏向量来选择用于从四极引线120向LA和LV中递送脉冲的起搏向量。
如果将IMD 10编程至一种速率反应模式，由一个或多个生理传感器输出的信号被用作速率控制参数(RCP)以便得出用于对起搏脉冲的递送进行计时的生理逸搏间期。例如，与患者活动传感器(PAS)电路35中出现的该患者的活动水平成比例地调节逸搏间期。患者活动传感器27被联接到IPG外壳上并且可以采取压电晶体换能器的形式。在一些实例中，活动传感器输出信号被处理并且被用作RCP。活动传感器27响应于所感测的物理活动而生成电信号，这些电信号由活动电路35进行处理并且被提供到数字控制器/计时器电路83。还可以在非频率反应式起搏器中实践在此描述的说明性实施例。
通过遥测天线57和相关联的RF收发器41完成向外部编程器170或者从该外部编程器的数据传输，用于解调接收到的下行链路遥测并且传输上行链路遥测。上行链路遥测能力典型地将包括传输所存储的数字信息的能力，这些数字信息例如操作模式和参数、心脏电描记图(EGM)直方图和其他事件，以及心房和/或心室电活动的实时EGM信号以及指示心房和心室中所感测的固有去极化和起搏脉冲递送的发生的标记通道数据。由其他生理信号(包括可以被联接到传感器信号处理电路92上的传感器27或者在此列举的其他传感器)接收的实时和/或存储的信号和/或从此类信号导出的数据也可以由收发器41传输。
在一个实施例中，微处理器80是被适配成取得并执行存储在RAM/ROM单元82中的指令的定制微处理器。然而，所设想的是，其他实现方式可适用于实践本发明。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器、或者定制的专用硬布线逻辑电路或状态机型电路或它们的组合可以执行微处理器80的功能。
本披露中描述的技术，包括附属于IMD 10和/或不同组成部件的那些技术可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实现。例如，这些技术的不同方面可以在一个或多个处理器中实现，包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或者任何其他等效集成的或离散的逻辑电路或状态机，以及此类部件的任何组合，这些部件在IMD 10、编程器170中，诸如内科医生或患者编程器、刺激器、图像处理装置或其他装置中体现。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”通常可以是指前述逻辑电路中的任何电路(单独地或与其他逻辑电路组合)，或者任何其他等效电路。
此类硬件、软件和/或固件可以在同一装置或单独装置内实现以便支持本披露中描述的不同操作和功能。此外，所描述单元、模块或部件中的任一个可以一起实现或者作为离散但互相合用的逻辑装置单独实现。作为电路、模块或单元的不同特征结构的描绘旨在强调不同的功能方面，而并不一定暗指此类电路、模块或单元必须通过分开的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个电路、模块或单元相关联的功能可以通过分开的硬件或软件部件来执行，或整合在共同的或分开的硬件或软件部件内。
当在软件中实现时，授予本披露中描述的系统、装置和技术的功能可以被体现为存储在计算机可读介质上的非暂态指令，该计算机可读介质诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、快闪存储器、磁性数据存储介质、光学数据存储介质等。指令可以由一个或多个处理器执行以便支持本披露中描述的功能性的一个或多个方面。
图3是用于递送双心房同步CRT的方法的流程图200。在方框202处，测量房间传导时间(IACT)。许多方法可以用于确定IACT。在图1所示的IMD 10中，固有RA感测事件和固有LA感测事件之间的时间可以分别根据使用RA电极148和150感测的RA EGM信号和使用电极144C和144D感测的LA EGM信号来测量。如果RA引线122不存在，沿着LA定位的电极144C和144D可以单独用于确定IACT。例如，对LA心房EGM信号进行感测并且将P波宽度确定为IACT的测量结果。在其他实例中，IACT可以被确定为在心室EGM信号上所感测的远场P波的宽度，该远场P波可以使用RV电极140和142或LV电极144A和144B来感测。IACT可以被测量为从RA起搏事件(在此也表示为“RAp”)或者从固有RA感测事件(在此也表示为“RAs”)到紧接着的LA感测事件(在此也表示为“LAs”)的时间。在RA起搏脉冲之后或者在不存在起搏时，IACT可以被测量为P波宽度或者远场P波宽度。
在决策框204处，将IACT与预先确定的阈值进行比较，建立该预先确定的阈值以便在正常IACT与心房传导紊乱之间进行区分。例如，小于近似100ms的IACT可以被认为是正常传导，大于近似100ms的IACT证明了心房传导紊乱，从而导致RA与LA去极化之间的异常延迟。导致LA相对于RA的迟发收缩的LA的迟发去极化可能导致LV的收缩碰上仍在收缩中的LA，并且减少对LV的LA有效充盈贡献。
如果IACT小于阈值，可以在方框206处将RA-LA起搏间期(在此也称为“AA间期”(AAI))设置成小于IACT的间期，例如IACT–Y1。Y1可以例如大约为10ms至80ms，并且可以取决于IACT。即使在传导延迟不存在时、或者当例如针对患有肥大性阻塞性心肌病(HOCM)的患者进行最优起搏治疗需要较短的AV间期时，一些患者可能需要LA起搏以便降低例如正经历心房颤动发作的患者的心房心率失常的可能性。
在方框208处，将用于控制LV起搏的起搏计时间期设置成比所测量的IACT更长。在一个实例中，RA-LVp间期被设置为所测量的IACT加上常数Z1。LV起搏脉冲在感测或起搏的RA事件之后以等于IACT加上Z1(ms)的时间间期来递送，以便在LV收缩之前允许完全的LA收缩。在其他实例中，Z1可以是取决于IACT的值的变量。
如果IACT大于阈值，如在决策框204处确定的，在方框210处将AAI设置成小于IACT的值，例如IACT减去Y2，其中Y2大于Y1。如果识别出异常AA传导，将AAI间期缩短更大的常数Y2以便纠正长的IACT。Y2可以是取决于IACT的值的变量。
在这种情况下，在方框212处将RA-LVp间期设置成比IACT更短的间期，即，IACT–Z2。Z2的值可以是常数或者取决于IACT。当由长的IACT证实心房传导延迟时，将RA-LVp间期设置成比长的IACT更短。当心房传导基于IACT是正常时，将RA-LVp间期设置成比IACT更长。RA-LVp间期是可以在固有RA感测事件(P波)时重启的逸搏间期，或者可以设置RA起搏脉冲或不同的RAp-LAp和RAs-LAp间期。在方框214处，使用基于IACT测量结果设置的自动调节的计时间期来递送CRT。
应当认识到，除了RA-LVp间期之外，还可以设置RA-RVp间期。当AV结传导完整时，RA与RV之间的固有传导对于患者来说可能比RV起搏更有益。然而，当AV传导被阻碍时，可以设置RA-RVp间期。可替代地，VV间期可以被设置成相对于以如上所述设置的RA-LVp间期而起搏的LV来对RV进行起搏。
图3所示的方法可以使用图1所示的多极CS引线120来执行，而不需要RV引线118。在一个实例中，IACT被测量为在电极144C和144D上所感测的P波宽度。AAI被基于IACT设置，并且RA-LVp间期被基于如上所述的IACT设置。使用CS引线120来对LA和LV进行起搏，并且RA引线122被用于感测RA事件(P波)，并且如果固有速率下降到已编程的起搏速率以下则对RA进行起搏。
图4是用于仅使用图1所示的多极CS引线120来递送起搏治疗的方法的流程图300。在方框302处，使用电极144感测LA和LV事件。在方框304处，微处理器80通过分别测量P波宽度或远场P波宽度来根据所感测的LA EGM和/或LV EGM信号确定固有IACT。如果IACT正常，即等于或小于预先确定的阈值，如在方框306处确定的，可以在方框308处设置LA起搏间期(LAp间期)以便降低心房快速性心律失常的可能性和/或能够以相对较短的AV间期进行起搏。LA起搏间期可以是在从LV EGM信号所感测的远场P波刚一开始时开始的AAI。可替代地，LA起搏间期可以是VA间期，该VA间期被设置成比从LV起搏或LV感测事件到随后感测的远场P波开始的时间稍微更长。
在方框310处，以大于所测量的IACT的间期来设置A-LVp间期。A-LVp间期可以是在远场P波刚一开始时开始的作为对RA-LVp间期的替代间期的间期。可替代地，A-LVp间期可以在LA起搏事件时开始。A-LVp间期被设置成使得以比IACT更长的间期Z1对LV进行起搏。
然而，如果在方框306处IACT大于预先确定的阈值，在方框312处对LA起搏间期进行设置以便缩短RA与LA去极化之间的延迟。LA起搏间期可以是在从LV EGM信号所感测的远场P波刚一开始时开始的AAI。在方框314处，将A-LVp间期设置成比IACT更短。A-LVp间期也可以是在从LV EGM信号所感测的远场P波刚一开始时开始，或者可以跟随LA起搏脉冲。
在方框316处，使用CS引线120递送CRT以便以所建立的时间间期来对LA和LV进行起搏，同时允许固有RA节律对心率进行设置。
在另一个实例中，在方框312处，从LV感测和/或LV起搏事件到(LV EGM信号上所感测的)远场P波的开始的时间间期可以被确定为LV-RAs间期。LAp间期可以被设置为比LV-RAs间期稍微更长的LV-LAp间期，以便允许LA起搏脉冲刚好在P波开始之后被递送。通过在心跳周期中比预期的固有LA感测事件更早些时候递送LA起搏脉冲来纠正长的IACT，并且允许固有RA节律控制心率。LV-LAp间期在LV感测或LV起搏事件时开始，这样使得LA起搏脉冲在P波开始之后(即，在固有RA去极化开始之后)、但以比IACT更短的时间来进行递送。
被测量为从LV起搏或感测事件到LV EGM信号上的远场P波的开始的时间的LV-RAs间期可以被周期性地重新确定，以便更新LA起搏间期。不需要在每个心跳周期感测远场P波(这可能需要更大的处理能力和信号分析)，因为LA起搏间期始于LV事件。如下所述，LA起搏间期可以被周期性地调整以便检查固有RA速率的改变，从而检测心脏的无意超速起搏并且降低LA起搏超过固有RA速率的可能性。
图5是示出了仅使用心脏的LA和LV的起搏和感测来递送起搏治疗的时序图。远场P波(FFP)320的开始被通过LV EGM信号感测为RA固有去极化的开始。例如使用四极引线120的电极144C和144D来从LA EGM信号感测LA感测事件(LAs)322。从FFP 320到LAs 322的时间间期被确定为IACT 324。在这个实例中，IACT由于心房传导紊乱而是长的。LV感测事件(LVs)326在LAs 322之后较早发生，这将导致LV充盈的截断，例如如被观察为超声心动图图像上的截断A波。
AAI 334被设置成在FFP 320’时开始控制LA起搏脉冲(LAp)332的递送，以便纠正异常长的IACT 324。LV起搏脉冲(LVp)336在RA-LVp间期338期满时被递送，该RA-LVp间期在感测FFP 320’时开始并且比IACT 324更短。以此方式，实现了双心房同步，同时允许固有RA节律控制心率，并且以改善心室同步性同时维持避免有效LV充盈阶段的截断的最优LA-LV计时的间期来对LV进行起搏。
图6是示出了根据另一个实例的仅使用心脏的LA和LV的起搏和感测来递送起搏治疗的时序图。从LV EGM信号感测FFP 350。从LA EGM信号感测LAs352并将其用于测量IACT354。LV-RA间期364被确定为从LVs 356到下一个FFP 350’的时间。LV-RA间期364的确定(该确定可以是一个或多个心跳周期的平均值)允许对V-LAp间期366进行设置。在每个LV感测或LV起搏事件时开始的V-LAp间期366被设置成比所测量的LV-RA间期364稍微更长。LAp362在V-LAp间期366期满时被递送。LVp 336在LA-LVp间期368期满时被递送，该LA-LVp间期在递送LAp 362时开始并且产生LV起搏脉冲370，该LV起搏脉冲比所测量的IACT 354期满更早地进行递送。通过使用这种方法，执行远场信号分析以便在周期性基础上(例如每一小时)确定LV-RA间期364，从而控制LAp 362和LVp 336计时。如下所述，可以周期性地执行LAp362的计时的变型以便检查LA起搏是否比固有RA事件更早地发生，从而产生LA起搏控制的心率。
应当认识到，在图5和图6中描绘的技术中，当RA引线存在时，FFP事件320和350可以由固有RA感测事件或RA起搏事件代替。开始于FFP事件320或350的不同间期测量结果和起搏计时间期可以开始于从RA EGM信号或RA起搏脉冲感测的固有RA感测事件。
图7是根据另一个实施例的用于控制起搏治疗的方法的流程图400。在方框402处测量IACT，并且在方框404至方框412处如上所述地基于所测量的IACT来设置LA起搏间期和RA-LVp间期。在一些实例中，可以根据由图5和图6的时序图描绘的技术来设置用于控制LA起搏脉冲计时和LV起搏脉冲计时的间期。在方框414处，使用选择的间期来递送CRT。
为了促进源自固有RA节律的心率，在方框416处监测LA起搏到心室感测(LAp-Vs)间期。如果RA速率发生改变或者如果基于远场P波感测的RA感测事件的计时变得不可靠，LA起搏脉冲的计时可能领先于固有RA事件，从而引起LA起搏夺取心率控制。通过监测LAp-Vs间期，可以识别固有RA速率的改变和/或LA的无意超速起搏。LAp-Vs间期取决于用于感测心室EGM信号的可用电极可以是LAp-LVs或LAp-RVs间期。可以在连续的或不太频繁的基础上执行这种监测。
如果LAp-Vs间期改变，如在方框418处确定的，在方框420处调整LAp计时间期。LAp计时间期可以是在如上所述的FFP时开始的AAI。如上所述，LAp计时间期可替代地可以是基于测量的LVs-FFP间期设置的V-LAp间期，或者RVs-RAs间期、RVp-RAs间期、LVs-RAs间期、或LVp-RAs间期。LAp-V感测间期的改变可以归因于固有RA速率的改变，这转而可能需要对LA起搏间期进行调整。例如，如果固有RA速率增大，LAp-RV感测间期会针对给定LA起搏间期而缩短。LA起搏间期可能需要被缩短，以便促进LA对LV充盈的完全有效贡献。如果固有RA速率减小，LAp-RV感测间期将针对给定LA起搏间期而增加。LA起搏间期可能需要被增加，以便促进心房同步性。
图8A至图8C是RA、LA以及RV事件和可以随着固有RA速率改变而改变的相对计时的示意图。在图8A中，LA起搏脉冲504被与固有RA感测事件502同步递送，这样使得两个事件同步地激活AV结506。同步的心房去极化被通过AV结506传导至RV，从而产生RV感测事件508。RV感测事件508在RA感测事件502之后以RAs-RVs间期510发生。RV感测事件508在LA感测事件504之后以LAs-RVs间期512发生，该LAs-RVs间期在这个实例中由于RAs和LVp事件的同步而近似等于RAs-RVs间期510。在一些实例中，RA感测事件和LA起搏事件的这种相对计时是令人希望的，只要LA起搏去极化不比RA感测事件更早地到达AV结。固有RA心率在LA起搏脉冲与RA去极化同时到达AV结506或者稍微落后于该RA去极化到达该AV结而得以维持。
图8B示出比固有RA感测事件502’更早地到达AV结506的LA起搏脉冲504’的情况。如果LA起搏脉冲被过早地递送，由LA起搏脉冲504’引起的去极化将比RA感测事件502’更早地到达AV结506处，从而引起传导通过AV结506和RV(RVs 508)的后续去极化。在这种情况下，LA起搏的计时将控制心室节律而不是设置心室率的固有RA节律。在RA去极化之前产生LA去极化传导通过AV结506的LA起搏脉冲504’相对于RAs 502’的计时的改变将引起RAs-RVs间期512’的改变。可以例如在V-LAp间期被用于控制LA起搏脉冲的计时并且固有RA速率发生改变时而发生这种情况。在这种情形下，固有RA速率的进一步改变将不会引起LAp-RVs间期512’的改变，因为LA起搏脉冲超越固有RA活动。然而，LAp间期的改变将引起RAs-RVs间期510’的改变。如果固有RA事件在起搏诱发LA去极化之前首先到达AV结506处，LAp计时间期的改变将不会改变RAs-RVs间期。
因此，通过执行LAp计时的步进式改变，基于检测到RAs-RVs间期510’的改变而做出LAp 504’何时比RAs 502’更早地到达AV结处的识别。只要在AV结506处LAp计时落后于RAs 502’，LAp计时调整将不会引起RAs-RVs间期的改变。一旦LAp计时引起起搏诱发LA去极化更早地到达AV结506处，RAs-RVs时间间期就将发生改变。例如，由于LAp的计时被从相对长的间期调整到相对短的间期，在LAp间期被增加时不会引起RAs-RVs间期510’的改变的最短的LAp间期是可以在不超越固有RA速率的情况下使用的最短的LAp间期。等于或大于这个最短间期的LAp间期可以被选择成促进双心房同步性同时维持RA支配的心律。
图8C示出源自比RA感测事件502”更晚地到达AV结506处的LA起搏脉冲504”的去极化的情况。在这种情况下，固有RA速率控制RV速率。LAp-Vs间期512”比RAs-RVs间期510”相对更短。如果RA速率改变，LAp-RVs间期512”将改变，即使LAp间期保持不变。例如，对于给定V-LAp，如果RA速率增大，RAs-RVs间期510”将缩短，从而引起LAp-RAs间期512”缩短。如果RA速率减小，LAp-RVs间期512”将延长高达最大AV传导时间，只要固有RA事件最先到达AV结506处并控制RA速率。LA起搏脉冲504”的计时的改变将改变LAp-RVs间期512”，但是将不会影响RAs-RVs间期510”，只要固有RA去极化最先到达AV结506处。
通过监测LAp-RVs间期在LA起搏期间的改变，可以识别RA速率的改变。在假设正常传导的心律的情况下，针对给定LAp间期的LAp-RVs间期的改变将由RA速率的改变而引起。如果RA速率改变，LAp间期可能需要被调整成促进心房同步性同时保留心率的固有RA速率控制。如果检测到LAp-RVs间期的改变，LAp间期的变型和RAs-RVs间期的相应的测量结果可以被用于确定LAp的最早计时，该LAp与RA去极化波阵面同步到达AV结处或者落后于该RA去极化波阵面到达该AV结处
返回图7，在方框416处，对LAp-Vs间期进行监测，以便检测该期间在LA起搏期间的改变。例如，可以将当前LAp-RVs间期与一个或多个先前LAp-RVs间期进行比较，可以确定这些间期的趋势，或者可以执行其他比较分析以便检测可以指示固有RA速率的改变的LAp-RVs间期的改变。如果检测到改变，LAp间期被例如以步进式方式调整成多个不同的起搏间期，以便确定RAs-RVs间期是否发生改变。如果RA速率控制RV速率，LAp间期的分步改变应当在不改变RAs-RVs间期的情况下引起LAp-RVs间期的改变。如果RAs-RVs间期不发生改变(但是LAp-RVs间期确实发生了改变)，LA起搏去极化到达AV结落后于RA固有去极化到达AV结。CRT递送可以以现有设置继续或者可以执行LAp间期的进一步分步改变，直到RAs-RVs间期不发生改变为止，如在方框422处确定的。
一旦RAs-RVs间期在LAp间期被调整时确实发生改变，LA起搏已经超越心房速率并且控制心室率。可以在方框424处调整LAp间期，直到RA速率再次控制心室率为止。例如，LAp间期可以被增加刚好直到LA起搏脉冲计时的分步改变不会引起RAs-RVs间期的改变为止。这时，源自LA起搏脉冲的LA去极化与固有RA去极化同步到达AV结处或者稍微落后于该固有RA去极化到达该AV结处。
只要LA-RVs间期确实随LA起搏间期计时的小分步改变而改变，并且RAs-RVs间期不发生改变，就在RA-RV传导时间内以固有RA速率递送LA起搏脉冲，从而仍然控制心室率。
周期性地，在方框426处可以通过抑制(withhold)LA起搏来检查RA速率。在一个实例中，LA起搏被每分钟一次抑制一个或多个心跳周期。如果如方框428处确定RA速率或RV速率减小，LA起搏会一直控制心室率。在方框430处，调整AAI(或VA间期)以便促进通过RA的固有心率控制，其中LA起搏脉冲稍微落后于RA感测事件。
图9A-9C是示出了在图7的流程图中执行的技术的时序图。在图9A中，FFP 600是从LV EGM信号感测的远场P波的开始，作为用于在RA感测电极不可获得时直接感测RA P波的替代，例如在不包括RA引线的系统中。Vs 602是心室感测事件，例如，LV感测事件。LAp 604被以V-LAp间期606进行递送并且落后于如由FFP 600代表的固有RA去极化。随后感测的心室事件Vs 610以由RAs-Vs间期608所示的AV传导间期在FFP 600之后。LAp 604在Vs 610之前以LAp-Vs间期612发生。可以在图7的方框416处监测这个LAp-Vs间期612以便检测固有RA速率的改变和/或心房的无意超速起搏。
在图9B中，固有RA速率与图9A的情况相比已经减小，从而引起在VS602’之后相对较晚发生FFP 600’。LAp 604’被以当前编程的V-LAp间期606来进行递送。Vs 610’在FFP600’之后以AV传导间期(间期608)发生。然而，LAp-Vs间期614与图9A中的LAp-Vs间期612相比已经增加，因为LAp 604’被以AV传导时间间期608相对更早地递送。固有RA速率仍控制心率，但是LAp-Vs间期614的改变指示心率已经发生改变。可以通过周期性地监测LAp-Vs间期612、614来检测心率的改变，而不必感测RA固有事件。
为了证实这个检测的固有心率的改变还未引起LA超速起搏，可以以步进式方式缩短和/或增加LAp间期，直到LAp间期的改变引起RAs-Vs间期608的改变为止。在图9C中，Vs事件602”之后的V-LAp间期616被有意缩短并且产生LAp 604”，从而引发由FFP 600”代表的固有RA感测事件。LAp-Vs间期618现在比FFP-Vs间期620更长。LAp-VS间期618等于由图9A和图9B中的RAs-Vs间期608代表的AV传导时间，因为LAp诱发比固有RA事件更早到达AV结处的去极化波阵面。LAp诱发反应被传导通过AV结，以便引起Vs事件610”。(从FFP开始600”测量的)RAs-Vs间期620比AV传导时间更短。相对短的LAp间期616引起心房的超速起搏。进一步减小V-LAp间期616将引起FFP-Vs间期620的进一步减小。在缩短V-LAp间期616之后LAp-Vs间期614的改变和FFP-Vs间期620的改变指示固有RA速率已经改变，但是仍可以在没有使固有RA节律超速起搏的情况下使用V-LAp间期606(图9B所示)。可以识别出最短的LAp间期，该最短的LAp间期在被进一步增加时不会引起RAs-Vs间期618的改变。这个最短的LAp间期是不会使心房超速起搏但是提供改善的双心房同步性的LAp的最早计时。
因此，已经描述了用于控制心脏起搏治疗的系统和方法的不同实施例。本领域的普通技术人员将理解，可以在不脱离权利要求书的范围的情况下对所描述的实施例做出不同的修改。例如，可以通过对不同步骤进行重新排序，或者将所披露的步骤组合或省略以便得出除了在此呈现的说明性流程图中所描绘的步骤之外的其他组合来对在此呈现的实例做出修改。这些和其他实例是在以下权利要求书的范围内。

Claims (20)

1.一种用于递送心脏起搏治疗的医疗装置，包括：
感测模块，该感测模块被配置成感测心脏信号；
治疗递送模块，该治疗递送模块被配置成递送心脏起搏脉冲；
控制器，该控制器被联接到该感测模块和该治疗递送模块并且被配置成：
确定房间传导时间IACT；
将该IACT与阈值进行比较；
响应于该IACT小于该阈值而将用于控制向心室递送起搏脉冲的起搏间期设置成在该IACT之后期满的第一心室起搏间期；以及
响应于该IACT大于该阈值而将该起搏间期设置成在该IACT之前期满的第二心室起搏间期。
2.如权利要求1所述的装置，其中该控制器被进一步配置成将左心房起搏间期设置成比该IACT的期满更早地使该左心房起搏。
3.如权利要求1-2中任一项所述的装置，其中该控制器被进一步配置成：
响应于该IACT小于该阈值而将左心房起搏间期设置成比该IACT的期满更早地期满的第一左心房起搏间期；
响应于该IACT大于该阈值而将该左心房起搏间期设置成比该IACT更早地期满的第二左心房起搏间期，
该第一左心房起搏间期是小于该IACT的第一值，该第二左心房起搏间期是小于该IACT的第二值，该第二值大于该第一值。
4.如权利要求2所述的装置，其中该控制器被进一步配置成：
控制该治疗递送模块以便以该左心房起搏间期递送左心房起搏；
抑制该左心房起搏；
确定在该左心房起搏中的每一个期间和该抑制期间的右心房速率；以及
如果该右心房速率在该抑制期间比在该左心房起搏期间慢，则调整该左心房起搏间期。
5.如权利要求4所述的装置，其中确定该右心房速率包括从由该感测模块感测的心室电描记图信号确定远场P波的开始。
6.如权利要求2、4和5中任一项所述的装置，其中该控制器被进一步配置成：
控制该治疗递送模块以便以该左心房起搏间期递送左心房起搏；
监测左心房起搏脉冲与感测的心室事件之间的时间间期；
响应于检测所监测的时间间期的改变来确定右心房速率已经发生改变；以及
响应于确定该右心房速率已经发生该改变来调整该左心房起搏间期。
7.如权利要求1、2、4和5中任一项所述的装置，其中该控制器被进一步配置成：
控制该治疗递送模块以便以初始左心房起搏间期递送左心房起搏；
在该左心房起搏期间监测左心房起搏脉冲与感测的心室事件之间的时间间期；
响应于所监测的时间间期的改变，控制该治疗递送模块以便以多个不同的左心房起搏间期递送该左心房起搏；
针对该多个不同的左心房起搏间期中的每一个来确定感测的右心房事件与感测的心室事件之间的时间间期；
确定该多个左心房起搏间期中的最短的间期，从该最短的间期该左心房起搏间期的增加不会引起该感测的右心房事件与该感测的心室事件之间的该时间间期的改变；以及
将该左心房起搏间期设置成至少等于该最短的间期的调整间期。
8.如权利要求7所述的装置，其中该控制器被进一步配置成：
确定左心室事件与右心房事件之间的LV-RA时间间期；以及
响应于该LV-RA时间间期来设置该初始左心房起搏间期；
其中针对该多个不同的左心房起搏间期中的每一个来确定该LV-RA时间间期和确定这些右心房事件与这些感测的心室事件之间的该时间间期中的至少一个包括从心室电描记图信号确定远场P波的开始。
9.如权利要求1、2、4、5和8中任一项所述的装置，其中该控制器被进一步配置成：
控制该治疗递送模块以便比该IACT的期满更早地递送左心房起搏脉冲；
监测这些左心房起搏脉冲与相应的感测的右心室事件之间的时间间期；以及
响应于所监测的时间间期的改变来调整用于递送这些左心房起搏脉冲的左心房起搏间期。
10.如权利要求1、2、4、5和8中任一项所述的装置，其中该感测模块被配置成感测来自仅沿着冠状窦引线定位的多个电极的心脏信号；并且
该控制器被配置成仅仅从所感测的心脏信号来确定该IACT。
11.一种非暂态计算机可读介质，其存储有指令，所述指令引起医疗装置系统：
确定房间传导时间IACT；
将该IACT与阈值进行比较；
响应于该IACT小于该阈值而将用于控制向心室递送起搏脉冲的起搏间期设置成在该IACT之后期满的第一心室起搏间期，以及响应于该IACT大于该阈值而将该起搏间期设置成在该IACT之前期满的第二心室起搏间期。
12.如权利要求11所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起所述医疗装置系统将左心房起搏间期设置成比该IACT的期满更早地使该左心房起搏。
13.如权利要求11－12中任一项所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起所述医疗装置系统：
响应于该IACT小于该阈值而将左心房起搏间期设置成比该IACT的期满更早地期满的第一左心房起搏间期；
响应于该IACT大于该阈值而将该左心房起搏间期设置成比该IACT更早地期满的第二左心房起搏间期，
该第一左心房起搏间期是小于该IACT的第一值，该第二左心房起搏间期是小于该IACT的第二值，该第二值大于该第一值。
14.如权利要求12所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起所述医疗装置系统：
控制该治疗递送模块以便以该左心房起搏间期递送左心房起搏；
抑制该左心房起搏；
确定在该左心房起搏中的每一个期间和该抑制期间的右心房速率；以及
如果该右心房速率在该抑制期间比在该左心房起搏期间慢，则调整该左心房起搏间期。
15.如权利要求14所述的非暂态计算机可读介质，其中确定该右心房速率包括从由该感测模块感测的心室电描记图信号确定远场P波的开始。
16.如权利要求12、14和15中任一项所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起医疗装置系统：
控制该治疗递送模块以便以该左心房起搏间期递送左心房起搏；
监测左心房起搏脉冲与感测的心室事件之间的时间间期；
响应于检测所监测的时间间期的改变来确定右心房速率已经发生改变；以及
响应于确定该右心房速率已经发生该改变来调整该左心房起搏间期。
17.如权利要求11、12、14和15中任一项所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起医疗装置系统：
控制该治疗递送模块以便以初始左心房起搏间期递送左心房起搏；
在该左心房起搏期间监测左心房起搏脉冲与感测的心室事件之间的时间间期；
响应于所监测的时间间期的改变，控制该治疗递送模块以便以多个不同的左心房起搏间期递送该左心房起搏；
针对该多个不同的左心房起搏间期中的每一个来确定感测的右心房事件与感测的心室事件之间的时间间期；
确定该多个左心房起搏间期中的最短的间期，从该最短的间期该左心房起搏间期的增加不会引起该感测的右心房事件与该感测的心室事件之间的该时间间期的改变；以及
将该左心房起搏间期设置成至少等于该最短的间期的调整间期。
18.如权利要求17所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起医疗装置系统：
确定左心室事件与右心房事件之间的LV-RA时间间期；以及
响应于该LV-RA时间间期来设置该初始左心房起搏间期；
其中针对该多个不同的左心房起搏间期中的每一个来确定该LV-RA时间间期和确定这些右心房事件与这些感测的心室事件之间的该时间间期中的至少一个包括从心室电描记图信号确定远场P波的开始。
19.如权利要求11、12、14、15和18中任一项所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起医疗装置系统：
控制该治疗递送模块以便比该IACT的期满更早地递送左心房起搏脉冲；
监测这些左心房起搏脉冲与相应的感测的右心室事件之间的时间间期；以及
响应于所监测的时间间期的改变来调整用于递送这些左心房起搏脉冲的左心房起搏间期。
20.如权利要求11、12、14、15和18中任一项所述的非暂态计算机可读介质，还存储有指令，引起医疗装置系统：
感测来自仅沿着冠状窦引线定位的多个电极的心脏信号；并且
仅仅从所感测的心脏信号来确定该IACT。
CN201580014319.2A 2014-01-16 2015-01-15 双心房同步左心室心脏起搏 Active CN106102826B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/157,161 US9233251B2 (en) 2014-01-16 2014-01-16 Bi-atrial synchronized left ventricular cardiac pacing
US14/157,161 2014-01-16
PCT/US2015/011505 WO2015109043A1 (en) 2014-01-16 2015-01-15 Bi-atrial synchronized left ventricular cardiac pacing

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN106102826A CN106102826A (zh) 2016-11-09
CN106102826B true CN106102826B (zh) 2019-03-22

Family

ID=52435014

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201580014319.2A Active CN106102826B (zh) 2014-01-16 2015-01-15 双心房同步左心室心脏起搏

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9233251B2 (zh)
EP (1) EP3094374B1 (zh)
CN (1) CN106102826B (zh)
WO (1) WO2015109043A1 (zh)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6542981B2 (ja) 2015-11-20 2019-07-10 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 複数チャンバーにおいて検出とペーシングを行うための単一パス冠状静脈リード線
US10080900B2 (en) * 2016-03-22 2018-09-25 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
CN108175941B (zh) 2017-12-29 2021-10-22 创领心律管理医疗器械（上海）有限公司 基于无心室起搏的双腔起搏模式的存储介质及医疗设备
US10842999B2 (en) * 2018-03-22 2020-11-24 Medtronic, Inc. Monitoring of His Bundle pacing capture during ventricular pacing therapy
US11617889B2 (en) * 2018-04-20 2023-04-04 Medtronic, Inc. Rate smoothing to enhance atrial synchronous pacing in a ventricular pacemaker
US11033745B2 (en) 2018-10-26 2021-06-15 Medtronic, Inc. Pacemaker and method for delivering leading pacing pulses

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102858405A (zh) * 2010-02-12 2013-01-02 布里格姆女子医院有限公司 心脏再同步治疗控制参数自动调节的系统和方法
CN103415320A (zh) * 2011-02-01 2013-11-27 布里格姆女子医院有限公司 使用心室激动模拟和体表ecg记录进行心脏再同步治疗控制参数生成的系统与方法

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6122545A (en) 1998-04-28 2000-09-19 Medtronic, Inc. Multiple channel sequential cardiac pacing method
US5902324A (en) 1998-04-28 1999-05-11 Medtronic, Inc. Bi-atrial and/or bi-ventricular sequential cardiac pacing systems
WO2000024457A1 (en) 1998-10-26 2000-05-04 Medtronic, Inc. Accelerometer count calculation for activity signal for an implantable medical device
US6574506B2 (en) 2000-12-26 2003-06-03 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for timing synchronized pacing
US6466824B1 (en) 2001-04-23 2002-10-15 Medtronic, Inc. Bi-atrial and/or bi-ventricular patient safety cable and methods regarding same
US7058443B2 (en) 2001-04-26 2006-06-06 Medtronic, Inc. Diagnostic features in biatrial and biventricular pacing systems
US6477420B1 (en) 2001-04-27 2002-11-05 Medtronic, Inc Control of pacing rate in mode switching implantable medical devices
US6754529B2 (en) 2001-04-27 2004-06-22 Medtronic, Inc. Committed ventricular safety pacing
US6751504B2 (en) 2001-05-25 2004-06-15 Pacesetter, Inc. System and method for bi-chamber stimulation using dynamically adapted interpulse delay
US6882882B2 (en) 2002-04-22 2005-04-19 Medtronic, Inc. Atrioventricular delay adjustment
US7212857B2 (en) 2002-05-01 2007-05-01 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac device for restoring inter-chamber synchrony and method
DE10241089A1 (de) 2002-09-02 2004-03-11 Biotronik Meß- und Therapiegeräte GmbH & Co. Ingenieurbüro Berlin Herzschrittmacher
WO2005056108A2 (en) 2003-12-03 2005-06-23 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining an efficacious atrioventricular delay interval
US7389141B2 (en) 2003-12-22 2008-06-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Biatrial pacing optimization for biventricular pacing
US7203540B2 (en) 2003-12-22 2007-04-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for setting cardiac resynchronization therapy parameters
US20060041279A1 (en) 2004-08-18 2006-02-23 Yinghong Yu Detection and treatment of prolonged inter-atrial delay in cardiac resynchronization patients
US7248925B2 (en) 2004-08-27 2007-07-24 Pacesetter, Inc. System and method for determining optimal atrioventricular delay based on intrinsic conduction delays
US20090299423A1 (en) 2008-06-03 2009-12-03 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining inter-atrial conduction delays using multi-pole left ventricular pacing/sensing leads
US8442634B2 (en) * 2008-12-04 2013-05-14 Pacesetter, Inc. Systems and methods for controlling ventricular pacing in patients with long inter-atrial conduction delays
US8634911B2 (en) 2010-10-29 2014-01-21 Medtronic, Inc. Pacing interval determination for ventricular dyssynchrony

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102858405A (zh) * 2010-02-12 2013-01-02 布里格姆女子医院有限公司 心脏再同步治疗控制参数自动调节的系统和方法
CN103415320A (zh) * 2011-02-01 2013-11-27 布里格姆女子医院有限公司 使用心室激动模拟和体表ecg记录进行心脏再同步治疗控制参数生成的系统与方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN106102826A (zh) 2016-11-09
US9233251B2 (en) 2016-01-12
WO2015109043A1 (en) 2015-07-23
EP3094374B1 (en) 2020-04-15
US20150196760A1 (en) 2015-07-16
EP3094374A1 (en) 2016-11-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11389100B2 (en) Multi-chamber intracardiac pacing system
EP3589362B1 (en) Criteria for determination of local tissue latency near pacing electrode
CN107148295B (zh) 用于心室无引线起搏设备模式转换的方法及系统
US7783355B2 (en) Dynamic adjustment of capture management “safety margin”
CN106102826B (zh) 双心房同步左心室心脏起搏
EP2185238B1 (en) Apparatus for determining a parameter associated with delivery of therapy in a medical device
JP5184525B2 (ja) 心臓ペーシング治療供給システム
CN105873635B (zh) 用于自动化膈神经刺激和起搏夺获阈值测试的装置
WO2013152166A2 (en) Heart-sounds based adaptive cardiac resynchronization therapy timing parameter optimization system
CN106232178A (zh) 自动化膈神经刺激和起搏夺获阈值测试
US11413463B2 (en) Dynamic capture management safety margin
US11957482B2 (en) Multi-chamber intracardiac pacing system
EP3914341B1 (en) Dual-electrogram based control of cardiac resynchronization therapy

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant