CN106573147A - 用于触发式起搏的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种包括心内起搏器的医疗设备系统被配置成用于通过可植入医疗设备感测模块使用植入在心血管系统外的第一电极对来接收第一心脏信号并且从所述第一心脏信号中标识P波。所述系统响应于标识所述P波而向所述心内起搏器发射无线触发信号。所述心内起搏器响应于所述触发信号而递送起搏治疗。

Description

用于触发式起搏的系统和方法

技术领域

本公开涉及一种可植入医疗设备系统以及一种用于获取心电图(ECG)信号并且使用触发式治疗递送设备来递送治疗刺激脉冲的相关联方法。

背景技术

可植入起搏器和心脏复律除颤器(ICD)可用于向患者的心脏递送电刺激治疗，如心动过缓起搏、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏和心脏复律/除颤电击。

心脏再同步治疗(CRT)是在一个心脏腔室中的感测或起搏事件之后以预定时间间隔在另一个心脏腔室内递送起搏脉冲的起搏治疗的示例。CRT是一种针对心力衰竭患者的疗法，其中一个或多个心脏腔室被电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有望缓解心力衰竭的症状。

然而，实现CRT的积极临床效益可能取决于若干治疗控制参数，如用于控制起搏脉冲递送的定时间期，例如房室(AV)间期和/或室间(VV)间期。AV间期控制心室起搏脉冲相对于心房去极化的定时。VV间期控制一个心室中的起搏脉冲相对于另一个心室中的感测R波的定时。起搏可以在右心室(RV)和/或左心室(LV)中被递送以便恢复心室同步性。

医疗设备技术进步导致产生了越来越小的可植入设备。最近，提出了可被直接植入心脏腔室中的无引线心内起搏器。去除静脉引线、心内引线具有若干优点。例如，可以消除与从皮下起搏器袋经静脉延伸至心脏中的引线相关联的干扰所导致的复杂性。其他并发症(如“旋弄综合征”)导致通过使用无引线的心内起搏器而消除引线与起搏器的断裂的或较差的连接。然而，在控制心内起搏器与另一心脏腔室中发生的起搏或感测事件同步递送起搏脉冲(例如，用于递送有效CRT)方面出现了新的挑战。

附图说明

图1是概念图，展示了可以用于感测患者的心脏电信号并向患者的心脏提供治疗的可植入医疗设备(IMD)系统。

图2是患者的截面视图，描绘了图1所示的IMD系统的替代性配置。

图3是包括在图1的IMD系统中所包括的ICD的一个实施例中的电子电路的功能框图。

图4是可以包括在图1的IMD系统中的心内起搏器的概念图。

图5是图4的起搏器的示例配置的功能框图。

图6描绘了使用植入在心血管系统之外的皮下(或胸骨下)电极所记录的心电图。

图7是根据一个实施例的一种用于控制触发式起搏器的方法的流程图。

图8是根据一个实施例的一种用于从颅骨ECG向量标识P波的方法的流程图。

图9示出了图6的样本ECG记录，其中，时序图描绘了由ICD感测到的事件、由发射设备发送的触发信号以及由触发式起搏器递送的所产生的起搏脉冲。

图10是一种用于标识向量的方法的流程图，所述向量提供了最高的P波振幅以用于感测P波事件并控制发送至心内起搏器的触发信号。

图11是根据一个示例的由ICD执行的用于标识P波并控制触发信号发射的操作的概念框图。

具体实施方式

在此公开了一种可植入医疗设备(IMD)系统以及相关联技术以用于由感测设备使用植入在心血管系统之外的电极来感测心脏事件(这些心脏事件指示患者的心脏活动)。如在本公开中使用的，短语“感测心脏信号”用于指代获取心脏信号(这些心脏信号指示患者的心脏活动)的过程。心脏信号可以包括心脏去极化的电信号、或者心脏壁运动的机械信号、或者表示患者的心脏活动的任何其他信号。如在本领域已知的，心脏信号被处理以便生成心电图(ECG)信号。

感测设备可以植入在皮下、肌肉下或胸内，并且被配置成用于基于ECG信号的定时来感测用于触发心内起搏器向患者的心脏递送自动治疗的心脏信号。触发信号由感测设备发起并且由包括在起搏器中的换能器检测。由分开的感测设备和治疗递送设备实现自动治疗递送，而不需要这两个设备彼此物理地连接。

除其他项外，消除IMD系统的感测部件与治疗递送部件之间的物理连接使能够使用微创植入手术、使IMD系统部件与电源小型化和/或消除某些部件(如医疗引线、心内起搏器的感测能力以及心内起搏器中的射频(RF)发射器)。

如在此使用的，“触发信号”是当电信号被施加于换能器时由换能器发射的信号。触发信号是由感测设备生成并且经由发射设备从感测设备发送至心内起搏器以由起搏器在检测到触发信号时触发递送治疗的命令。触发信号的示例包括声信号，例如，频率在声换能器产生的超声波范围中的声波；由发光二极管(LED)、垂直腔表面发射激光器(VCSEL)或其他光换能器产生的光信号；或者由RF天线发射的RF信号。

图1是概念图，展示了用于感测患者12内的心脏电信号并向心脏26提供治疗的IMD系统10。IMD系统10包括被具体化为心内起搏器100的治疗递送设备以及耦合至血管外引线16被具体化为ICD 14的感测设备。ICD 14被皮下地植入在患者12的左侧。连接至ICD 14的除颤引线16从ICD 14居中地延伸到患者12的胸骨22和剑突20。在靠近剑突20的位置处，除颤引线16皮下地向上方弯曲或转动并延伸，基本上平行于胸骨22。除颤引线16可以被植入为使得引线16向胸骨主体22的左侧(即朝向患者12的左侧)横向地偏移、向胸骨22的右侧或者通过胸骨22偏移。

除颤引线16包括可以是细长线圈电极的除颤电极24、一对感测电极28和30、以及触发信号发射设备18。沿着胸骨22安置除颤引线16，这样使得除颤电极24与第二电极(如ICD 14的外壳15的一部分或安置在第二引线上的电极)之间的治疗向量基本上跨过心脏26的一个或两个心室。在一个示例中，治疗向量可以被视为从除颤电极24上的点向ICD 14的壳15(或罐电极)上的点延伸的线。在另一个示例中，可以沿着胸骨22放置除颤引线16，从而使得除颤电极18与ICD 14的壳或罐电极(或其他电极)之间的治疗向量基本上跨过心脏26的心房。在这种情况下，系统10可以用于提供心房治疗，如治疗心房纤维性颤动的治疗。

引线16在胸骨上行进，仍然在胸腔外部。在其他实施例中，如图2所示，引线16可以行进至胸骨下或胸腔32内，即胸内。触发信号发射设备18被定位为用于建立发射设备18与包括在心内起搏器100中的接收器之间的信号路径，所述信号路径并不过度地衰减触发信号。触发信号发射设备18可以沿着引线16被定位在任何地方，从而使得其沿着胸腔32或肋间空间、沿着胸骨22、靠近剑突20、或者其他期望位置被定位。在其他示例中，触发信号发射设备18由引线16之外的单独引线承载或者是从ICD 14接收无线通信信号的无引线设备，所述无线通信信号控制触发信号发射设备18何时向起搏器100发送触发信号。在又其他示例中，发射设备18并入ICD 14，例如，ICD外壳14或连接器块13中或沿着ICD外壳或连接器块。

尽管ICD 14被展示为植入在患者12的腋中线附近，但是也可以将ICD 14植入患者12的其他皮下位置处，诸如朝向腋后线在躯干上进一步向后、朝向腋前线在躯干上进一步向前、在胸肌区中、或在患者12的其他位置处。在ICD14植入在胸部的实例中，引线16可以顺着不同的路径，例如跨过上胸部区域并且沿着胸骨22向下。当ICD 14被植入在胸肌区中时，系统10可以包括第二引线，所述第二引线包括除颤电极，所述除颤电极沿着患者的左侧延伸，从而使得第二引线的除颤电极沿着患者的左侧定位，以充当治疗向量的用于对心脏26进行除颤的阳极或阴极。

ICD 14包括外壳15，所述外壳或罐形成保护ICD 14内的部件的气密密封件。ICD14的外壳15可以由导电材料(如钛)或其他生物相容性导电材料或导电材料和非导电材料的组合形成。外壳15可以封闭一个或多个部件，包括处理器、存储器、发射器、接收器、传感器、感测电路、治疗电路以及其他适当的部件(在本文中通常被称为模块)。在一些情况下，外壳15充当与电极24、28、和30之一组合使用的电极(有时称作外壳电极或罐电极)，以向心脏26递送治疗或以感测心脏26的电活动。

ICD 14还可以包括用于接收引线16的近端连接器(未展示)的连接器组件13(也被称为连接器块或接头)。连接器组件13包括电馈通，除颤引线16内的导体与包括在外壳内的电子部件之间通过所述电馈通进行电连接。根据ICD 14的预期植入位置，除了由引线16承载的用于将触发信号发射至起搏器100的发射设备18之外的或代替发射设备的触发信号发射设备可以被包括在连接器组件13中。

除颤引线16包括具有近端和远端的引线体，所述近端包括被配置成用于(经由连接器组件13)连接至ICD 14的连接器，所述远端包括一个或多个电极24、28、和30以及触发信号发射设备18。除颤引线16的引线体可以由非导电材料(包括硅酮、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)来形成，并且可以被成形为用于形成一个或多个内腔，在一个或多个导体在所述一个或多个内腔延伸。然而，在此公开的这些技术并不限于这种构造。尽管除颤引线16被展示为包括三个电极24、28和30，但是除颤引线16可以包括更多或更少的电极。例如，如果利用不能够递送心脏复律和除颤治疗的感测设备来实现起搏器100，则可以不存在除颤电极24。可以包括用于感测心外心脏信号的两个或更多个感测电极。

除颤引线16包括细长电导体(未展示)，所述细长电导体在细长引线体内从除颤引线16的近端上的连接器向对应电极24、28、30和发射设备18延伸。换言之，被包含在除颤引线16的引线体内的细长电导体中的每个细长电导体都可以与电极24、28和30中的对应电极和发射设备18接合。当除颤引线16的近端处的连接器连接至连接器组件13时，对应的导体经由连接器组件13中的连接件(包括相关联馈通)电耦合至ICD 14的电路(如治疗模块、感测模块或触发信号驱动电路)。电导体将来自ICD 14内的治疗模块的电刺激脉冲发射至电极24、28和30中的一个或多个电极，并且将感测到的电信号从电极24、28和30中一个或多个电极发射至ICD 14内的感测模块。

从邻近引线连接器延伸至发射设备18的电导体将电控制信号传导至发射设备18以使得发射设备18在合适的时间发射触发信号从而使得心内起搏器100将一个或多个起博脉冲递送至心脏26。

在此使用的“触发式起搏器”是由触发信号触发以将治疗递送至患者的心脏或其他靶标患者组织的设备。在此描述的说明性实施例中，心内起搏器递送电刺激治疗，诸如心脏起搏脉冲。触发式起搏器包括换能器，所述换能器响应于经受触发信号而产生电信号。电信号与触发信号检测阈值进行比较并且当超过检测阈值时使治疗递送设备将治疗刺激脉冲递送至患者的靶标组织。因此，在此公开的“触发式起搏器”并不作出判定(至少某些时候)以便基于使用以下换能器而感测到的生理信号的感测和处理来递送治疗，诸如压力换能器、光换能器、电极或者产生与生理状况或生理事件相关的时变信号波形(例如，ECG、血压等)的其他换能器。由控制发射触发信号的发射设备18的感测设备(在这种情况中为ICD14)作出递送治疗的判定。ICD 14和起搏器100不需要彼此处于有线连接。

ICD 14可以经由一个或多个感测载体来感测心脏26的电活动，所述一个或多个感测载体包括电极28和30以及ICD 14的外壳15或罐电极的组合。例如，ICD 14可以获得使用电极28与30之间、电极28与导电外壳15之间、电极30与导电外壳15之间或其任意组合之间的感测向量感测的电信号。在一些情形中，ICD 14甚至可以使用包括除颤电极24的感测向量来感测心脏电信号，如除颤电极24与电极28和30之一之间的感测向量、或除颤电极24与ICD 14的外壳15之间的感测向量。

在一个示例中，由ICD 14沿着由电极28和30限定的颅尾(cranial-caudal)向量60来获取心脏信号，所述颅尾向量大致平行于患者12的颅尾轴70并大约垂直于患者12的横向平面72而延伸。心脏信号被处理以便生成ECG信号。如在此使用的，参考解剖轴的术语“大致平行”指代在命名轴线的30度角内。如在此使用的，参考解剖轴或解剖平面的术语“大致垂直”指代与命名轴线或平面呈大于60度的角。这样，在一个示例中，颅尾向量60以与轴线70呈小于30度的角并与横向平面72呈大于60度的角延伸。颅尾向量60可以沿着或者靠近患者12的正中矢状平面(median sagittal plane)或者从患者12的正中矢状平面横向地偏移。通常指向颅骨或尾部、大致平行于颅尾轴70并大致垂直于横向平面72的ECG感测向量在此被称为“颅尾向量”或者简化为“颅骨向量”或“颅骨ECG向量”。

如下所述，颅骨ECG向量用于标识心脏事件以用于控制发射设备18向起搏器100发送触发信号。如在此处使用的“心脏事件”指代伴随对心肌层的去极化或复极化的心脏信号。相应地，心脏事件可以包括随心房去极化发生的P波、随心室去极化发生的R波、以及随心室复极化发生的T波。在一些实施例中，颅骨ECG向量用于标识P波以用于控制发射设备18向与P波在时间上相关的起搏器100发送触发信号从而使得起搏器100以期望的AV间期递送心室起搏脉冲。

如以上指示的，除颤引线16可以植入在图1中示出的一般位置之外的其他位置。例如，引线16可以进一步向下方或向上方横向地偏移。然而，在一些示例中，承载一对感测电极28和30的引线16以基本上垂直的配置被定位(当患者处于直立位置时)，从而使得电极28和30对大致平行于患者的颅尾轴70的ECG感测向量进行限定。如下所述，颅骨ECG向量可能与非颅骨ECG感测向量相比对P波相对地更为敏感，并且因此可以用于感测P波以用于控制由触发式起搏器100进行的治疗递送。然而，在其他示例中，当引线16未如示出的以基本上垂直的配置被定位时(例如，相对更对角地或水平地延伸)，可以选择一对可用电极24、28、30以及(比其他可用电极对中的任何电极最紧密地与患者的颅尾轴70对准的)外壳电极15以用于感测并标识P波以用于控制触发式起搏器100。

在一个示例中，电极28在第四肋间空间的上方，所述第四肋间空间通常对应于表面ECG V1和V2电极的颅尾位置。电极30在沿着颅尾向量60的电极28的下方。例如，电极30可以垂直于第七肋间空间但在电极28的下方。在另一示例中，电极30沿着剑突20被定位。电极28与电极30之间的电极间距可以在实施例之间变化。例如，在没有预期限制的情况下，电极28与电极30可以沿着引线16间隔开大约1英寸至大约6英寸。在一个示例中，电极28与电极30之间的间隔超过1.5英寸。在另一示例中，电极28与电极30之间的间隔超过2英寸。在又另一示例中，间隔为至少五英寸。如在此使用的，在一些示例中，参考数值的术语“大约”是在指定值的10％内。

图2是患者12的截面视图，描绘了系统10的替代性配置。在图1展示的示例中，皮下地植入引线16，例如在皮肤与肋骨或胸骨之间。在其他实例中，可以将引线16植入在其他血管外位置处。如图2所示，引线16可以至少部分地植入胸骨下位置中。在所述配置中，引线16的部分16A皮下地从ICD 14朝向胸骨22延伸，并且引线16的至少部分16B在纵隔36中(并且更具体地是在前纵隔中)的胸骨下面或下方行进。前纵膈侧向地以胸膜39为界，向后以心包为界，并且向前以胸骨22为界。引线16可以至少部分地植入在其他心包外位置中，例如，在心脏26的外表面周围的区域中、但不与心脏的外表面直接接触的位置。这些其他心包内位置可以包括在纵膈36中但从胸骨22偏移、在上纵膈中、在中纵膈中、在后纵膈中、在剑突下或剑突下方区域中、在心尖附近、或其他不与心脏26直接接触且不是皮下的位置。在图2中，引线16的胸骨下部分16B被定位成大致平行于颅尾轴70以使得能够从(从颅骨ECG向量获得的)心脏信号感测P波。在其他示例中，可以使用仍然能够沿着颅骨ECG向量感测P波的引线16的其他心包内位置。

再次参照图1，可以分别在电极30与外壳电极15之间和/或在电极28与外壳电极15之间感测附加ECG向量62和64。沿着(以与颅尾轴70呈大于30度的角延伸的)向量获取到的ECG向量(诸如向量62或64)在此被称为“非颅骨向量”或“非颅骨ECG向量”。在一些示例中，非颅骨向量是以与患者身体的横向平面72呈等于或小于60度的角延伸的向量。电极30与外壳电极15之间的ECG向量62在此被称为“横向向量”或“横向ECG向量”，因为其大致在横向平面72中(横向平面72的30度内)横向地且大致垂直于颅尾轴70延伸。电极28与外壳电极15之间的ECG向量64在此被称为“对角向量”或“对角ECG向量”，因为其对角地向颅尾轴70和横向平面72两者延伸，例如，以与颅尾轴70呈30度与60度之间的角。

如结合图6描述的，横向ECG感测向量62和对角ECG感测向量64与颅骨向量60相比对P波相对较不敏感。然而，这些非颅骨向量62和64具有感测R波的高信噪比。这样，从横向向量62和/或对角向量64获取的心脏信号用于从自颅骨向量60获取的ECG中消除或拒绝R波或T波从而辅助标识来自颅骨ECG向量60的P波信号。

ICD 14还分析感测到的心脏信号，以检测心动过速(诸如室性心动过速或心室纤颤)，并且可以响应于检测到心动过速而生成电治疗并向心脏26递送所述电治疗。例如，ICD14可以经由治疗向量递送一个或多个除颤电击，所述治疗向量包括除颤引线16的除颤电极24以及外壳15。从横向向量62和/或对角向量64感测的心脏事件信号可以单独使用或者与从颅骨向量60感测的信号组合使用以用于以各种检测算法检测快速性心律失常。

电极28和30可以包括环形电极、半球形电极、线圈电极、螺旋形电极、分段电极、定向电极或者其他类型的电极、或其组合。电极28和30可以是相同类型的电极或不同类型的电极，尽管在图1的示例中电极28和30两者均被展示为环形电极。电极28和30可以用于感测心脏信号，所述心脏信号包括P波和R波以用于控制R波同步电击的定时或者控制由起搏器100递送的起搏脉冲的定时。在一些实例中，可以在ICD 14递送除颤冲击之前或之后递送一个或多个起搏治疗，比如，抗心动过速起搏(ATP)或冲击后起搏。在这些实例中，ICD 14可以生成并经由治疗向量递送起搏脉冲，所述治疗向量包括电极28和30和/或外壳15之一或两者。可替代地，ICD 14使触发信号发射设备18发射触发信号从而使得起搏器100在合适的时间向心脏26递送起搏脉冲。

除颤引线16还可以包括在或朝向引线16的远端的附接特征29。附接特征29可以是圈、链环、或其他附接特征。例如，附接特征29可以是由缝线形成的圈。作为另一个示例，附接特征29可以是金属、涂覆金属或聚合物的圈、链环、环。附接特征29可以形成为具有均匀或不同厚度和不同尺寸的数个形状中的任一种形状。附接特征29可以是与引线一体的或者可以在植入之前由用户加入。附接特征29可以用于辅助引线16的植入和/或用于将引线16固定在期望的植入位置。

在一些实例中，除了或代替附接特征，除颤引线16可以包括固定机构。例如，除颤引线16还可以包括邻近电极30或靠近发射设备18定位的缝线套管或其他固定机构(未示出)，所述缝线套管或其他固定机构被配置用于将引线16固定在剑突或下胸骨位置附近。固定机构(例如，缝线套管或其他机构)可以是与引线一体的或者可以在植入之前由用户加入。例如，固定机构可以用于将发射设备18稳定地定位于剑突20下方或者沿着肋间空间被定位从而防止发射设备18转动或偏移，由于人体组织的干涉，所述转动或偏移可能会导致信号错向或信号丢失。附接特征29和/或更近的固定机构可以用于锚定引线16以便维持用于感测P波的电极之间的期望颅骨向量。

引线16包括在引线16的近端处的连接器，如DF4连接器、分叉连接器(例如，DF-1/IS-1连接器)、或其他类型的连接器。引线16的近端处的连接器可以包括接线销，所述接线销联接到ICD 14的连接器组件13内的端口上。在一些实例中，引线16可以包括在引线16的近端处的附接特征，所述附接特征可以耦合至植入工具以便辅助引线16的植入。引线的近端处的附接特征可以与连接器分离并且可以与引线是一体的或者在植入之前由用户加入。

ICD 14在本质上是说明性的并且不应该被视为是对这种类型的感测设备以及本公开中所描述的相关联技术的限制。例如，除了感测心脏信号以外，ICD14可以包括电击治疗能力，而没有起搏治疗能力。在其他示例中，ICD 14可以耦合至不只一条用于感测心脏信号和/或向起搏器100发送触发信号的引线。在其他示例中，接收心脏信号以用于标识P波的感测设备可以不包括治疗递送能力。

起搏器100是经导管的心内起搏器，其被适配成用于完全植入心脏26的心脏腔室内，例如，完全在RV内、完全在LV内、完全在右心房(RA)内或者完全在左心房(LA)内。在图1和图2的示例中，起搏器100被定位于邻近LV的内壁以提供左心室起搏。在其他示例中，起搏器100被定位于邻近右心室的内壁以提供右心室起搏。在其他示例中，起搏器100可以被定位在心脏26外或内的任何其他位置处，包括心外膜位置。例如，起搏器100可以被定位在右心房或左心房之外或之内，例如，以便提供对应的右心房或左心房起博。在其他示例中，起搏器100可以被具体化为用于在另一个身体位置处递送电刺激治疗的治疗递送设备。根据植入位置，起搏器100可以被配置成用于向除了心肌以外的(多个)目标治疗位点递送电刺激治疗。例如，起搏器100可以提供房室结刺激、脂肪垫刺激、迷走神经刺激、或其他类型的神经刺激。

起搏器100能够产生电刺激脉冲，通过起搏器100的外壳上的一个或多个电极来向心脏26递送所述电刺激脉冲。起搏器100包括用于接收由发射设备18发射的触发信号的接收换能器。响应于检测到触发信号，起搏器100递送一个或多个起博脉冲。

虽然图1示出了定位在一个心脏腔室(LV)中的一个起搏器100，但应当考虑到在一些示例中第二触发式心内起搏器定位在右心室(RV)中。根据在此公开的技术，LV起搏器100和第二RV心内起搏器两者均可以接收由发射设备18发射的触发信号以便响应于由ICD 14感测的P波而协调双心室起搏。

在一个实施例中，起搏器100包括脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成用于在从发射设备18接收到触发信号时递送一个或多个起博脉冲。起搏器100可以不被配置成用于感测心脏信号。心脏信号感测由ICD 14进行。ICD 14通过引线16感测心脏信号并且通过由在ICD 14控制下的发射设备18发射的触发信号控制由起搏器100递送的起博。

心内起搏器100可以不被配置成用于感测心脏信号。结果是，独立地递送CRT、抗心动过速起搏(ATP)或冲击后起搏、或与另一心脏腔室内发生的被起搏或感测事件同步的其他类型的起搏治疗的能力可能受到限制。为了将起搏器100的尺寸最小化，可以省略心脏信号感测和射频遥测功能，从而使得起搏器100包括具有有限存储器的脉冲发生器、处理、和其他功能。

在其他实施例中，起搏器100感测其被植入的心脏腔室中的心脏电描记图(EGM)信号。由于起搏器100完全位于心脏腔室中，起搏器100所感测到的EGM信号将对其他心脏腔室内发生的P波和/或R波不那么敏感或不敏感。在过去的实践中，起搏器可以耦合至一条或多条引线，所述一条或多条引线将感测电极定位在多个心脏腔室中或沿其定位，这样使得可以对多个感测通道进行监测。通过监测多个感测通道，可采用相对于其他心脏腔室中的感测事件的指定时间间隔(例如，编程到起搏器中的AV间期或VV间期)来向一个或多个心脏腔室递送协调的起搏脉冲。

由于起搏器100可以不具有或具有有限的感测能力，起搏器100对发生于其他心脏腔室(诸如心房)中的事件可能是“盲目”的。递送CRT、双腔起搏、或其他多腔室起搏治疗可能需要在另一心脏腔室内(被感测或起搏)的事件之后以预定时间间隔递送起搏脉冲。这样，发射设备18响应于由ICD 14所感测的心脏信号而向起搏器100提供触发信号，以使起搏器100相对于其他心脏腔室事件而以所期望的时间间隔来递送起搏脉冲。与ICD 14(用于感测生理信号并且响应于其而作出治疗递送决定)组合的起搏器100(用于生成起搏脉冲)提供了递送各种治疗所需的功能，所述功能可能需要多个解剖位点之间的同步或协调，而在起搏器100与植入在分开位点的ICD 14之间没有物理连接。

图1进一步描绘了经由通信链路42与ICD 14进行无线通信的编程器40。在一些示例中，编程器40包括手持式计算设备、计算机工作站、或联网的计算设备。编程器40包括向用户呈现信息并且从用户处接收输入的用户界面。应当注意的是，用户还可以经由联网的计算设备与编程器40进行远程交互。

如内科医生、技术员、外科医生、电生理学家、其他护理者、或患者等用户与编程器40进行交互，以便与ICD 14通信。例如，用户可以与编程器40进行交互，以便从ICD 14检索生理信息或诊断信息。用户可以与编程器40进行交互以对ICD 14进行编程，例如，选择ICD14的操作参数(包括用于控制触发信号发射设备18的参数)的值以用于控制起搏器100。用户可以使用编程器40从ICD 14检索与心脏26的心律、心脏中随着时间的趋势、或者心律失常事件相关的信息。

如所指示的，ICD 14和编程器40经由无线通信来进行通信。通信技术的示例可以包括低频或射频(RF)遥测术，但可以使用其他技术。在一些实例中，编程器40可以包括编程头部，所述编程头部邻近患者的身体靠近ICD 14植入位点放置，以便改善ICD 14与编程器40之间的通信质量或安全性。

图1中展示的系统是IMD系统的示例配置，并且不应被认为限制在此描述的技术。可以设想到耦合至感测电极以用于感测心脏信号的感测设备、触发信号发射设备、以及用于检测触发信号并响应于其而递送治疗的触发式起搏器的其他安排。这类系统可以实现在此公开的用于标识P波以用于控制触发信号发射设备的技术以便使起搏器递送治疗而无需起搏器与感测设备之间的物理连接。

图3是包括在图1中示出的ICD 14的一个实施例中的电子电路的功能框图。ICD 14包括处理和控制模块80(在此还称为“控制器”80)、相关联存储器82、治疗递送模块84、电感测模块86、遥测模块88、以及心脏信号分析器90。电源98在需要时向ICD 14的电路提供电力，包括模块80、82、84、86、88、和90中的每一个模块。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，比如，一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。

图3中示出的功能块表示可以包括在ICD 14中的功能，并且可以包括实现能够产生归属于在此的ICD 14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。例如，所述模块可以包括模拟电路，例如，放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。所述模块还可以包括数字电路，例如，模数转换器、组合逻辑电路或时序逻辑电路、集成电路、存储器设备等。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁的、或电的非瞬态计算机可读存储介质，比如，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、或任何其他存储器设备。而且，存储器82可以包括存储指令的非临时性计算机可读存储介质，在由一个或多个处理电路执行这些指令时使处理器80或其他ICD模块执行归属于ICD 14的各个功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括以上所列出的介质中的任何介质，其中唯一的例外是瞬态传播信号。

此处可以将归属于所述模块的功能具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或其任何组合。将不同特征描绘为模块旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种模块必须由分开的硬件或软件部件来实现。相反，可由分开的硬件或软件部件来执行与一个或多个模块相关联的功能、或者将其整合在共同的硬件或软件部件内。例如，由心脏信号分析器90执行的用于确定对由ICD 14和/或起搏器100递送的治疗的需求的心律不齐检测操作可以在执行存储于存储器82中的指令的处理和控制模块80中被实现。

处理和控制模块80与治疗递送模块84、心脏信号分析器90和电感测模块86通信，以感测心脏电活动、检测心律、并响应于所感测到的信号而生成心脏治疗。治疗递送模块84和电感测模块86电耦合至例如如图1所示的由引线16承载的电极24、28和30以及外壳15，所述外壳的至少一部分还充当公共电极或地电极并且在此被称为“外壳电极”15。

电感测模块86耦合至电极28和30，以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可以另外地耦合至电极24和15，并且被使能以选择性地监测选自可用电极24、28、30和15中的一个或多个感测向量。例如，感测模块86可以包括切换电路，所述切换电极用于选择电极24、28、30和外壳电极15中的哪一些被耦合以感测在感测模块86中所包括的放大器。切换电路可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测放大器耦合至所选择的电极的任何其他类型的切换设备。

在一些示例中，电感测模块86包括用于感测选自电极24、28、30和外壳电极15的多个ECG感测向量的多个感测通道。例如，可以选择电极28与电极30之间的感测向量以用于感测一个通道上的颅骨ECG向量，并且在与外壳电极15配对的且在另一感测通道上感测的电极24、28、30之一之间选择至少一个附加非颅骨感测向量。每个感测通道可以被配置成用于对心脏信号进行滤波以便提高期望心脏事件的信号质量。例如，颅骨向量感测通道可以配置有提高P波信号质量的带通滤波器。非颅骨向量感测通道可以配置有提高R波信号质量的带通滤波器。在一些示例中，非颅骨向量感测通道可以具有比颅骨向量感测通道更高的频率通带。

感测模块86包括用于获取跨所选择的电极而产生的心脏信号的一个或多个感测放大器。感测放大器将感测事件信号传送至心脏信号分析器90。例如，当感测的心脏信号越过对应的感测阈值(所述对应的感测阈值可以是自调整感测阈值)时，将感测事件信号传送至心脏信号分析器90。

处理器80或者心脏信号分析器90可以从感测模块86接收已经使用血管外、心外电极所感测的一个或多个模拟或数字化心脏信号。一个或多个感测向量选择电极24、28、30和15以用于标识P波。从ECG信号分析对P波进行标识，所述ECG信号分析使得能够实现P波与R波和T波的分离或隔离。在一个示例中，P波感测阈值被应用于ECG向量，与其他ECG向量相比，所述ECG向量具有最高振幅的P波信号。响应于P波感测阈值相交，将P波感测信号从感测模块86传送至处理器80。第二感测阈值被应用于至少一个其他ECG向量，所述至少一个其他ECG向量具有降至低于第二感测阈值的相对更低振幅的P波信号。从附加ECG向量感测的事件信号也被传送至处理器80。处理器80对与来自所述至少一个附加ECG向量的感测事件信号同时被感测的P波感测信号进行标识。这些P波感测信号作为过度感测的R波或T波被拒绝。通过拒绝与来自附加ECG向量的事件同时被感测的P波感测事件信号从第一ECG中标识有效P波。

定时电路92响应于有效P波感测事件信号而传送控制信号95以便控制发射设备18向起搏器100发送触发信号。以此方式，起搏器100由触发信号控制以便以期望的AV间期起搏LV。使用由单独的感测设备(即ICD 14)感测的心外心脏信号来实现对心内起搏器100的控制，所述感测设备通过拒绝从第二ECG向量感测的非P波事件从所选择的ECG向量标识P波。

在一些示例中，心动过缓或心搏停止是由定时电路92内的起搏逸搏间期定时器到时来确定的。响应于起博逸搏间期到时，控制信号95被传送至触发信号发射设备18。根据触发信号或感测信号来重新开始起搏逸博间期。

在本文中所呈现的说明性示例中的控制信号95可以被称为起搏控制信号，这是因为所述控制信号使起搏器100向心脏腔室递送起搏脉冲。在其他示例中，可由心脏信号分析器90产生控制信号95，以使起搏器100(或者另一个治疗递送设备)递送其他类型的治疗脉冲。例如，可以产生控制信号95，以使起搏器100或者另一个治疗递送设备递送ATP脉冲、迷走神经刺激脉冲、或者其他类型的电刺激脉冲。

控制信号95是当发射设备18有线连接地耦合至ICD 14时沿引线16(或承载发射设备18的另一引线)被传送至发射设备18的电信号。控制信号95替代性地为无线遥测信号，所述无线遥测信号经由遥测模块88被传输至发射设备18。发射设备18可以由引线承载但被配置成用于从遥测模块88无线地接收控制信号95。替代性地，发射设备不是基于引线的发射设备并且从遥测模块88接收例如RF信号的控制信号95。

触发信号发射设备18包括驱动信号电路34，所述驱动信号电路从遥测模块88接收作为或者有线电信号或者无线信号的控制信号95。被理解的是，在一些实施例中，驱动信号电路34可以包括在ICD 14的外壳15中并耦合至位于外壳15外部的换能器36。

驱动信号电路34将电信号传送至换能器36以启用换能器36发射触发信号。在各示例中，换能器36可以是光换能器或声换能器。在其他示例中，驱动信号电路34耦合至天线，所述天线用于发射触发信号作为RF信号。触发信号被起搏器100接收并检测，从而使起搏器100将一个或多个起搏脉冲递送至患者的心脏。

定时电路92可以根据存储在存储器82中的起博算法和定时间期生成控制信号95以提供心动过缓起博、抗心动过速起博、心脏再同步治疗、AV结刺激、或其他起博治疗。在ICD 14递送复律-除颤冲击之后，随着心脏在冲击后恢复回到正常功能，可以临时地递送心动过缓起搏来维持心脏输出。

心脏信号分析器90包括用于检测并区分室上性心动过速(SVT)、室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF)的快速性心律失常检测器94。在共同转让的美国专利号7,904,153(Greenhut(格林哈特)等人)中总体公开了感测和处理皮下感测心脏信号的一些方面，所述专利通过引用以其全文结合在此。来自感测模块86的R波感测信号的定时被快速性心律失常检测器94用于测量R-R间期，所述R-R间期用于对不同检测区域内的RR间期进行计数或确定心律或其他用于检测心室快速性心律失常的基于速率的测量结果。电感测模块86可以另外地或替代性地为心脏信号分析器90提供基于所感测的心脏信号的数字化信号以用于检测快速性心律失常。可以被适配成用于触发式起搏器100的ICD的示例以及可以由用于检测、区别和治疗快速性心律失常的快速性心律失常检测器94检测的操作总体上在第7,742,812号美国专利(加尼姆(Ghanem)等人)、第8,160,684号美国专利(加尼姆(Ghanem)等人)、第5,354,316号美国专利(凯梅尔)，第6,393,316美国专利(吉尔伯格(Gillberg)等人)、第5,545,186号美国专利(奥尔森(Olson)等人)、和第5,855,593号美国专利(奥尔森(Olson)等人)中公开，所有这些专利通过引用以其整体结合在此。

检测算法对于危及生命的VT和VF的存在或不存在而言是高度敏感和特定的。治疗递送模块84包括高压(HV)治疗递送模块，所述高压治疗递送模块包括一个或多个HV输出电容器。当检测到恶性心动过速时，通过HV充电电路来将HV电容器充电至预编程的电压水平。当检测到来自治疗递送模块84的反馈信号时，处理器80应用信号来触发HV电容器的放电，所述反馈信号是HV电容器已经到达了递送编程电击能量所需的电压。以此方式，处理器80控制治疗递送模块84的高压输出电路的操作，从而使用除颤电极24和外壳电极15来递送高能量心脏复律/除颤电击。

应当注意的是，所实现的心律失常检测算法不仅可以利用ECG信号分析法，而且还可以利用补充传感器96，如血压、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等，以便由处理和控制模块80促进判定是施加治疗还是停止治疗。传感器96还可以用于确定由起搏器100进行起博的需求和定时。例如，活动传感器信号或者如每分通气量信号等其他速率响应信号可以用于确定满足患者新产代谢需求的起搏速率。定时电路92产生控制信号95来使发射设备18生成触发信号，所述声触发信号使起搏器100基于速率响应信号来以适当的速率递送起搏脉冲。传感器96可以包括由引线承载的一个或多个传感器，所述引线自ICD14、在外壳15和/或连接块13内或沿着外壳和/或连接器块延伸。

当被配置成用于接收无线控制信号95时，遥测模块88包括用于与另一个设备(比如，外部编程器40和发射设备18)通信的收发器和天线。在处理器80的控制下，遥测模块88可以从编程器40或其他外部设备接收下行遥测并向其发送上行遥测。遥测模块88可以向发射设备18无线地发射控制信号(例如，作为RF信号)。

图4是起搏器100的概念图。起搏器100包括沿着起搏器100的外壳150被间隔开的电极162和164。电极164被示出为延伸自起搏器100的远端102的尖端电极，并且电极162被示出为沿着外壳150的中间部分的环形电极，例如与近端104相邻。在替代性实施例中，起搏器100可以包括两个或更多个环形电极或沿着起搏器外壳150暴露的其他类型电极，用于向心脏26递送电刺激。电极162和164以及在此描述的其他电极可以是(不限于)钛、铂、铱或其合金，并且可以包括低偏光涂层，如氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑等。电极162和164可以被定位在沿着起搏器100的除了所示出的位置的位置处。

外壳150包括控制电子子组件152，所述控制电子子组件容纳用于产生刺激脉冲并执行起搏器100的治疗递送功能的电子装置。作为一个示例，控制电子子组件152可以包括脉冲发生器和用于从发射设备18中接收触发信号并且响应于所述触发信号而触发所述脉冲发生器经由电极162和164来递送起搏脉冲的接收换能器。在一些实施例中，电极162和164还用于感测心脏EGM信号，在这种情况下，控制电子子组件152包括感测电路。

外壳150进一步包括电池子组件160，所述电池子组件向控制电子子组件152提供电力。电池子组件160可以包括共同转让的第8,433,409号美国专利(约翰逊(Johnson)等人)以及第8,541,131号美国专利号(伦德(Lund)等人)中所公开的电池的特征，所述两个专利的全部内容通过引用以其全文结合在此。

外壳150由生物相容性材料(如不锈钢或钛合金)形成。在一些示例中，外壳150可以包括绝缘涂层。绝缘涂层的示例包括聚对二甲苯、尿烷、聚醚醚酮(PEEK)、或聚酰亚胺等。整个外壳150可以是绝缘的，但是仅电极162和164是非绝缘的。在其他示例中，整个外壳150可以充当电极，而不是提供如电极162的局部电极。可替代地，可以将电极162与外壳150的其他部分电隔离。电极162和164形成用于进行双极性心脏起搏的阳极和阴极对。

起搏器100可以包括一组活动的固定齿166，所述活动的固定齿用于例如通过与心室骨小梁进行交互来将起搏器100固定到患者组织上。起搏器100可以包括如在共同转让的、预授权的公开美国2012/0172892(格鲁巴茨(Grubac)等人)中公开的一组主动固定齿，该公开由此通过引用以其全文结合在此。起搏器100可以进一步包括递送工具接口158。递送工具接口158位于起搏器100的近端并且被配置成用于连接递送设备(如导管)，所述递送设备用于在植入程序期间将起搏器100定位(例如)在植入位置，例如心脏腔室内。

固定齿166可以被配置成用于将起搏器100锚定，从而将电极164定位成操作地邻近靶标组织，以便递送治疗电刺激脉冲。可以采用许多种类型的有源和/或无源固定构件来将起搏器100锚定或稳定在植入位置中。

起搏器100包括耦合构件180，所述光学耦合窗口用于将来自发射设备18的触发信号耦合至外壳150中所封闭的换能器。例如，耦合构件180可以是用于沿着耦合构件180的内表面将声波传送至外壳150中所封闭的接收换能器(未示出)的声耦合构件。在另一个示例中，耦合构件180可以是用于沿着构件180的内表面将由发射设备18发射的光传送至外壳150中所封闭的光接收换能器的透明窗。

图5是起搏器100的示例配置的功能框图。起搏器100包括脉冲发生器202、光感测模块204、控制模块206、存储器210、触发信号接收器212和电源214。脉冲发生器202生成经由电极162和164被递送至心脏组织的电刺激信号。控制模块206响应于从接收器212接收到触发检测信号216而控制脉冲发生器202递送刺激脉冲。在其他实施例中，脉冲发生器202可以被配置成用于直接通过从接收器212接收的输入信号被启用以递送刺激脉冲。例如，响应于接收器212所产生的触发检测信号的开关可以启用脉冲发生器202以经由电极162和164将刺激脉冲递送至靶标组织。

脉冲发生器202包括一个或多个电容器和将(多个)电容器充电至起搏脉冲电压的充电电路。在控制模块206等待来自接收器212的触发检测信号216的同时，起搏电容器可以被充电至起搏脉冲电压。在检测到触发信号时，电容器耦合至起搏电极162、164从而对电容器电压放电并借此递送起搏脉冲。替代性地，对触发信号的检测发起起搏电容器充电，并且当达到预定的起博脉冲电压时，递送脉冲。第8,532,785号美国专利(克拉奇菲尔德(Crutchfield))中总体上公开的起搏电路可以实现在起搏器100中从而在控制模块206的控制下将起搏电容器充电至预定的起搏脉冲幅度并递送起搏脉冲，此专利通过引用以其整体结合在此。替代性地，脉冲发生器202可以包括将电源214连接至起搏电极162和164以递送起搏脉冲的开关。

接收器212通过耦合构件180来接收触发信号。接收器212包括一个或多个接收换能器，所述接收换能器可以沿着耦合构件180的内表面直接安装，例如，用于接收声波或光。触发信号使接收换能器产生电压信号，所述电压信号被传送至包括在接收器212(或控制模块206)中的比较器，用于与触发信号检测阈值进行比较。如果接收换能器产生的电压信号大于检测阈值，那么触发检测信号216被传送至控制模块202，或者直接到脉冲发生器206，以便引起起搏脉冲递送。

在一些示例中，启用脉冲发生器202以在或者直接从接收器212或者经由控制模块206接收触发检测信号216时立即递送起搏脉冲。可替代地，可以在预定的时间延迟之后递送起博脉冲。在任一情况下，所述系统控制由起搏器100递送起搏脉冲在感测事件之后的期望时间间隔发生。例如，ICD 14可以使用在此公开的技术来感测P波，并且触发信号可以在小于任何固有系统延迟的期望AV间期被发送至起搏器100以使得起搏器100在期望的AV间期递送起搏脉冲，如通常在美国临时专利号61/989,123(奥勃良(O’Brien)等人)、美国临时专利号61/989,114(辛比斯(Cinbis)等人)、以及美国临时专利号61/989,302(卡尼(Carney)等人)中所公开的，所述专利通过引用以其全文结合在此。

在一些示例中，起搏器100仅是没有感测能力的治疗递送设备。在其他示例中，起搏器100可以包括感测模块204，所述感测模块耦合至电极160和162以用于感测用于控制起搏脉冲的递送的近场EGM信号。例如，当起搏器100被植入LV时，LV中的R波可以被感测模块204感测到。感测模块204生成被提供给控制模块206的R波感测事件信号。在从接收器212中接收触发检测信号216时，控制模块206可以开始起搏定时间期。如果在起搏定时间期到期之前，控制模块206从感测模块204中接收到R波感测信号，那么脉冲发生器202不递送起搏脉冲。如果在从感测模块204接收到R波感测信号之前起搏定时间期到时，则控制模块206使能脉冲起搏器202递送起搏脉冲。

电源214根据需要向起搏器100的其他模块和部件中的每一个提供电力。控制模块206可以执行功率控制操作，以便控制何时向各个部件或模块供电以执行各种起搏器功能。电源214可以包括一个或多个能量存储设备，比如，一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。为清楚起见，图5中未示出电源214与其他起搏器模块和部件之间的连接。

由图5所示的框图表示的电路可以包括实现能够产生归属于在此的起搏器100的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。归属于在此的起搏器100的功能可以被具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件、或其任何组合。控制模块206可以包括微处理器、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)、状态机或等效离散或集成逻辑电路中的任何一者或多者。作为离散模块或部件的起搏器100的不同特征结构的描绘旨在强调不同的功能方面，而并不一定暗指这类模块必须通过分开的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块相关联的功能性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中，所述部件可以包括组合或时序逻辑电路、状态机、存储器设备等。

存储器210可以包括计算机可读指令，这些计算机可读指令在由控制模块206执行时，使控制模块206执行贯穿本公开归属于起搏器100的各种功能。计算机可读指令可以被编码在存储器210内。存储器210可以包括任何非暂时性计算机可读存储介质，包括任何易失性介质、非易失性介质、磁性介质、光学介质或电介质，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)、快闪存储器、或其他数字介质，唯一的例外是瞬时传播信号。存储器210存储由控制模块206使用以控制由脉冲发生器202响应于检测到由接收器212接收的触发信号而递送起搏脉冲的间期、计数或其他数据。

在一个实施例中，起搏器100仅包括接收器212、脉冲发生器202(其包括低压充电电路和起搏电容器)、电源214以及控制模块206(其可以被实施为用于响应于触发信号检测而控制起搏脉冲递送的逻辑电路)。此示例中的起搏器100在尺寸和功能上被最小化并且不包括用于获取生理信号的感测模块204并且不包括包含在标准双向遥测电路中的RF收发器或放大器。

图6描绘了使用植入在心血管系统之外的皮下(或胸骨下)电极而同时记录的ECG200、ECG 210和ECG 220。用于获取ECG 200、210和220的电极可以在胸腔内或外部但由为血管外和心外的引线或IMD外壳承载。

沿着横向向量(例如，图1中示出的、电极30与外壳电极15之间的向量62)记录ECG200。沿着对角向量(例如，图1中示出的、电极28与外壳电极15之间的向量64)记录ECG 210。沿着颅骨向量(例如，图1中的电极28与电极30之间的向量60)记录ECG 220。

心脏事件在各自相应的ECG 200、210和220上分别被指示为P波(P)202、212和222、R波(R)204、214和224、以及T波(T)206、216和226。用于记录ECG 200和ECG 210的非颅骨向量对R波204、214比对P波202、212相对地更为敏感，并且具有高信噪比以用于检测R波，而无需过度感测P波202、212或T波206、216。例如，在横向ECG 200中，R波204的振幅比T波206和P波202的振幅相对高得多。R波感测阈值可设置为大于P波202和T波206的振幅，所述R波感测阈值使得能够可靠地感测R波而无需感测P波和T波。

用于记录ECG 220的颅骨向量具有感测R波224的低信噪比，因为P波222和T波226与R波224相比相对较大。P波222在颅骨向量ECG 220中大于非颅骨向量ECG 200和210中的P波202和212。从而，可以最可靠地从颅骨向量ECG 220中感测P波。颅骨向量ECG中的R波224的正振幅比非颅骨向量ECG 200和210中的R波204和214的正振幅小得多(注意ECG 220的y轴尺度变化)。然而，由于颅骨向量ECG中的P波222、R波224和T波226的正振幅可以相对地类似，因此需要拒绝R波224和T波226以便肯定地标识P波222以用于控制触发式起搏器100。在这一示例中，P波222的振幅类似于R波224和T波226的振幅，从而使得感测阈值独自可能不能可靠地标识有效P波。

图7是根据一个实施例的一种用于对用于控制触发式起搏器的P波进行标识的方法的流程图300。由图1的说明性医疗设备系统中的ICD 14执行图7中示出的用于标识P波的方法。在其他示例中，耦合至心外、非经静脉的电极的另一感测设备可以执行心脏信号感测和P波标识。在框302和304处，ICD电感测模块从颅骨感测电极向量和至少一个非颅骨感测电极向量接收心脏信号。所述感测模块可以被配置成使用可编程感测阈值从颅骨和非颅骨ECG向量感测事件，所述可编程感测阈值可以是用于感测P波和R波的自调整感测阈值，例如，如在美国专利号5,117,824中公开的(Keimel(凯梅尔)等人)，所述专利通过引用以其全部内容结合在此。颅骨感测电极向量可以是与患者的可用感测向量的颅尾轴最紧密对准的向量，并且非颅骨向量可以是与患者的横向平面最紧密对准的向量。可替代地，非颅骨向量可以是颅骨向量之外的任何向量。与其他可用向量相比，颅骨向量被假设成具有与向量的最紧密对准，沿着所述向量，P波相对于R波和T波具有最高的振幅。

第一感测阈值在框302处被应用于颅骨向量以便感测包括P波的事件。由于P波振幅可以类似于R波和T波振幅，因此从颅骨向量感测的事件可以包括除有效P波之外的R波和T波，即非P波事件。

第二感测阈值在框304处被应用于至少一个非颅骨向量以用于感测心室事件。与其他可用向量相比，非颅骨向量被假设成具有与向量的最紧密对准，沿着所述向量，R波相对于P波具有最高的振幅。第二感测阈值可以是自调整阈值。第二感测阈值被设置为大于P波的振幅，所述P波可以存在于非颅骨向量中以避免P波感测。第二感测阈值可以有意地被设置为低于T波振幅以使得能够感测非颅骨ECG中的R波和T波两者。

在图1的说明性实施例中，三个ECG向量可以用于感测心脏事件信号、颅骨向量60、横向向量62以及对角向量64。可以是自调整或非自调整感测阈值的唯一感测阈值可以被应用于各自相应的ECG向量以用于从那个ECG向量感测事件。被应用于颅骨ECG向量的感测阈值将低于预期的P波振幅并且将不能独自在心室事件(R波和T波)与心房事件(P波)之间进行区别。被应用于横向和对角ECG向量的感测阈值意在排除P波感测但可以包括这些非颅骨向量的一者或两者上的T波感测。

在框306处，ICD处理器(或者心脏信号分析器)使用非颅骨ECG向量从颅骨ECG向量标识P波事件以用于拒绝非P波事件或者隔离有效P波事件。在一个示例中，从颅骨向量感测的、与从至少一个非颅骨向量感测的事件同时发生的事件作为非P波事件被拒绝。

在另一示例中，在框306处标识P波事件可以包括设置被应用于颅骨ECG向量的P波感测窗口。基于从非颅骨ECG向量感测的事件来设置所述P波感测窗口。所述感测窗口期间的P波感测阈值相交被感测为P波事件。所述P波感测窗口可以设置为在从非颅骨ECG向量感测的R波(或T波)之后的预定时间间隔开启并且在从颅骨ECG向量中感测P波时或者在从非颅骨向量中感测下一R波事件之前被终止。在另一示例中，可以在非颅骨ECG向量上未发生感测阈值相交的间期期间设置所述P波感测窗口。可替代地，跨感测R波(和/或T波)的拒绝时间窗口或者消隐间期可以由ICD处理器限定，在所述间期期间，在颅骨ECG向量上感测的任何事件作为非P波事件被拒绝。

在一些示例中，框306处的P波标识可以涉及形态学分析。可以通过在非颅骨ECG向量上的两个连续感测的R波之间的完成心动周期或其部分获取颅骨ECG向量来建立P波形态学模板。可以基于峰值振幅、斜率、相对于(在非颅骨ECG上感测的)R波事件和/或T波事件的时间、或其他形态学特征或特征组合来标识P波部分。可以存储所述P波部分的模板以用于执行未知感测事件与所存储的模板之间的形态学比较。当发生形态学匹配时，将所述未知感测事件标识为P波。可以基于在非颅骨ECG上感测心室事件来设置形态学匹配窗口。在所述形态学匹配窗口期间，对颅骨ECG进行采样，并且根据所实现的形态学匹配算法对样本点进行分析。

P波模板可以是用于执行波形分析(诸如小波分析)的波形模板，如通常在美国专利号6,393,316(吉尔伯格(Gillberg)等人)中公开，所述专利通过引用以其全文结合在此。在其他示例中，所述P波模板可以是确定并存储的用于将P波与R波和T波区别开来的一个或多个代表性形态学特征。可用于建立P波模板的其他方法可以对应于在美国专利号5,312,445(纳普霍尔兹(Nappholz)等人)中公开的技术。在其他示例中，在没有预期限制的情况下，振幅、斜率、峰值数量、拐点的数量、以及信号宽度是可以用于标识P波的代表性形态学特征中的特征。

一旦使用基于非颅骨ECG向量事件设置的时间间隔来建立P波形态学模板，则仅可以获取颅骨ECG向量以用于标识P波。可替代地，非颅骨ECG向量可以在连续的基础上继续用于设置被应用于颅骨ECG向量的P波窗口，在所述P波窗口期间，执行形态学模板匹配和/或特征比较。

当P波事件实时发生时，在框306处对其进行标识，从而使得在从颅骨ECG向量中识别P波时，ICD使得发射设备在框308处发送触发信号。心内起搏器在框310处接收触发信号并且响应于检测所述触发信号而向心室递送起搏脉冲。通过控制感测的P波之后的触发信号的定时和/或在检测触发信号之后控制起搏脉冲的定时，在感测的P波之后的期望AV间期递送所述起搏脉冲。

图8是根据一个实施例的一种用于从颅骨ECG向量标识P波的方法的流程图400。在框401处，针对颅骨ECG向量且针对一个或多个非颅骨ECG向量设置心脏事件感测阈值。例如，可以针对颅骨ECG向量而设置P波感测阈值。无论颅骨ECG向量何时越过感测阈值，在框404处感测事件。然而，由于P波可以具有与颅骨ECG向量上的T波和/或R波相似的振幅，因此T波和/或R波可以作为P波被过度感测。

从而，可以在框402处设置其他(多个)感测阈值，所述(多个)感测阈值被应用于横向和/或对角ECG向量以用于感测R波和T波。可以使用一个感测阈值，从而使得R波和T波两者而非P波被感测。可替代地，可以设置两个感测阈值，从而使得如果越过了第一更低的阈值而非第二更高的阈值，则将事件感测为T波。如果越过了第二更高阈值，则将事件感测为R波。针对横向和/或对角向量设置感测阈值以便促进对非P波事件(例如，R波和/或T波)的准确感测，所述非P波事件被预期作为颅骨感测向量上的P波被过度感测而不感测非颅骨向量上的P波。

在这一示例以及在此呈现的其他示例中，在可用的可能ECG向量中，颅骨ECG向量被假设成具有相对于其他心脏事件振幅的最高P波振幅。换言之，P波振幅与R波振幅之比在与其他向量相比的颅骨ECG向量中是最高的。应当认识到，在不同的实施例中，取决于所使用的电极和引线配置以及相对于彼此及心脏的电极的植入位置，非颅骨ECG向量可以包含最高的P波振幅与R波振幅之比。如果是这种情况，则应当理解的是，具有最高P波振幅的ECG向量被选择用于感测P波，并且具有相对低的P波振幅的另一ECG向量用于隔离P波或者拒绝来自所选择的ECG向量的非P波事件。

再次参考图8的示例，执行对颅骨ECG向量以及横向或对角向量中的至少一个向量的同步监测以用于感测并标识P波。在框402处，任选地设置P波感测窗口。所述P波感测窗口可以响应于感测事件(例如，从非颅骨ECG向量中感测R波或T波)而开启。可以在预定的时间间隔之后终止所述P波感测窗口，所述预定的时间间隔可以基于先前测量的PR或RR间期。可替代地，所述P波感测窗口是可变持续时间窗口，所述可变持续时间窗口在对开启所述P波感测窗口的R波或T波之后发生的第一P波事件进行标识时被终止。在所述P波感测窗口之外发生的任何颅骨ECG感测阈值相交不被感测为P波。

在框404处，当在颅骨ECG向量上感测到事件时(在所述P波感测窗口期间(如果设置))，处理器在框406处判定是否另一感测事件同时发生在非颅骨向量上。如在此使用的“同时感测事件”可以指代在彼此的预定时间间隔内(例如，在彼此的大约50ms内(或者更低范围限值))感测的事件。

如果在非颅骨向量上感测到同时事件，则在框408处，在颅骨向量上感测到的事件被确定为是非P波事件并且出于触发心内起搏器递送心房同步的心室起搏脉冲的目的而被忽视。如果在非颅骨向量上未感测到同时事件(框406)，则在框410处作出在不应感测期期间是否发生了颅骨向量上的感测事件的判定。

可以应用不应感测期以便防止由于感测早期收缩而引起触发信号被发射，诸如心房性早期收缩(PAC)或心室性早期收缩(PVC)。不应感测期可以根据标识的P波开始。如果在框406处颅骨向量事件未与非颅骨向量事件同时被感测到但在框410处未在不应感测期期间发生，则在框412处事件被检测为PAC。PVC将有可能同时在非颅骨向量和颅骨向量两者上被感测到并且将因此在框406处被拒绝。

如果在颅骨向量上感测到的事件处于不应感测期之外并且未与非颅骨向量上的事件同时被感测到，则在框416处将其标识为P波。在框418处，由在ICD控制下的发射设备发送触发信号。ICD定时电路向发射设备的驱动电路发送控制信号以使得由心内起搏器发射用于检测的触发信号。在框420处，起搏器响应于检测触发信号而递送至少一个起搏脉冲。

图9示出了图6的样本ECG 200、210和220，其中，时序图250描绘了由ICD感测到的事件、由发射设备发送的触发信号以及由触发式起搏器递送的所产生的起搏脉冲。如先前描述的，横向ECG 200的特征在于R波204与P波202之间的高信噪比以用于可靠地感测R波。可以以可靠地将R波204和T波206与P波202进行区分的振幅来设置感测阈值230。感测阈值230被设置为足够低以使得基于感测阈值相交来感测R波204和T波206两者。

类似地，感测阈值232可以被应用于对角向量210，所述对角向量将导致感测R波214和T波216，无需感测P波212。可替代地，第二更高的感测阈值可以被应用于ECG 200和/或ECG 210以便基于更高的阈值相交来感测有别于T波的R波。

然而，被应用于颅骨向量220的使得P波222能够被感测的感测阈值234将导致对R波224和T波226两者的过度感测。使用通常结合图8的流程图400所描述的方法，可以监测横向ECG 200和对角ECG 210之一或两者以用于感测R波和T波。

在时序图250中示出了非颅骨ECG标记通道260。感测事件262被标记为心室感测(VS)事件，因为这些事件可以是R波或T波但均为心室信号(即非P波信号)。颅骨ECG向量标记通道270示出了与P波222相对应的P波感测(PS)事件274。在没有非颅骨标记通道上的同时VS事件的情况下对PS事件274进行感测。

沿着标记通道260示出了可变长度P波感测窗口264、266、268。在VS事件262时开启P波感测窗口264，所述VS事件可以是已经基于R波感测阈值在非颅骨向量上被感测的R波。感测的下一事件是T波216，所述下一事件在颅骨向量与非颅骨向量两者上同时被感测并且因此是被拒绝的P波感测事件(RPS)278(即使其在P波感测窗口264期间发生)。P波感测窗口264、266、和268可以稍后在基于最近测量的RR或PR间期的VS事件之后或者在VS事件262之后的T波拒绝不应期之后在心动周期中交替开启。可以基于预期的R-T间期来设置T波拒绝不应期，所述预期的R-T间期可以是从先前感测的、时序R波感测事件与时序T波感测事件之间的心室心动周期测量的或者被设置为先前感测RR间期的一部分。

在颅骨向量上感测的下一事件是P波227。由于其未与非颅骨VS事件同时被感测到并且是在P波感测窗口期间发生的，因此其被标识为PS事件279并且使得触发信号(TS)276被发射。P波感测窗口264期间的第一PS事件279终止了P波感测窗口264。

窗口264之后的下一VS事件开启了由下一PS事件终止的新P波感测窗口266。在窗口264、266、268期间感测的、在颅骨与非颅骨ECG向量两者上同时被感测的任何事件均是RPS事件。在P波感测窗口264、266、268期间感测的、与非颅骨ECG感测事件不同时的第一颅骨ECG事件被标识为终止P波感测窗口的PS事件。在下一VS事件上(或者在基于最近的RR和/或PR间期的VS事件之后)开启下一P波感测窗口。可变持续时间的P波感测窗口解释了心动周期长度的变化。在其他示例中，P波感测窗口是基于先前测量的PR和/或RR间期而设置的预定持续时间。P波感测窗口是可选的。

发射设备被控制以便响应于标识的PS事件274而发射触发信号(TS)276。响应于检测TS 276，心内起搏器递送在时间线280上示出的LV起搏脉冲(LVP)282。考虑到任何系统延迟，在如由TS 276的定时控制的PS事件274之后以期望的AV间期284递送LVP 282。

拒绝的P波感测(RPS)事件278是基于P波感测阈值234的相交在颅骨ECG向量220上感测的事件，所述拒绝的P波感测事件与非颅骨标记通道260上的VS事件262同时发生。所述RPS事件278被标识为在颅骨ECG向量上感测的、是心室事件(即R波或T波)的事件，并且因此出于触发式起搏的目的被拒绝。在RPS事件278之后未发射TS，并且在RPS事件278之后未递送LVP。以此方式，触发式起搏器被控制以便使用用于感测P波的第一皮下或胸骨下ECG向量以及用于拒绝来自所述第一ECG向量的P波感测事件(为过度感测的R波和T波)的第二皮下或胸骨下ECG向量以期望的起搏间期284来递送起搏脉冲282，从而由此促进恰当的AV同步起搏。

图10是一种用于标识向量的方法500的流程图，所述向量提供了最高的P波振幅以用于感测P波事件并控制发送至心内起搏器的触发信号。在框502处，使用选择可用电极的两个或更多个感测向量来获取心脏信号。在一些情况下，提供最高P波振幅或P波振幅与R波振幅之间的最大比的感测向量是未知的。例如，两个或更多个向量可以在患者的颅尾轴的锐角内，并且具有最大P波振幅的向量可以是未知的。虽然期望与患者的颅尾轴最紧密对准的向量提供最大P波振幅，但取决于特定的电极位置、患者解剖学等，情况并不是总是这样。这样，可以在框502处从用于比较分析的多个ECG向量中获取心脏信号以便判定哪个向量提供最大的P波振幅或者P波振幅与R波振幅的最大比。虽然未在流程图中示出，但应当理解的是，可以对所获取的心脏信号进行信号处理以便生成ECG信号——在‘153专利中描述了这种信号处理技术的示例。

在框504处，从每个ECG信号感测R波。可以使用自调整感测阈值或其他先前建立的R波感测阈值来感测R波，所述R波感测阈值可以是用户编程的值。在R波感测信号之前在框506处设置P波搜索窗口(与在用于触发信号控制的实时P波感测期间的R波感测信号之后设置的P波感测窗口形成对比)。可以基于相应的ECG信号的感测R波的时间为每个ECG信号单独设置P波搜索窗口。可替代地，可以基于最早发生的R波感测信号为所有的N个ECG信号设置置P波搜索窗口。

在一个实施例中，对所述N个ECG信号中的每个ECG信号进行采样并且通过预定义的P波搜索窗口持续时间对其进行缓冲。样本点可以存储在存储器缓冲器中。例如，可以对每个ECG信号进行采样并使用300ms缓冲器对其进行存储。在R波感测信号时，存储在300ms缓冲器(在R波感测阈值相交之前)中的最高振幅在框508处被确定为P波的峰值振幅。在一些示例中，可以在缓冲的样本点结束时应用QRS消隐期(正好在R波感测信号之前)以便忽略可以是ECG信号的QRS信号的一部分的信号样本点。

选择用于从多个可用感测向量标识P波的向量的标准可以基于最高P波振幅。可替代地，选择用于标识P波的向量可以基于P波振幅与R波振幅的最高比或者P波振幅与R波振幅之间的最小绝对差值。这样，在一些示例中，在框508处确定除P波振幅之外的R波峰值振幅。例如，R波感测阈值相交之后的下一峰值振幅可以被确定为R波峰值振幅。在一些示例中，在R波感测信号之后设置R波窗口，并且R波窗口期间的峰值振幅被确定为R波峰值振幅。

在框508处，通过“学习期”在针对每个ECG信号的缓冲P波搜索窗口期间确定所述峰值振幅。所述学习期可以上升至一分钟、数分钟或者其他时间段，并且可以包括多个间歇性间期。在学习期结束时，可以对所存储的针对每个ECG向量的峰值振幅求平均以便在框510处确定具有最高平均P波振幅(或者P波振幅与R波振幅的最高平均比)的向量。具有最高P波振幅(或P波振幅与R波振幅的最高比)的向量被选择作为将从其标识P波的向量。

进一步考虑到的是，在框510处选择的向量是虚拟向量，所述虚拟向量是来自实际物理向量的ECC信号的数学组合。一种用于确定虚拟感测向量的方法通常在美国专利号6,505,067(李(Lee)等人)中公开，所述专利通过引用以其全文结合在此。在一些示例中，可以从被发现具有最大P波振幅的两个物理向量、P波振幅与R波振幅的最大比、或者P波振幅与R波振幅之间的最小绝对差值来计算虚拟向量。可以基于两个物理向量来计算与最大P波振幅相对应的P波轴线。P波轴线的角度则可以用于计算虚拟向量。虚拟向量被选择作为将从其标识P波的向量。

另外，可以从被发现具有最大R波振幅的两个物理向量来计算另一虚拟向量。然后可以选择QRS轴线(发生最高QRS振幅的角度)和P波轴线(最高P波振幅被发现的角度)以用于使用以上结合图7和图8所描述的技术来标识P波。

在框512处，所选择的向量用于标识P波以用于在框514处向心内起搏器发送P波同步触发信号从而使得所述起搏器在标识的P波之后的期望AV间期递送起搏脉冲。可以在框512处使用所选择的向量以及以上结合图7和图8所描述的方法来标识P波。例如，通过拒绝与不同(虚拟或物理的(例如，大约50ms或者彼此的另一预定限值内))ECG信号上的感测事件同时发生的其他感测事件，可以从在所选择的(虚拟或物理的)ECG向量上感测的事件对P波进行标识。

可以周期性地重复(如结合流程图500中的框502到510所描述的)选择向量的过程以便利用用于标识P波的最佳感测向量。引线和电极可以随时间偏移、被替换，和/或可以植入新的引线，从而使得用于标识P波的最佳感测向量(最高P波振幅或最高信噪比)可以随时间变化。选择用于P波感测和标识的向量的过程可在后台操作，同时触发信号正在基于从当前选择的ECG向量标识的P波被发送从而使得在学习期间不中断治疗。

由控制模块响应于标识的P波而产生的P波标识信号作为到(在框514处用于控制由发射设备18进行的触发信号发射的)定时电路92(图3)的输入被提供。在框512处产生的P波标识信号可以另外地作为到心脏信号分析器90(图3)的快速性心律失常检测器94的输入被提供。P波标识信号可以由快速性心律失常检测算法来使用以便在框516处在室上性心动过速(SVT)与室性心动过速(VT)之间进行辨别。根据实现的快速性心律失常检测和辨别算法，所选择的向量上的标识的P波的数量与在不同感测向量上的感测的R波的数量之比、PR间期和/或PP间期可以结合RR间期和/或R波形态学数据一起使用。

在一个示例中，快速性心律失常检测可以包括在框516处的心房纤颤(AF)检测。可以跟踪P波标识信号，并且P波标识信号的消失与不规律RR间期的检测可能引起AF检测。使用颅骨ECG向量或者具有最大P波振幅的其他所选择的ECG向量，基于以上描述的方法产生P波标识信号。RR间期是从非颅骨ECG向量或者具有最大R波振幅的其他所选择的ECG向量确定的。

在框516处，由心脏信号分析器90进行的快速性心律失常辨别的结果可以用作到用于在框514处控制触发信号发射的定时电路92的输入。例如，当AF被检测用于维持期望的心室率时，定时电路92可以控制触发信号发射设备18发射P波同步触发信号。定时电路92可以响应于检测到VT而控制触发信号18根据抗心动过速起博治疗发射触发信号，其可以与标识的P波同步。

图11是根据一个示例的由ICD 14执行的用于标识P波并控制触发信号发射的操作的概念框图。多个感测通道604、606和608经由切换电路602从电极24、28和30以及外壳电极15接收输入。切换电路602和感测通道604、606和608包括在图3的电感测模块86中。切换电路602选择耦合至各个感测通道604、606、608的电极24、28、30和15中的电极，例如，在处理器80的控制下(未在图11中示出)。

每个感测通道604、606和608包括用于提高信噪比的滤波器以及用于从感测心脏信号中感测事件的感测放大器。R波感测通道将R波感测信号(RS)传送至P波感测窗口定时器610、P波标识符612以及快速性心律失常检测模块626，所述这些可以包括在图3的心脏信号分析器90中。P波感测窗口定时器610可以在预定间期或接收RS信号之后的预定间期开启P波感测窗口。

P波标识符612从P波感测通道606接收P波感测(PS)信号。从P波感测606接收的PS信号将可能包括过度感测的R波和T波。P波标识符612可以在由定时器610设置的P波感测窗口期间基于PS信号的发生从PS信号(接收自感测通道606)中标识真正P波。另外地或可替代地，P波标识符612可以从心室感测通道608接收心室感测(VS)信号，所述心室感测通道被配置成用于在感测T波和R波两者时传送VS信号。如果PS信号与VS信号同时被接收，则拒绝所述PS信号。在一些示例中，如果PS信号与VS信号同时被接收或者在P波感测窗口之外被接收(无论是否与VS信号同时)，则拒绝所述PS信号。

P波标识符612可以另外地从形态学分析器616接收输入。形态学分析器616可以从模数转换器620接收一个或多个数字化ECG信号。模数转换器620经由切换电路602从所选择的电极24、28、30和15接收原始心脏信号。形态学分析器616可以提供P波形态学匹配得分或者指示真正P波的形态学特征的其他比较指数。当满足标识真正P波的标准(其可以包括形态学匹配得分)时，PS信号被传送至触发控制614。

仅被标识符612标识为真正P波的PS信号被传送至触发信号控制614。触发信号控制614可以包括在图3的定时电路92中以用于控制发射设备18。预期的是，从P波标识符612输出比从P波感测通道606更少的PS信号。P波标识符612充当用于拒绝非P波事件并将使用由定时器610设置的感测窗口的真正P波、同时VS信号与心室感测通道608和/或从形态学分析器616接收到的形态学匹配得分隔离开的滤波器。

设置P波感测窗口，并且从由R波感测通道605和V感测通道608接收到的ECG信号产生VS信号，所述ECG信号是不同于P波感测通道606的ECG信号。例如，由P波感测通道606接收颅骨ECG向量。由R波感测通道605接收具有最高信噪比以用于感测R波的非颅骨ECG向量，并且由V感测通道608接收具有最高信噪比以用于感测R波和T波的非颅骨ECG向量。

V感测通道608和R波感测通道604可以从选自电极24、28、30和15的同一感测向量或不同感测向量接收心脏信号。当使用同一感测向量时，可以应用两个不同的感测阈值以用于产生RS信号(相对较高的阈值)和VS信号(相对较低的阈值)从而将R波与T波区别开来。可替代地或另外地，V感测通道608和R波感测通道604可以使用不同的滤波器。R波感测通道604可以使用比VS感测通道608更高的高通拐角。

在可替代实施例中，在RS信号之后施加后心室T波拒绝不应期以便延伸通过预期的R-T间期。T波拒绝不应期可以由P波标识符612来施加以便拒绝在不应期期间从P波感测通道606接收到的PS信号。在RS信号之后的不应期期间的拒绝PS信号极有可能是T波。可以基于来自R波感测通道605的RS信号与来自V感测通道608的下一VS信号之间的RT间期测量来设置T波拒绝不应期。在一些示例中，如果不应期用于拒绝RS信号之后的T波，则可以省略V感测通道608。T波拒绝不应期可以设置为标称值或者可以基于先前测量的RR间期、RT间期和/或RP间期。

模数转换器620可以将数字化ECG信号传送至P波搜索缓冲器622，所述P波搜索缓冲器存储有针对向量选择器624使用的P波搜索窗口的信号样本点。向量选择器624和缓冲器622可以包括在图3示出的处理器80和相关联存储器82中。向量选择器624从R波感测通道604接收RS信号。在接收RS信号时，向量选择器624通过搜索窗口从缓冲器622中检索缓冲的信号样本点并且在RS信号之前在搜索窗口期间将最大振幅确定为P波振幅。

如结合图10的流程图500描述的，向量选择器624(顺序地或同时地)分析多个ECG信号以用于选择针对P波感测的最佳ECG向量。向量选择器624向切换电路602提供反馈信号以用于选择针对耦合至P波感测通道606的最佳ECG向量。向量选择器624可以周期性地操作以便选择针对P波感测的最佳ECG向量，同时P波标识符612继续使用(由使用当前选择的ECG向量的P波感测通道606产生的)PS信号进行操作。如果标识了具有更高P波振幅的ECG向量，则切换电路602被控制以便切换耦合至P波感测通道606的电极。

如先前描述的，向量选择器624可以执行对多个ECG向量的比较分析以用于选择具有最高R波振幅以用于耦合至R波感测通道604的ECG向量和/或对于感测心室事件(R波和T波)而言是最可靠的以用于耦合至V感测通道608的ECG向量。

快速性心律失常检测器626(其可以对应于图3中的快速性心律失常检测器94)从R波感测通道604接收RS信号并且可以从P波标识符612接收PS信号以用于根据实现的检测算法基于心动间期来检测并区分心室纤颤、VT和SVT。如上所述，PS信号从P波标识符的消失可以用于检测AF。快速性心律失常检测器626可以另外地从A/D转换器620接收数字化ECG信号以用于结合基于心脏间期的形态学分析而执行的信号形态学分析。

由检测器626进行的快速性心律失常检测的结果可以被提供给触发控制614以用于在检测到SVT或VT时控制触发式心室起搏器，例如，用于在AF期间维持常规心室节律或者用于递送抗心动过速起博。

因此，根据说明性实施例已经描述了用于控制触发式治疗递送设备的医疗设备系统以及相关联方法的各个示例。然而，本领域的普通技术人员将理解，可以在不脱离以下权利要求书的范围的情况下对所描述的实施例做出各种修改。

Claims (10)

1.一种可植入医疗设备系统，包括：

第一设备，所述第一设备包括耦合至植入在患者的心血管系统外的多个电极的感测模块并且被配置成用于：

通过所述感测模块使用所述多个电极中的第一电极对来接收第一心脏信号，所述多个电极至少限定与所述患者的颅尾轴大致平行的第一感测向量；

基于所述第一心脏信号生成第一心电图(ECG)信号；

使用所述第一ECG信号来标识P波；

触发信号发射设备，所述触发信号发射设备由所述第一设备控制以响应于所标识的P波而发射无线触发信号；以及

心内起搏器，所述心内起搏器被配置成用于检测所述无线触发信号并且响应于所述无线触发信号而递送起搏治疗。

2.如权利要求1所述的设备，其中，所述第一设备被配置成用于响应于所述第一ECG信号的振幅、频率内容、峰值数量、信号宽度、以及形态学波形中的至少一项而标识所述P波，其中，所述第一电极对限定与所述颅尾轴大致平行的所述第一感测向量。

3.如权利要求1至2中任一项所述的设备，其中，所述第一设备进一步被配置成用于：

通过所述感测模块使用所述多个电极中的第二电极对来接收第二心脏信号，所述第二电极对限定比所述第一感测向量更紧密地与所述患者的横向平面对准的第二感测向量，其中，所述第一电极对限定与所述颅尾轴大致平行的所述第一感测向量；

基于所述第二心脏信号生成第二ECG信号；并且

通过使用所述第二ECG信号来拒绝所述第一ECG信号中的非P波事件，从所述第一ECG信号中标识所述P波。

4.如权利要求1至3中任一项所述的设备，其中，所述第一设备进一步被配置成用于：

将第一感测阈值应用于所述第一ECG信号；

响应于所述第一感测阈值的第一ECG信号相交而从所述第一ECG信号中感测第一事件；

将第二感测阈值应用于所述第二ECG信号；

响应于所述第二阈值的第二ECG信号相交而从所述第二ECG信号中感测第二事件；

对与第二事件同时被感测到的第一事件进行标识；并且

通过拒绝与第二事件同时被感测到的所述第一事件，从所述第一ECG信号中标识所述P波。

5.如权利要求1至4中任一项所述的设备，其中，所述第一设备进一步被配置成用于：

设置被应用于所述第一ECG信号的感测窗口；并且

响应于所述第一ECG信号与第一阈值相交而在所述感测窗口期间对所述P波进行标识，

其中，设置所述感测窗口包括：

将第二阈值应用于所述第二ECG信号，

响应于所述第二ECG信号与所述第二阈值相交而从所述第二ECG信号中标识心室事件，

在所标识的心室事件之后，按时间间隔来设置所述感测窗口。

6.如权利要求1至5中任一项所述的设备，进一步包括：

快速性心律失常检测器，所述快速性心律失常检测器响应于标识所述P波而获取P波感测信号；

所述快速性心律失常检测器被配置成用于响应于所述P波感测信号而检测心动过速；

所述第一设备进一步被配置成用于响应于检测到所述心动过速而控制所述触发信号发射设备。

7.如权利要求1至6中任一项所述的设备，进一步包括：

快速性心律失常检测器，所述快速性心律失常检测器被配置成用于响应于从所述第一ECG信号中标识的P波而接收P波感测信号并且响应于所述P波感测信号的消失而检测心房纤颤，

其中，所述第一设备进一步被配置成用于响应于检测到所述心房纤颤而控制所述触发信号发射设备。

8.如权利要求1至7中任一项所述的设备，其中，所述第一设备进一步被配置成用于：

从所述多个可用电极对的多个感测向量中的每一个确定P波振幅；

对所述P波振幅进行比较；并且

响应于最高的P波振幅而从所述多个电极对中选择所述第一电极对。

9.如权利要求1至8中任一项所述的设备，其中，所述第一设备进一步被配置成用于：

使用先前所选择的电极对来从由所述感测模块接收到的ECG信号中标识P波；

响应于使用所述先前所选择的电极对来标识所述P波，控制所述触发信号发射设备发射无线触发信号；

其中，对所述P波振幅进行比较并且选择所述第一电极对是在从所述先前所选择的ECG信号中标识P波期间执行的。

10.如权利要求1至9中任一项所述的设备，其中，对所述P波进行标识包括：

基于所述第一ECG信号的阈值相交而感测多个事件；

从第二感测向量感测R波；

响应于所感测的R波而设置P波感测窗口；

从所述第二感测向量和第三感测向量之一感测T波；

拒绝所述多个感测事件中在所述P波感测窗口外发生的感测事件；以及

拒绝所述多个感测事件中与所感测的R波或所感测的T波同时发生的感测事件；

所述第一设备进一步包括触发信号控制器，所述第一设备被配置成用于响应于所述多个事件中的未拒绝事件而向所述触发信号控制器传递P波感测信号，所述触发信号控制器被配置成用于响应于获取所述P波感测信号而控制所述触发信号发射设备发射所述无线触发信号。