CN107206239B - 血流动力学上不稳定的室性心律失常检测 - Google Patents

Abstract

一种植入式医疗设备系统包括起搏器和植入式复律器除颤器(ICD)。起搏器被配置成检测到室性心律失常之后基于从活动传感器信号确定的活动度量确认血流动力学上不稳定的心律，并响应于确认血流动力学上不稳定的心律而抑制抗心动过速起搏(ATP)脉冲。起搏器可在血流动力学上不稳定的心律基于活动度量没有被确认时递送ATP。在一些示例中，ICD被配置成检测ATP并响应于检测到ATP抑制电击治疗。

Description

血流动力学上不稳定的室性心律失常检测

相关申请的交叉引用

本申请要求2014年12月23日提交的美国临时申请No.62/095,971的权益。上述申请的公开内容通过引用整体结合于此。

技术领域

本公开涉及包括植入式起搏器以及植入式复律器除颤器的植入式医疗设备系统，以及用于检测室性快速性心律失常以及控制由起搏器以及ICD递送的快速性心律失常治疗的方法。

背景

用于递送治疗、监测患者的生理状况或其组合的各种植入式医疗设备(IMD)已经临床植入或提出用于临床植入患者体内。一些IMD可采用携载刺激电极、感测电极、和/或其它传感器的一条或多条细长电引线。其他IMD可包括沿着IMD的外壳或在IMD的外壳内的电极和/或其他传感器，该IMD的外壳封围IMD的电路与电子部件。

IMD可向各种器官、神经、肌肉或组织(诸如，心脏、大脑、胃、脊髓、盆骨底等等)递送治疗和/或监测它们的状况。诸如心脏起搏器之类的一些IMD监测患者的心脏活动并经由耦合到起搏器的电极将治疗电刺激提供到患者的心脏。由IMD提供的电刺激可包括诸如起搏脉冲之类的信号以处理异常心律，诸如，心动过缓、心动过速以及纤颤。

IMD可感测代表心脏的固有去极化的信号并分析所感测的信号以标识正常或异常的心律。在检测到异常心律时，该设备可递送合适的电刺激信号或多个电刺激信号以恢复或维持更正常的心律。例如，IMD可在检测到异常心律时将心动过缓起搏、抗心动过速起搏(ATP)电击、或者除颤电击递送到心脏。

在一些情况下，IMD感测表示患者的代谢需求的信号，以便以旨在满足患者的代谢需求的速率来提供心脏起搏。例如，可从加速计信号确定患者的身体活动水平的指示，以便提供速率响应的起搏以动态地维持满足患者的代谢需求的心率。

发明内容

一般而言，本公开涉及用于控制由植入式医疗设备系统递送的电刺激治疗的技术，该植入式医疗设备系统包括能够递送抗心动过速起搏的心脏起搏器。根据本文中所描述的技术进行操作的起搏器基于包括心脏运动信号的活动传感器信号确认血流动力学上不稳定的心律。起搏器可响应于基于活动传感器信号确认不稳定的心律而抑制ATP，并响应于基于活动传感器信号没有确认血流动力学上不稳定的心律而递送ATP。系统可包括ICD，该ICD被配置成检测由起搏器递送的ATP，当检测到由起搏器递送的ATP时抑制电击治疗，并且当检测到室性快速性心律失常并且由ICD没有检测到ATP时递送电击治疗。

在一个示例中，本公开提供了由ICD系统执行的方法，所述方法包括：由心脏起搏器的电感测模块感测第一心脏电信号；由起搏器从第一心脏电信号检测室性快速性心律失常；从由起搏器的控制模块接收的活动传感器信号确定活动度量；基于活动度量确认血流动力学上不稳定的心律；以及响应于确认血流动力学上不稳定的心律由起搏器抑制抗心动过速起搏(ATP)。

在另一示例中，本公开提供了植入式医疗设备(IMD)系统，其包括活动传感器以及心脏起搏器。活动传感器被配置成产生与患者活动相关联并包括心脏运动信号的信号。起搏器包括：第一感测模块，起搏第一感测模块被配置成接收心脏电信号；脉冲发生器，起搏脉冲发生器被配置经由一对电极成产生起搏脉冲并将起搏脉冲递送到患者的心脏；以及控制模块，起搏控制模块耦合到起搏感测模块、起搏脉冲发生器以及起搏活动传感器，并被配置成从第一心脏电信号检测室性快速性心律失常、从活动传感器信号确定活动度量；基于活动度量确认血流动力学上不稳定的心律，以及响应于确认血流动力学上不稳定的心律控制脉冲发生器抑制抗心动过速起搏(ATP)。

在另一示例中，本公开提供了非暂态、计算机可读存储介质，其存储一组指令，该指令当由植入式医疗设备系统的控制电路执行时使得系统：通过心脏起搏器的电感测模块感测第一心脏电信号；通过起搏器从心脏电信号检测室性快速性心律失常；从由起搏器的控制模块所接收的活动传感器信号确定活动度量；基于活动度量确认血流动力学上不稳定的心律；以及响应于确认血流动力学上不稳定的心律由起搏器抑制抗心动过速起搏(ATP)。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。它不旨在提供以下的附图和描述内所详细描述的装置与方法的排他性或穷尽性解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中阐述。

附图说明

图1是示出了用于在患者中感测心脏电信号并将治疗提供给患者的心脏的IMD系统的概念图。

图2是图1中所示的心脏内起搏器的概念图。

图3是图2中所示的起搏器的示例配置的功能框图。

图4是根据一个示例的图1中所示的ICD的示意图。

图5是根据一个示例的可由图1的起搏器来使用以用于控制递送到患者心脏的治疗的传感器指示的速率(SIR)传递函数的图。

图6是根据一个示例的由图1中所示的IMD系统所执行的过程的流程图。

图7是示出了根据一个示例的图1的IMD系统的操作的时序图。

图8是示出了根据另一示例的图1的IMD系统的操作的时序图。

图9是存在心脏内起搏器的情况下用于控制由图1的ICD进行递送的电击的方法的流程图。

具体实施方式

一般而言，本文中公开了植入式医疗设备(IMD)系统，该植入式医疗设备(IMD)系统包括起搏器，该起搏器被配置成，至少部分地基于活动传感器(例如，加速计)信号递送心脏起搏治疗、检测快速性心律失常并确认血流动力学上不稳定的快速性心律失常。在一些示例中，起搏器可被配置成完全植入在患者的心脏的腔室中。起搏器活动传感器经受(subjected to)心脏运动，使得活动传感器信号包括心脏运动信号。至少部分地基于活动传感器信号来控制由起搏器递送的治疗。例如，本文中所公开的技术使得心脏内起搏器能够基于满足不稳定心律检测标准的活动传感器信号来确认检测到血流动力学上不稳定的心律。起搏器响应于确认血流动力学上不稳定的心律而抑制ATP。IMD系统可进一步包括ICD，该ICD被配置成经由耦合到ICD的电极检测并治疗异常心律。ICD可被配置成检测由起搏器递送的ATP，并响应于检测到ATP而抑制复律/除颤(CV/DF)电击。

可电击心律是指对其将电击治疗递送到心室中的一个或两个的异常心律。可电击心律可包括室性心动过速以及心室纤颤(VF)，并且本文中通常被称为“室性快速性心律失常”或“VT”。可电击心律通常给患者造成即刻危险，因为它们是血流动力学上不稳定的，并且需要治疗以便促进患者的健康和安全。响应于检测到可电击心律而进行递送的电击治疗通常包括至少一个高压电击脉冲，该高压电击脉冲对于携载心脏内的复律/除颤电极的经静脉引线系统可在至少10焦耳与高达35焦耳的范围中，并且对于携载心外复律/除颤电极的皮下引线系统在至少65焦耳与高达80焦耳的范围中。

在一些实例中，最初可在尝试电击治疗之前使用替代的电刺激治疗来治疗VT，尤其是如果VT是血流动力学上不稳定的话。电刺激治疗可以是低电压起搏治疗，诸如抗心动过速起搏(ATP)，其相与电击治疗相比对患者是相对无痛的。ATP可成功地终止VT。如果ATP失败了，则用电击来治疗心律，以终止心律失常。

另一方面，非可电击心律是指不需要电击治疗被递送到心室中的任一个的异常或正常心律。非可电击心律可包括室上性心动过速(SVT)(包括窦性心动过速)、房性心动过速(AT)、心房纤颤(AF)、心房扑动、房室结折返性心动过速(AVNRT)、房室往复心动过速(AVRT)等等。非可电击心律一般不对患者造成即刻危险，并且可不被治疗，即，没有电击治疗被递送到心脏。

图1是示出了用于在患者12中感测心脏电信号并将治疗提供给心脏26的IMD系统10的概念图。IMD系统10包括心脏内起搏器100以及耦合到血管外除颤引线16的ICD 14。ICD14被皮下地植入在患者12的左侧上。连接到ICD 14的除颤引线16自ICD 14朝向患者12的胸骨22和剑突20居中地延伸。在剑突20附近的位置处，除颤引线16弯曲或转弯并且基本上平行于胸骨22皮下地上(superior)延伸。除颤引线16可被植入使得引线16横向偏移到胸骨22的主体的左侧(即，朝向患者12的左侧)、偏移到胸骨22的右边或胸骨22之上。

除颤引线16包括除颤电极24以及一对感测电极28和30，该除颤电极24可以是细长的线圈电极。除颤引线16沿着胸骨22定位成使得除颤电极24和ICD 14的外壳15之间的治疗向量(vector)基本横跨心脏26的一个或两个心室。在其他示例中，沿着引线16或沿着第二引线的另一电极可用于与除颤电极24结合，以用于递送电击治疗。

在图1中所示出的示例中，引线16被皮下植入在例如皮肤与肋骨或胸骨之间。引线16胸骨上地前进，保持在胸腔的外部。在其他实施例中，引线16可胸骨下地前进或在胸廓32内(即胸廓内地前进)。例如，引线16可至少部分地被植入在胸骨下位置。在这样的配置中，引线16的一部分可从ICD 14朝向胸骨22皮下地延伸，并且引线16的至少一部分前进到在纵隔中(更具体地，在前纵隔中)的胸骨的下面或下方。前纵隔由胸膜从侧面界定、由心包膜从后面界定并且由胸骨22从前面界定。引线16可被至少部分地植入在其他的胸廓内位置中，例如，在围绕但不一定直接接触心脏26外表面的区域中的位置。这些其他的胸廓内位置可包括在纵隔中但自胸骨22偏移、在上纵隔中、在中纵隔中、在后纵隔中、在剑突下或下剑突区域中、在心脏的顶端附近、或者直接接触或不直接接触心脏26且不是皮下的其他位置。

虽然ICD 14被示出为植入在患者12的腋中线附近，但ICD 14也可被植入在患者12上的其他皮下位置处，比如朝向腋后线在躯干上更后面的位置处、朝向腋前线在躯干上更前面的位置处、在胸部区域中、或者在患者12的其他位置处。在ICD 14被胸部植入的实例中，引线16可跟随不同的路径，例如，横跨上胸部区域并沿着胸骨22向下。当ICD 14被植入在胸部区域中时，包括除颤电极的引线16或第二引线可沿着患者的左侧延伸使得除颤电极沿着患者的左侧进行定位以用作用于除颤心脏26的治疗向量的阳极或阴极。

ICD 14包括外壳15，该外壳15形成保护ICD 14内的电子电路和其他部件的气密密封。ICD 14的外壳15可由导电材料形成，所述导电材料比如钛或者其他生物相容性导电材料或者导电和非导电材料的组合。在一些实例中，外壳15用作电极(有时被称为外壳电极或“罐”电极)，其与电极24、28以及30中的一个结合使用，以将治疗递送至心脏26或者以感测心脏26的电活动。

ICD 14还可包括连接器组件13(也被称作连接器块或连接器头部)，以用于接收引线16的近侧连接器(未示出)。连接器组件13包括电馈通件(feedthrough)，通过这些电馈通件，在除颤引线16内的导体与被包括在外壳内的电子部件之间进行电连接。

除颤引线16包括具有近端和远端的引线体，该近端包括被配置成连接到ICD 14(经由连接器组件13)的连接器，该远端包括电极24、28和30。除颤引线16的引线体可由非导电材料(包括硅树脂、聚氨酯、含氟聚合物、它们的混合物、以及其他适当的材料)形成，并被成形为形成一个或多个内腔，在其内一个或多个导体(未示出)各自延伸到电极24、28和30中的相应电极。

当除颤引线16的近端处的连接器被连接到连接器组件13时，相应的导体经由连接器组件13(包括相关联的馈通件)中的连接电耦合到ICD 14的电路(诸如，治疗模块与感测模块)。电导体将电刺激脉冲从ICD 14内的治疗模块传输到电极24、28和30中的一个或多个，并将所感测的电信号从电极24、28和30中的一个或多个传输到ICD 14内的感测模块。虽然除颤引线16被示作包括三个电极24、28和30，但是除颤引线16可包括更多或更少的电极。例如，可包括两个或更多个感测电极以用于感测ECG信号。

ICD 14可经由一个或多个感测向量感测心脏26的电活动，该一个或多个感测向量包括电极28和30以及外壳15的组合。例如，ICD 14可使用电极28与30之间、电极28与外壳15之间、电极30与外壳15之间、或它们的任何组合之间的感测向量来获得电信号，例如，ECG信号。在一些实例中，ICD 14可甚至使用包括除颤电极24的感测向量(诸如，在除颤电极24和电极28或30中的一个之间的感测向量、或在除颤电极24和外壳15之间的感测向量)来感测心脏电信号。

ICD 14以及起搏器100各自被配置成从经由耦合到ICD 14和起搏器100中的每一个内的感测模块的相应电极所接收到的心脏电信号检测室性心律失常。心脏电信号包括伴随心室的去极化(例如，R波)以及复极化(例如，T波)的心脏事件信号。

ICD 14分析所感测的ECG信号，以检测室性快速性心律失常(VT)，并且响应于检测到VT可产生并递送电治疗到心脏26。例如，ICD 14可经由包括除颤电极24以及外壳15的治疗向量递送一个或多个除颤电击。在一些实例中，IMD系统10可被配置成在由ICD 14递送除颤电击之前或之后递送一个或多个起搏治疗，诸如，ATP或电击后起搏。

起搏器100可被配置成在基于心脏电信号检测到VT之后基于活动传感器信号确认血流动力学上不稳定的心律。如果所检测的VT被确认为血流动力学上不稳定的心律，则起搏器100抑制ATP，从而允许ICD 14递送必要的CV/DF电击。如果基于活动传感器信号所检测的VT没有被起搏器100确认为血流动力学上不稳定的心律，则起搏器100递送ATP。ICD 14被配置成从电极24、28、30和/或外壳15接收到的ECG信号检测由起搏器100递送的ATP，并抑制电击直到不再检测到ATP而仍然正检测到VT。

替代地，起搏器100可将无线遥测信号传输到ICD 14，以信号通知ICD 14抑制电击治疗直到完成由起搏器100递送的ATP治疗。在其他示例中，ICD 14可将通信信号传输到起搏器100，以使起搏器100递送起搏治疗，诸如ATP或电击后心动过缓起搏，例如，如通常被公开在美国专利No.8,744,572(Greenhut等人)中，通过引用将其整体结合于此。

在所示的示例中，起搏器100是适合于完全植入到心脏腔室内(例如，完全在RV内)的经导管、心脏内的起搏器。起搏器100可沿着RV的心内膜壁进行定位，例如靠近RV尖端，然而可能是心脏26内或沿着心脏26的其他位置，包括心外膜位置。起搏器100被配置成经由起搏器100的外壳上的一个或多个电极来感测心脏内电描记图(EGM)信号，并产生经由起搏器100的外壳上的一个或多个电极被递送到心脏26的电刺激脉冲(例如，起搏脉冲)。

在其他实施例中，起搏器100可被定位在心脏26的左心室(LV)中。在一些情况下，IMD系统10附加地包括可植入在心房腔室中的心脏内起搏器，以用于感测心房电信号并递送心房起搏脉冲。本文中所公开的技术不限于可植入到心脏腔室内的起搏器。在其他示例中，起搏器100可植入在心脏26的里面或外面。在这些示例中的每一个示例中，起搏器100包括基于运动的患者活动传感器，该基于运动的患者活动传感器经受跳动心脏26的运动，使得活动传感器信号包括心脏运动信号。

起搏器100和ICD 14各自能够与外部设备40进行双向无线通信。外部设备40常常被称为“编程器”，因为它通常由内科医生、技术员、护士、临床医生或其他有资格的用户来使用，以用于对起搏器100和ICD 14中的操作参数进行编程。可使用外部设备40将操作参数(诸如感测与治疗递送控制参数)编程到起搏器100和ICD 14中。外部设备40可位于诊所、医院或其他医疗设施中。外部设备40可替代地被实现为可在医疗设施中、患者的家中或另一位置中进行使用的家庭监测器或手持设备。外部设备40的各方面可通常对应于美国专利No.5,507,782(Kieval等人)中公开的外部编程/监测单元，以此方式通过引用将其整体合并于此。

外部设备40包括处理器52、存储器53、用户显示器54、用户界面56以及遥测模块58。处理器52控制外部设备操作并处理从起搏器100和ICD 14接收到的数据与信号。外部设备40可用于编程由起搏器100与ICD 14所使用的操作参数，诸如感测控制参数、快速性心律失常检测控制参数、以及治疗递送控制参数。处理器52可提供具有数据的用户显示器54，以用于向用户产生图形用户界面以用于选择并编程控制参数。

外部设备40可向用户显示与起搏器100以及ICD 14功能相关的其他数据与信息，以用于回顾IMD系统操作与被编程的参数以及EGM和ECG信号或在询问会话期间从起搏器100和/或ICD 14所得到的其他生理数据。

在一些示例中，起搏器100可存储要被传输到外部设备40的活动传感器信号数据连同EGM信号。外部设备40可将数据提供到用户显示器54，以用于在检测的心律失常期间生成对活动传感器信号数据以及心脏电信号数据的显示。用户可评估活动传感器信号数据(例如从传感器信号确定的活动度量)的可靠性，以用于确认血流动力学上不稳定的心律，并通过起搏器100作出ATP治疗递送决策。用户显示器54可产生活动度量分布的显示以由用户回顾。

如下所述，来自活动传感器信号、随时间确定的活动度量的分布可用于建立不稳定的心律检测阈值和/或在确认血流动力学上不稳定的心律中用于验证活动传感器信号的可靠性。在一些情况下，用户可基于活动度量分布的显示来选择并编程不稳定心律阈值。由起搏器100在确认血流动力学上不稳定的心律并响应于检测到VT作出是否递送ATP的决策中使用活动度量不稳定心律阈值。

用户界面56可包括鼠标、触摸屏、键盘和/或小键盘，以使得用户能够与外部设备40交互，以发起与起搏器100或ICD 14的遥测会话以用于从起搏器100或ICD 14得到数据和/或将数据传送到起搏器100或ICD 14，以用于选择并编程期望的感测和治疗递送控制参数。

遥测模块58被配置用于与包括在起搏器100和ICD 14中的分开的植入式遥测模块进行双向通信。遥测模块58使用适当地寻址目标ICD 14或起搏器100的通信协议分别与ICD14或起搏器100中的目标的那个建立无线射频(RF)通信链路42或44。可在系统10中实施的示例RF遥测通信系统通常被公开在美国专利No.5,683,432(Goedeke等人)中，以此方式通过引用将其整体合并于此。遥测模块58被配置成与处理器52协同操作，以用于经由通信链路42或44发送并接收数据。可经由在医疗植入通信服务(MICS)频带、医疗数据服务(MEDS)频带中的射频(RF)链路、蓝牙技术或Wi-Fi将通信链路42与44建立在相应的ICD 14和起搏器100与外部设备40之间。

遥测模块58可能够在宽距离范围(例如，高达大约10米)内与ICD 14和起搏器100进行双向通信。在其他示例中，遥测通信起搏器100与ICD 14可需要使用放置在相应的起搏器100或ICD14的附近中的编程头以促进数据传送。可以构想，外部设备40可经由遥测模块58有线或无线连接到通信网络，以用于将数据传送到远程数据库或计算机，以允许对患者12的远程管理。

图2是图1中所示的心脏内起搏器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与164，以用于感测心脏EGM信号并递送起搏脉冲。电极164被示成从起搏器100的远端102延伸的尖端电极，并且电极162被示成沿着外壳150的中部(例如，邻近近端104)的环电极。远端102被称作“远端的”，因为预期在它前进穿过递送工具(诸如，导管)并放置抵靠目标起搏位置时是前端(leading end)。

电极162和164形成阴极和阳极对，以用于双极心脏起搏与感测。电极162与164可被定位在相应的近端104与远端102上或尽可能靠近相应的近端104与远端102，以增加电极162与164之间的电极间的间距。在替代的实施例中，起搏器100可包括两个或更多个环电极、两个尖端电极、和/或沿着起搏器外壳150暴露的其他类型的电极，以用于将电刺激递送到心脏26并用于感测EGM信号。电极162和164可以是但不限于，钛、铂、铱或它们的合金，并可包括低极化涂层，诸如，尤其是氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑。

电极162与164除了所示的位置可被定位在沿着起搏器100或者沿着从外壳150延伸离开的绝缘导体的位置处。例如，电极162和/或164中的一个或两个可由从外壳150延伸离开、在近端104或远端102处的柔性绝缘、电导体来携载，以用于增加电极162与164之间的电极间间距。具有柔性导体延伸件的心脏内起搏器通常被公开在共同转让的预授权美国公开No.2013/0035748(Bonner等人)中，通过引用将其整体结合于此。

外壳150由生物相容的材料形成，诸如不锈钢或钛合金。在一些示例中，外壳150可包括绝缘涂层。绝缘涂层的示例尤其包括聚对二甲苯、尿烷、PEEK、或者聚酰亚胺。外壳150的整体可以是绝缘的，但是仅电极162和164是未绝缘的。在其他示例中，外壳150的整体可用作电极，而非提供诸如电极162之类的局部电极。替代地，电极162可与外壳150的其他部分电隔离。

外壳150包括控制电子器件子组件152(外壳容纳电子器件)，以用于感测心脏信号、产生起搏脉冲并控制治疗递送以及起搏器100的其他功能。外壳150进一步包括电池子组件160，该电池组件160将电力提供给控制电子器件子组件152。电池子组件160可包括在共同转让的美国专利No.8,433,409(Johnson等人)和美国专利No.8,541,131(Lund等人)中所公开的电池的特征，以此方式通过引用将这两个专利中的两者整体合并于此。

起搏器100可包括一组固定尖齿166，以例如通过与心室骨小梁相互作用来将起搏器100固定到或抵靠心脏组织。固定尖齿166被配置成锚固起搏器100以将电极164定位成可操作地邻近目标组织，以用于递送治疗电刺激脉冲。多种类型的有源和/或无源固定构件可用于将起搏器100锚固或稳固在植入位置中。起搏器100可包括在共同转让的预授权公开U.S.2012/0172892(Grubac等人)中所公开的一组固定尖齿，以此方式通过引用将其整体合并于此。

起搏器100可进一步包括递送工具界面158。递送工具界面158可位于起搏器100的近端104处，并被配置成连接到递送设备(诸如导管)，该递送设备用于在植入过程期间将起搏器100定位在植入位置处(例如，在心脏腔室内)。起搏器100减小的尺寸实现了完全植入到心脏腔室内。可以理解，起搏器100可根据其将被植入的腔室或位置而在尺寸、形状、电极位置或其他物理特征中进行适配。

图3是图2中所示的起搏器100的示例配置的功能框图。起搏器100包括脉冲发生器202、感测模块204、控制模块206、遥测模块208、存储器210、活动传感器212以及电源214。本文中所使用的“模块”指的是专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的部件。所采用以执行本文所公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将由IMD系统10中所采用的特定系统体系结构以及由IMD系统10所采用的特定检测和治疗传送方法确定。在本文中的公开内容给出的任何现代IMD系统的情境中提供实现所述功能的软件、硬件和/或固件在本领域技术人员的能力范围内。

归属于本文中的起搏器100和ICD 14的功能可实现为一个或多个处理器、控制器、硬件、固件、软件、或他们的任意组合。将不同特征描绘为特定电路或模块旨在强调不同的功能方面，并且不一定隐含此类功能必须通过分开的硬件或软件部件或通过任何特定架构来实现。相反，与一个或多个模块、处理器、或电路相关联的功能可由单独的硬件或软件部件来执行，或者被集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，由起搏器100执行的起搏控制操作可在控制模块206中实现，该控制模块206执行储存在存储器210中的指令并依赖来自感测模块204的输入。

存储器210可以包括计算机可读指令，这些指令在由控制模块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。可在存储器210内对计算机可读指令进行编码。存储器210可包括非暂态计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或其他数字介质(其中唯一例外是暂态传播信号)。存储器210存储定时间期、计数(counters)、或由控制模块206用于控制通过脉冲发生器202的起搏脉冲的递送的其他数据。

脉冲发生器202产生电刺激脉冲，该电刺激脉冲经由电极162和164被递送到心脏组织。电极162与164可以是如图2中所示的基于外壳的电极，但是一个或两个电极162与164可替代地由从起搏器外壳延伸离开的绝缘、电导体来携载。

脉冲发生器202可包括一个或多个电容器以及充电电路以将电容器(多个)充电到编程的起搏脉冲电压。在适当时间，如由包括在控制模块206中的起搏定时与控制模块所控制的，电容器被耦合到起搏电极162与164以对电容器电压进行放电并藉此递送起搏脉冲。通常在以上结合的美国专利NO.5,507,782(Kieval等人)中以及在共同转让的美国专利No.8,532,785(Crutchfield等人)中公开了起搏电路，这些专利中的两者通过引用整体合并于此、可在起搏器100中实现以用于在控制模块206的控制下将起搏电容器充电到预定的起搏脉冲振幅并递送起脉冲。

控制模块206根据储存在存储器210中的经编程的治疗控制参数并响应于起搏逸搏间期的期满来控制脉冲发生器202递送起搏脉冲。被包括在控制模块206中的起搏定时与控制模块可包括逸搏间期计时器或计数器，该逸搏间期计时器或计时器被设置成用于控制起搏脉冲相对于起搏或感测事件的定时的起搏逸搏间期。当起搏逸搏间期期满时，递送起搏脉冲。如果在起搏逸搏间期期间通过感测模块204感测到心脏事件，则可抑制计划好的起搏脉冲，且起搏逸搏间期可被重新设置成新的时间间期。

感测模块204接收跨电极162与164产生的心脏EGM信号。可由感测模块204在EGM信号跨过感测阈值时感测到心脏事件，该感测阈值可以是自动调整的感测阈值。响应于感测阈值交点(crossing)，感测模块204将感测到的事件信号传递到控制模块206以用于控制起搏脉冲的定时。

起搏器100可被配置成提供速率响应的心脏起搏，以在患者在患者活动的不同水平之间(例如，休息，适度活动、以及最大用力(exertion))转换时满足患者的代谢需求。控制模块206可使用来自活动传感器212的信号，以用于确定用于控制起搏脉冲递送的速率的基于患者活动的传感器指示的速率(SIR)。例如，包括在控制模块206中的逸搏间期计时器可被设置成对应于SIR的起搏逸搏间期，并且可响应于活动传感器信号当SIR变化时调整起搏逸搏间期。

活动传感器可实现为压电加速计，以用于产生于患者身体运动相关的信号。通常在2014年2月6日提交的美国专利申请S/N.14/174,514(Nikolski等人)中公开了用于获得患者活动信号的在心脏内设备中加速计的使用，通过引用将其整体合并于此。通常在美国专利No.7,031,772(Condie等人)中公开了用于提供速率响应起搏的患者活动信号的使用，通过引用将其整体合并于此。

控制模块206从活动传感器212接收活动信号，并可被配置成从期望的频率处的信号确定活动度量，以用于确定传感器指示的起搏速率。SIR可在休息周期期间的编程的较低速率(LR)与最大用力(exertion)的周期期间的编程的最大较高起搏速率之间变化。如下所述，可根据SIR传递函数来控制SIR，该SIR传递函数可包括在活动度量的不同的范围内的SIR变化的不同速率。

在一些示例中，活动度量被控制模块206确定为活动计数。在这些实例中，控制模块206包括计数器，以将活动计数追踪为在活动计数间期(例如，2秒间期)期间来自活动传感器212的信号跨过阈值的次数。在每个活动计数间期的结束处的计数与活动计数间期期间施加到传感器上的运动(包括患者身体运动)相关联，并因此可与患者活动以及代谢需求相关联。在一些示例中，由控制模块206使用在监测间期内所确定的活动计数，以用于确定在其以下SIR将保持在编程的LR处的活动计数。该活动计数在本文中被称为“LR设置点”。在LR设置点之下的活动计数指示不需要在编程的LR之上的起搏的患者的休息状态。控制模块206在活动计数大于LR设置点时将根据SIR传递函数来确定大于编程的LR的SIR。

在其他示例中，可通过在活动计数间期内集成或合并活动信号样本点来从活动传感器信号获得活动度量，活动计数间期例如两秒间期，但是较长或较短的时间间期可用于确定活动度量。在各个示例中，在给定时间间期内累积的活动度量被用于确定LR设置点。通常在2014年11月25日提交的(Demmer等人)(代理人案号C00006177.USU1)美国专利申请S/N14/552,758中公开了用于建立并更新LR设置点的方法。

如下所述，控制模块206被配置成至少部分地基于来自活动传感器212的信号来确认血流动力学上不稳定的心律。本文中所描述的技术适用于对心脏运动敏感的活动传感器，使得在患者是静止的并处于休息时所确定的活动度量可由于心脏运动而具有非零值。

LR设置点是活动度量值，该活动度量值由控制模块206建立以从活动度量过滤基线心脏运动信号，该活动度量可用于设置速率响应的起搏速率以满足患者的代谢需求。小于LR设置点但是大于不稳定心律阈值的活动度量可表示当在血流动力学上稳定的心律期间患者处于休息状态但是活动传感器信号包括心脏运动时所获得活动度量的正常范围。不稳定的心律检测阈值可被限定为小于LR设置点的活动度量值。小于不稳定心律检测阈值的活动度量指示一般有助于活动传感器信号的心脏运动已经显著地减少。小于不稳定心律检测阈值的活动度量指示血流动力学上不稳定的心律并因此指示保证即刻电击治疗的心律。在一些示例中，不稳定心律检测阈值可基于LR设置点，该LR设置点被确定以从用于确定SIR并设置速率响应的起搏速率的活动度量过滤心脏运动。

起搏器100可被配置成，如果不满足基于活动传感器信号的不稳定的心律检测标准，则响应于检测到VT而递送ATP。如果满足基于活动传感器信号的不稳定的心律检测标准，则起搏器100不递送ATP。ICD 14使用基于ECG的VT检测标准来检测可电击心律并递送合适的电击治疗。

除了加速计之外的其他类型的活动传感器可产生与患者代谢需求相关联的信号。例如，呼吸活性传感器(诸如，每分通气量、血液或组织氧饱和、或患者身体运动或身体活动的另一传感器)可用于将与代谢活动相关联的信号提供给控制模块206以用于控制速率响应的治疗。通常在美国专利No.5,755,740(Nappholz等人)、美国专利No.5,,507,785(Deno)、以及美国专利No.5,312,454(Roline)中描述了可与相应的起搏设备一起实现以用于基于代谢需求来控制起搏速率的其他类型的植入式传感器的各种示例。本文中所公开的技术可结合产生指示由于在休息状态(即，在没有由患者的实际身体运动或尽力的情况下)期间的心脏运动而导致的非零活动水平的信号的任何类型的活动传感器来实现.

起搏器100可进一步包括用于监测患者的一个或多个其他生理传感器，例如血压传感器、听觉传感器、氧传感器、或任何其他植入式生理传感器。在一些情况下，活动传感器212可实现为三维加速计，该三维加速计用于确定沿着三个维度中的任一个维度的患者活动，并用于使用三维加速计信号来检测患者身体姿势的变化。通常在美国专利No.5,593,431(Sheldon)中公开了用于检测患者姿势改变的多维加速计，通过引用将其整体合并于此。

电源214根据需要将电力提供给起搏器100的其他模块与部件中的每一个。控制模块206可执行功率控制操作以在各种部件或模块被上电以执行各种起搏器功能时进行控制。电源214可包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或非可再充电电池。为了清楚起见，在图3中未示出电源214与其他起搏器模块与部件之间的连接。

遥测模块208包括收发器以及相关联的天线，以用于如上所述的经由射频(RF)通信链路从外部设备40转移并接收数据。起搏器100可经由遥测模块208接收起搏与感测控制参数，并将控制参数值存储在存储器210中以用于由控制模块206访问。

图4是根据一个示例的ICD 14的示意图。封围在外壳15内的电子电路包括协作地监测一个或多个ECG信号、确定何时CV/DF电击是必需的、以及递送处方的CV/DF治疗的软件、固件、和硬件。在一些示例中，ICD 14可被耦合到携载电极(诸如，电极24、28以及30)的引线(诸如，引线16)，这些电极被相对于患者的心脏可操作地定位，以用于递送除了电击治疗之外的心脏起搏脉冲(例如，电击后心动过缓起搏)。

ICD 14包括处理器与控制模块80、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根据需要向ICD 14的电路(包括模块80、82、84、86、88以及90中的每一个)提供功率。电源98可包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或非可再充电电池。

图3中所示的功能框图表示可被包括在ICD 14中的功能并可包括实现能够产生归属于本文的ICD 14的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成的电子电路部件。例如，这些模块可包括模拟电路，例如，放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。这些模块还可包括数字电路，例如，数模转换器、组合逻辑电路或顺序逻辑电路、集成电路、ASIC、存储器设备等。

存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、或电非瞬态计算机可读存储介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其它存储设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当这些指令被一个或多个处理电路执行时，这些指令使得处理器与控制模块80或其他ICD执行归属于ICD 14的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可包括以上列出的介质中的任一个，仅除瞬态传播信号之外。可由包括ICD处理器与控制模块80以及起搏器控制模块206的系统控制电路来执行归属于IMD系统10的功能。系统控制电路可执行由分立的或分布式的非暂态、计算机可读存储介质所存储的指令，以使IMD系统10执行本文中所公开的功能。

处理器与控制模块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，以用于感测心脏电活动、检测心律、并响应于所感测的信号而生成电刺激治疗。控制递送模块84与电感测模块86被电耦合到由引线16携载的电极24、28与30(在图1中示出)以及外壳15，该外壳15可用作公共电极或接地电极。

电感测模块86被选择性地耦合到感测电极28、30以及外壳15以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可附加地被任选地耦合到除颤电极24。感测模块86被启用以选择性地监测从可用电极24、28、30以及15中选择的一个或多个感测向量。例如，感测模块86可包括用于选择电极24、28、30和外壳15中的哪些被耦合至被包括在感测模块86中的感测放大器的开关电路。开关电路可包括开关阵列、开关矩阵、多工器、或适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开关设备。

在一些实施例中，电感测模块86包括多个感测通道以用于感测从电极24、28、30和外壳15中选择的多个ECG感测向量。例如，感测模块86可包括两个感测通道。每个感测通道可包括感测放大器或其他心脏事件检测电路以用于从所选电极24、28、30或15两端产生的所接收到的ECG信号感测心脏事件(例如，R波)。每次接收到的ECG信号跨过在消隐间期外的自动调整的感测阈值时，心脏事件感测信号(诸如，R波感测事件信号)产生并被传递到处理器与控制模块80和/或心脏信号分析器90以用于检测VT。

感测模块86可包括模数转换器，以用于将来自一个或所有可用感测通道的数字ECG信号提供给处理器与控制模块80和/或心脏信号分析器90。例如，如上所述，两个ECG信号可各自被感测模块86转换成多位数字信号并被提供给快速性心律失常检测器94以用于执行ECG形态分析。可由心脏信号分析器90来执行对ECG信号形态的分析以用于检测VT。

在一些示例中，感测模块96被配置成检测由起搏器100递送到心脏26的起搏脉冲。例如，响应于起搏器100检测到VT，可由起搏器100递送ATP。ICD 14可被配置成，当由心脏信号分析器90检测到可电击、VT心律并且由感测模块86正在感测ATP脉冲时抑制或延迟电击治疗。以此方式，起搏器100可递送ATP治疗以终止VT，从而排除了电击的需要。如此，ICD感测模块86可包括感测通道，该感测通道被配置有过滤与感测阈值属性以实现起搏脉冲的感测以使得ICD 14能够检测正由起搏器100递送的ATP脉冲。起搏脉冲感测可对应于通常在美国专利申请S/N 61/984,249以及在美国专利申请S/N 61/984,233中公开的装置与技术，这两者都在2014年4月25日提交并通过引用整体结合于此。

可由心脏信号分析器90在从感测模块86以满足预期的ATP治疗速率(例如，相对于心动过缓起搏速率)的速率或间期(多个)接收到起搏脉冲感测事件信号时和/或验证起搏脉冲感测事件信号的速率是以比就在检测的心室速率之前更快的速率被接收到的时而检测到ATP。

由起搏器100递送的ATP可包括ATP脉冲的爆发(burst)，例如以小于检测到的VT循环长度的90％的间期进行递送的6-16个起搏脉冲。由起搏器100递送的ATP治疗的其他示例可包括斜坡ATP，该斜坡ATP包括一系列渐进更快的ATP脉冲或爆发+斜坡(Burst+Ramp)，该爆发+斜坡包括ATP脉冲的固定速率爆发，接着是以比在前起搏脉冲间期渐进更短的间期递送的一个或多个脉冲。例如，ATP起搏脉冲之间的每个连续的间期可以是比在斜坡ATP期间的之前间期短20ms。因此，ICD 14可在由感测模块86以在ATP治疗期间所预期的间期感测到起搏脉冲时检测到ATP。

为说明，如果VT被ICD 14检测到具有400ms的循环长度(RR间期)，则ICD 14可响应于感测到以小于360ms的间期的起搏脉冲的所需数量(例如，至少三个起搏脉冲)而检测到由起搏器100递送的ATP。由起搏器100响应于检测到具有400ms的循环长度的VT并且不确认为血流动力学上不稳定的心律而递送的典型的ATP治疗可能是以350ms的8个起搏脉冲的爆发。如此，ICD 14将基于感测到以小于360ms的间期的起搏脉冲而检测到ATP。

如下所述，起搏器100可被配置成基于活动传感器信号来确认血流动力学上不稳定的心律。如果血流动力学上不稳定的心律未被确认，则起搏器100递送ATP，该ATP由ICD14检测到，使得ICD 14抑制或延迟电击。如果在ATP之后重新检测到VT，并且不再由ICD 14检测到ATP脉冲，则处理器与控制模块80可控制治疗递送模块84递送先前抑制或延迟的电击。

心脏信号分析器90包括快速性心律失常检测器94以用于检测VT并从不可电击心律区分VT。心脏信号分析器90可进一步包括定时电路92，该定时电路92包括各种计时器和/或计数器以用于测量时间间期(诸如RR间期)、设置时间窗口(诸如形态模板窗口、形态分析窗口)、或用于执行心脏信号分析器90的其他定时相关的功能，包括将由治疗递送模块84递送的复律电击或其他治疗与感测的心脏事件同步。

在一些示例中，计时电路94使用从感测模块86接收到的R波感测事件信号的计时以确定各感测事件信号之间的RR间期。快速性心律失常检测器94可对由计时电路92测量的落入不同的速率检测区的RR间期进行计数，以用于确定心室速率或执行其他基于速率或基于间期的评估以用于检测VT并区分VT与不可电击心律。

可由ICD 14执行用于检测、区分并治疗可电击心律的并可被采用以包括本文中所描述的用于控制电击治疗递送的技术的算法的示例通常公开在美国专利No.5,354,316(Keimel)、美国专利No.5,545,186(Olson等人)、美国专利No.6,393,316(Gillberg等人)、美国专利No.7,031,771(Brown等人)、美国专利No.8,160,684(Ghanem等人)、以及美国专利No.8,437,842(Zhang等人)中，这些专利中的所有通过引用整体结合于此。检测算法对于危及生命、可电击的VT的存在或不存在是高度灵敏和特异的。

治疗递送模块84包括高压(HV)治疗递送模块并在一些实例中包括低电压治疗递送模块，该高电压治疗递送模块包括一个或多个HV输出电容器。当检测到可电击VT心律，HV电容器被HV充电电路充电至预编程的电压水平。当从治疗递送模块84检测到HV电容器已经达到递送编程的电极能量所要求的电压的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发HV电容器的放电。以此方式，控制模块80控制治疗递送模块84的高电压输出电路的操作，以使用除颤电极24与外壳15来递送高能量复律/除颤电击。计时电路92可用于控制由治疗递送模块84递送的R波同步的电击脉冲。

应当注意到，所实现的心律失常检测算法可不仅利用ECG信号分析方法还可利用补充传感器96，诸如，血压、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等等，以有助于通过处理和控制模块80作出施加或阻止治疗决定。

用户可编程的治疗递送控制参数可经由遥测模块88被编程到存储器82中。遥测模块88包括收发器以及天线，以用于使用RF通信与外部设备40(在图1中示出)进行通信。遥测模块88可从外部设备40接收下行遥测并将下行遥测发送到外部设备40。

与VT的检测以及复律或除颤电击的递送相关的ECG事件数据可被存储在存储器82中并当接收到询问命令时由遥测模块88传输到外部设备40。临床医生对事件数据的查看帮助患者的心脏状态的诊断和预知以及治疗管理决策，包括选择用于检测可电击VT心律以及递送治疗的可编程控制参数。

在一些示例中，ICD 14与起搏器100可被配置成经由由ICD遥测模块88与起搏器遥测模块208传输并接收的无线RF遥测信号彼此通信。在一些实例中，起搏器100可被配置成将RF信号传输到ICD 14，以使ICD 14抑制或延迟电击治疗直到起搏器100已经尝试通过递送ATP来终止检测到的快速性心律失常。在其他实例中，起搏器100可将RF信号传输到ICD14，以使ICD 14在没有等待起搏器100递送ATP治疗的情况下立即继续进行电击治疗。

图5是根据一个示例的可由起搏器100来使用以用于控制递送到心脏26的治疗的传感器指示的速率(SIR)传递函数的图300。活动传感器212可以是产生与患者身体运动相关联的信号的加速计。可由起搏器控制模块206从加速计信号确定活动度量作为加速计信号的阈值交叉点的总数的计数或在预定的n秒间期(例如，2秒间期)内加速计信号的积分值。可使用从加速计信号确定的活动计数、用户编程的参数或者两者的组合来建立在图5中所示的SIR传递函数，该活动计数反映了在典型的一天或一周内患者的活动分布。

在图300中，沿着y轴302将SIR绘制成沿着x轴304绘制的活动计数的函数。起搏器控制模块206可基于对在时间间期内确定的活动计数的分析来建立较低速率(LR)设置点308。当起搏器100被启用以基于从活动传感器信号确定的活动计数来提供速率响应的起搏时，起搏速率未被调整到较低速率306(有时被称为“基本起搏速率”)之上，只要活动计数在LR设置点308处或低于LR设置点308。

随着活动计数增加到LR设置点308之上，可根据SIR与活动计数之间建立的传递函数来确定SIR。例如，日常生活活动(ADL)较低设置点312以及ADL较高设置点318可被建立为活动计数范围的较低边界与较高边界，预期该活动计数范围包含正常日常活动与适度(moderate)活动(诸如，在房子走动、开车、日常家务事(daily chores)等)期间的患者的活动水平。可根据LR设置点308与ADL较低设置点312之间的斜率310将SIR从较低起搏速率306增加到ADL速率314。SIR在ADL较低设置点312与ADL较高设置点318之间的ADL范围316上保持在ADL速率314。在较高ADL设置点318之上的活动计数将使起搏器100根据第二斜率320将SIR调整为高达最大较高速率设置点322的活动计数的函数。对于大于最大较高速率设置点322的所有活动计数，SIR被设置成最大较高起搏速率324。较低ADL设置点312、较高ADL设置点318以及最大较高速率设置点322中的每一个可基于患者的活动计数历史被定制成患者的特定需求。

在一些示例中，可由起搏器100基于对在调整间期内采样的活动计数的分析来建立LR设置点308以及小于LR设置点308的不稳定心律阈值350。例如，可在24小时调整间期内每两秒确定活动计数。在一个示例中，在调整间期内累积的所有活动计数值的预定百分位345处的活动计数值被选为LR设置点308。预定百分位345可被建立为预期患者在LR 306处需要起搏的时间的百分比，预定百分位345还可被认为是预期患者处于休息或非活跃状态的时间的百分比。从活动计数0延伸到高达先前建立的百分位345的休息范围346中的活动计数表示，可在患者处于休息(例如，睡觉、打盹、坐着或以其他方式的不活跃)并且不需要大于较低起搏速率的起搏速率来满足代谢需求时发生的活动计数。低于百分位345的活动计数很有可能是主要由于心脏运动并且不表示患者的身体活动。

在从先前建立的百分位345延伸到最大可能活动计数的非休息活动范围348中的活动计数值表示预期在患者活跃(不是休息)并需要大于LR 306的起搏速率以满足患者的代谢需求时发生的活动计数。为了说明，百分位345可被选择为85％，使得SIR大约时间的85％是处于LR 306，并大约时间的15％将被增加到LR 306以上。

在调整间期内对活动计数的分析可被认为是依据频率图340的。对于沿着x轴344所示的每个活动计数值，在预定义时间间期期间发生的活动计数的数量被示作沿着y轴342。在一个示例中，可能的活动计数值的范围可被分到预定的活动计数面元(bin)中。在预定义时间间期上对每个面元中出现的活动计数进行计数。预定的患者活动百分位345处的活动计数面元被标识并被设置成LR设置点308。

LR设置点308基于累积的活动计数可随着时间被增加或减少，以便将大于LR设置点308的活动计数的数量维持在大于LR设置点的活动计数的预期数量的范围内。继续以上给出的示例，如果患者活动百分位345是85％，则预期大于LR设置点308的范围348中的活动计数是在给定时间间期内所确定的所有活动计数的大约15％。如果在预定的时间间期期间多于15％的活动计数大于LR设置点308，则可增加LR设置点308。如果小于15％的活动计数大于LR设置点308，则可通过起搏器控制模块206来减少LR设置点308。通常在2014年11月25日提交的以上合并的美国专利申请S/N.14/552,758(代理人档案号C00006177.USU1)中公开了用于建立LR设置点的起搏器与方法。

除了建立LR设置点308之外，起搏器控制模块206可建立不稳定的心律检测阈值350，以用于基于对活动计数的分析来确认血流动力学上不稳定的心律。不稳定的心律检测阈值350小于LR设置点308，并可被限定为在给定时间间期内确定的所有活动计数的百分位，例如所有活动计数的第一百分位、第五百分位或者第十百分位。替代地，不稳定的心律检测阈值350可被限定为是LR设置点308的百分位的活动计数，例如LR设置点308的10％或20％。在LR设置点308与所建立的不稳定心律检测阈值350之间发生的活动计数值的正常休息范围352表示预期在患者处于休息状态并且活动计数值主要是由于心脏运动时发生的活动计数值的大部分的范围，例如90％或者更多。小于正常休息范围352的活动计数指示心脏运动的显著减少，该心脏运动的显著减少是用于确认血流动力学上不稳定的心律的证据。

因此小于不稳定心律检测阈值350的活动计数指示：甚至是通常有助于活动传感器信号的心脏活动也已经显著地减少。如果起搏器控制模块206已经检测到快速心室速率，则电心脏信号的快速速率很有可能是血流动力学上不稳定的心律，该血流动力学上不稳定的心律需要电击治疗，如果活动计数小于不稳定心律检测阈值350(即，小于活动计数的正常休息范围352)的话。

图6是根据一个示例的由图1中所示的IMD系统10所执行的过程的流程图400。在框402处，起搏器100从由起搏器100接收的EGM信号检测快速心室速率。可根据起搏器100中所实施的检测算法的快速性心律失常检测标准来检测快速心室速率。预期ICD 14基于在ICD14中实施的快速性心律失常检测算法正同时从由ICD 14接收到的ECG信号检测快速心室速率。由起搏器100以及ICD 14实施的检测算法可不同。所实施的算法可包括：确定连续感测到的R波之间的RR间期、对落入VT间期范围中的RR间期进行计数以确定是否已经达到所需数量的VT间期以检测到VT。检测快速心室速率可附加或替代地包括：分析R波形态、确定总体信号形态、或者对由起搏器100所接收的EGM信号或由ICD 14所接收的ECG信号的其他分析。

响应于检测到快速心室速率，起搏器100被配置成基于活动传感器信号确认快速速率是血流动力学上不稳定的心律。在一些示例中，起搏器控制模块206可首先确定活动传感器信号质量是否可靠以用于确认血流动力学上不稳定的心律来支持治疗递送决定。

在框404，起搏器控制模块206可确定活动传感器信号的信号质量度量。在一个示例中，每两秒从活动传感器信号确定活动计数。信号质量度量可以是对在在前时间间期内的活动计数的分布的判定，以验证分布满足预期分布。例如，起搏器控制模块206可确定在前时间间期(例如，在快速心室速率的开始之前的一分钟或更多分钟、一个小时、八个小时、或者高达24小时)内的大于LR设置点和/或小于LR设置点的活动计数的百分比。在另一示例中，起搏器控制模块206可确定在快速心室速率的开始之前的在前时间间期内累积的、小于电击检测阈值的活动计数的百分比。

在又一示例中，起搏器控制模块206可将小于LR设置点308的活动计数的当前分布与小于LR设置点308的活动计数的预期或先前分布进行比较。在图5中示出了小于LR设置点308的活动计数的示例分布。如果小于LR设置点308的活动计数的分布与先前分布相比显著地改变，则活动传感器信号对于确认血流动力学上不稳定的心律来说可能不是可靠的。为检测休息范围346中的活动计数分布的显著改变，起搏器控制模块206可确定小于LR设置点308的活动计数的分布的平均值、中值、众数、标准差、全范围、较低四分位数范围、较高四分位数范围、或者它们的任意组合和/或其它指示符(多个)，并将所确定的指示符(多个)与先前的休息范围活动计数分布进行比较。

附加地或替代地，可针对以有规律时间间期发生的信号峰值而分析原始活动传感器信号，作为在快速心室速率的开始之前以有规律心率发生的心室收缩期间的心脏运动的证据。在快速心室速率的开始之前的有规律心脏运动信号将是可靠的活动传感器信号的证据。

在框406处，将信号质量度量与可靠性标准进行比较，以确定活动传感器信号用于确认血流动力学上不稳定的心律是否可靠。例如，如果活动计数的不止预期的百分比小于不稳定的心律检测阈值，小于LR设置点，和/或休息范围346内的分布在快速心室速率的开始之前的在前时间间期期间已经改变，则活动传感器信号可被认为用于确认血流动力学上不稳定的心律是不可靠的。附加地或替代地，在框406处，大于LR设置点的活动计数的百分比可与预期目标百分比进行比较，以用于确定活动传感器信号是否可靠。如果大于LR设置点的活动计数的百分比落在预期百分比范围外面，则活动传感器信号可被确定为不可靠。

各种活动传感器信号质量度量可被确定并与信号可靠性标准进行比较，以用于确定活动传感器信号是否可靠，以用于在血流动力学上不稳定的心律与血流动力学上稳定的心律之间进行区分。一般而言，在框410处所作的判定是，当快速性心律失常没有正被检测到时(例如，在正常窦性或起搏的心律期间)，在在前时间周期内累积的活动度量是否在预期分布内或者表示活动度量的非预期分布。非预期的分布指示活动传感器可能正不可靠地运行或者传感器信号已经变成毁坏的。

如果基于在在前时间间期内的活动计数的非预期的分布或其他可靠性标准认为活动传感器信号不可靠，则在框408处由起搏器控制模块206在没有使用活动传感器信号的情况下做出治疗决定。是否递送ATP的决定仅基于EGM信号分析(或与来自除了活动传感器212之外的可能是可靠的其他传感器的信号结合)。在一些示例中，如果活动传感器信号用于确认血流动力学上不稳定的心律被认为是不可靠的，则起搏器100抑制治疗，并且由ICD14来控制治疗递送。在框418处，ICD 418将不会检测到由起搏器100的ATP递送，并且将在框420处继续电击递送，如果ICD 14基于在ICD 14中实施的VT检测算法正检测到VT的话。

如果在框406处，活动传感器信号被确定为是可靠的，则起搏器控制模块206响应于检测到快速心室速率，在框410处从活动传感器信号确定活动度量。可在快速速率被检测到之后的每一个或多个时间间期的期满时确定活动度量。附加或替代地，紧接在对于检测到快速心室速率满足标准之前确定的一个或多个活动度量值可被用于确认快速心律是血流动力学上不稳定的心律。

在框412处分析一个或多个活动度量，以确定是否满足不稳定心律标准。例如，在框412处，将至少一个活动度量与不稳定的心律检测阈值进行比较。小于不稳定心律检测阈值(例如，小于正常休息活动度量范围352)的活动度量是血流动力学上不稳定的心律的证据。小于不稳定心律检测阈值的一个或多个活动度量可被要求用于确认血流动力学上不稳定的心律。以下结合图7与图8描述了用于在框412处确定是否满足不稳定心律标准的方法的示例。如果不满足不稳定心律标准，则快速心室速率被检测为血流动力学上稳定的VT，并且在框414处可递送ATP。在递送ATP之前，起搏器控制模块206可被配置成验证在快速心室速率被检测到之后或在预定义的在前时间间期期间由ICD 14递送的电击尚未被起搏器感测模块204感测到。

在一个示例中，至少两个活动度量在框410处被确定为以两个连续2秒间期被确定的活动计数。该两个活动计数可以是在快速心室速率的开始之后但在VT检测标准被满足之前确定的最近两个活动计数。在其他情况下，将在快速心室速率的开始之后并在基于EGM的VT检测标准被满足之前的一个活动计数以及在VT检测之后的一个活动计数与不稳定的心律标准进行比较。在一个示例中，如果两个活动计数中的至少一个小于不稳定心律阈值350(图5)，则心律被确认为血流动力学上不稳定的心律.在另一示例中，两个连续活动计数中的两者都必须小于不稳定心律阈值350，以便确认血流动力学上不稳定的心律。在其他示例中，不止两个活动计数被用于确认血流动力学上不稳定的心律。

如果血流动力学上不稳定的心律被确认，则由起搏器100抑制ATP。ICD 14在框418处没有检测到ATP并在框420处递送CV/DF电击，只要已经满足了由ICD 14使用的其他可电击心律检测标准。

如果在框410处确定的活动度量在框412处不满足不稳定的心律标准，则起搏器控制模块206在框414处控制脉冲发生器202递送ATP。在一个示例中，在框418处，ICD心脏信号分析器90和/或处理器与控制模块80被配置成基于从ICD感测模块86接收的起搏脉冲感测事件信号的速率或预期模式检测ATP脉冲。响应于检测到ATP脉冲，在框422处，ICD处理器与控制模块80控制治疗递送模块84抑制电击治疗，直到ATP脉冲不再被检测到(框424)并且可电击、VT心律仍然正在被检测到(框426)。如果ATP脉冲不再被检测到，并且可电击、VT心律仍然正在被ICD 14检测到，则在框420处递送电击。如果ATP脉冲不再被检测到并且VT不再被检测到，(ATP成功终止VT)，则在框428处取消计划好的电击。

在一些情况下，在框414处，可由起搏器100做出用于终止所检测到的VT的不止一次的ATP尝试。因此，在框418与424处，ICD 14可检测到不止一个ATP序列，并且延迟计划好的电击直到不再检测到ATP。在其他示例中，起搏器100可被配置成递送单个ATP序列，并且ICD心脏信号分析器90可被配置成在ATP检测之后的预定电击延迟间期之后重新检测可电击、VT心律并在框420处递送延迟的电击，如果可电击心律仍然正被检测到的话(框424)。ICD 14可被配置成等待用于递送延迟的电击的最大时间间期。最大时间间期可对应于ATP的尝试的最大数量。

图7是示出了根据一个示例的ICD 14与起搏器100的操作的时序图500。起搏器控制模块206以有规律的活动计数采样间期505(例如，每两秒)确定活动计数502、510、512、514、516(或另一活动度量)。LR设置点504以及不稳定的心律检测阈值506用虚线示出。如上所述，可由起搏器100基于对在监测时间周期内累积的活动计数的分析来建立LR设置点504以及不稳定的心律检测阈值506。可以在或者可以不在起搏器100中启用速率响应的起搏。LR设置点504以及不稳定的心律检测阈值506被确定为当患者不是正在运动时，预期作为正常心脏运动的结果发生的活动计数的范围。小于不稳定心律检测阈值506的活动计数指示血流动力学上不稳定的心律。如果启用速率响应的起搏，则根据SIR传递函数(例如，图5中所示的传递函数)，在LR设置点504处或者小于LR设置点504的活动计数被用于将起搏速率设置成编程的较低速率，并且大于LR设置点504的活动计数被用于将起搏速率增加到比编程的较低速率更快的速率。

在LR设置点504与不稳定心律阈值506之间的范围内的活动计数表示由于心脏运动的计数，并且小于不稳定心律阈值506的活动计数表示在心脏运动由于血流动力学上不稳定的快速性心律失常而显著变化或减少时所预期的计数。不稳定的心律检测阈值506小于LR设置点504(在该LR设置点504处患者被认为处于休息或不活跃的状态)并且可基于LR设置点504进行设置。如此，不稳定的心律检测阈值506不仅仅是患者的休息状态或不活跃状态的指示，因为患者的正常休息状态活动计数范围主要存在于LR设置点504与不稳定的心律检测阈值506之间。不稳定的心律检测阈值506表示从在处于休息状态的正常心脏运动期间的活动计数减少到小于正常休息范围352(图5)的活动计数，指示总体心脏运动由于血流动力学上不稳定的心律而导致的显著减少。

起搏器100感测心室事件520，并被配置成基于对由感测模块204所接收的EGM信号(多个)的分析来检测VT。在图7的示例中，一系列心室感测的事件522满足基于RR间期的VT检测标准，从而导致VT检测524。在一些情况下，如果十二个RR间期中的至少八个小于VT检测间期(例如，小于300ms)，则VT被检测到。在其他示例中，高达24个RR间期或更多个RR间期可被要求用于作出VT检测，例如，24个RR间期中的16个可被要求成为VT间期，取决于在起搏器100中实施的特定的VT检测标准以及编程的检测参数。

当检测到VT 524，起搏器100分析一个或多个活动计数以确认血流动力学上不稳定的心律。在一个示例中，至少在VT检测524之前的最近的活动计数512与不稳定的心律检测阈值506进行比较。在另一示例中，至少紧接在VT检测524之后的第一个或最早的活动计数514与不稳定的心律检测阈值506进行比较。在VT检测524之前、在快速VS事件522的开始之后的一个或多个活动计数510、512和/或在VT检测524之后的一个或多个活动计数514可被用于确认血流动力学上不稳定的心律。

用于响应于基于EGM的VT检测524而确认血流动力学上不稳定的心律的活动计数或其他活动度量的数量可至少部分地取决于活动计数之间的采样间期505以及在VS事件522的快速速率的开始之后作出基于EGM的VT检测524所要求的时间。在以上给出的说明性示例中，以两秒间期确定活动计数510、512以及514。如果VT检测标准要求至少12个连续RR间期中的8个小于300ms或更少的VT检测间期，则可在VT检测524之前的一系列快速VS事件522期间的八个到十二个RR间期期间发生一个或两个活动计数510与512。

在其他情况下，当要求较大数量的RR间期做出VT检测(例如，如果要求至少24个RR间期中的16个落入VT间期区中)时，可在导致满足VT检测标准的一系列VS事件522期间发生三个或更多个活动计数。在快速速率的开始(即，满足VT检测标准的VS事件522的开始525)之后确定的活动计数中的所有可与不稳定心律阈值506进行比较。可要求在快速速率的开始525之后所确定的活动计数的预定百分比小于不稳定心律阈值。

在以下图7和图8的示例中，在VT检测之前和期间以有规律的采样间期505确定活动计数。在其他示例中，可更经常地确定活动度量，即，以较短的采样间期，以获得更多的活动度量以用于确认血流动力学上不稳定的心律。更频繁地确定的活动度量可与针对采样率的变化适当调整的标准进行比较。例如，如果在没有正检测到快速速率时在2秒间期内确定活动计数，则当检测到快速速率时可每一秒确定活动计数。可考虑较短活动计数间期来设置不稳定心律阈值506。

在一个示例中，如果两个最近的活动计数510和512中至少一个小于不稳定心律检测阈值506，则VT检测524被确认为血流动力学上不稳定的心律。在另一示例中，如果两个最近的活动计数510和512中的两者都等于或小于LR设置点504，并且至少一个小于不稳定的心律检测阈值506，则确认血流动力学上不稳定的心律。

在另一示例中，要求至少两个连续的活动计数小于不稳定的心律检测阈值506，以便将VT检测524确认为血流动力学上不稳定的心律。这两个连续的活动计数可两者都在VT检测524之前，(例如，在VS事件522期间的活动计数510与512)，或者一个可在VT检测524之前并且一个在VT检测524之后(例如活动计数512和514)。在一些示例中，起搏器控制模块206可标识时间上最接近VT检测524发生的活动计数512和514，并且如果两个活动计数512和514都小于不稳定心律检测阈值506，则VT检测524被确认为血流动力学上不稳定的心律。响应于确认血流动力学上不稳定的心律，起搏器100抑制ATP治疗递送。

在一些情况下，起搏器控制模块206可不被限制成使用完整的采样间期505以用于获得活动计数以用于确认血流动力学上不稳定的心律。例如，在快速速率的开始525之后获得的并且在完整采样间期505内累积的活动计数512可与部分活动计数513进行求和，该部分活动计数513在活动计数采样间期505期间在VT检测524时已经达到。完整活动计数512与部分活动计数513的总和可与成比例的不稳定心律检测阈值进行比较，该成比例的不稳定心律检测阈值已经从建立的不稳定心律检测阈值506进行调整，以考虑在其内求和的活动计数512与513被累积的总的时间间期。为了说明，如果以2秒的采样间期的一个完整活动计数以及在1秒内累积的一个部分活动计数被求和，则总的时间间期是1.5个活动计数采样间期。完整活动计数与部分活动计数可被求和以获得3秒计数，该3秒计数与1.5倍的不稳定心律检测阈值506进行比较。

在另一示例中，活动计数计数器可在检测到一个或多个快速RR间期时被启动，使得在导致VT检测524的VS事件522的开始525附近启动活动计数。允许活动计数计数器运行直到VT检测524发生(或者直到VT间期计数器由于VT检测标准不被满足而被重置，在那时，它也可被重置)。在VT检测524时达到的活动计数与成比例的阈值进行比较，该成比例的阈值基于在VT检测期间累积的活动计数的总时间与用于建立阈值506的活动计数采样间期505的比例已经从不稳定的心律检测阈值506进行调整。例如，如果在VT检测期间的2.5秒内累积活动计数，则活动计数可与基于2秒活动计数建立的不稳定心律检测阈值506的1.25倍进行比较。如果累积的活动计数小于1.25倍的不稳定心律检测阈值506，则确认血流动力学上不稳定的心律。以此方式，可在快速速率期间确定活动度量，以用于确认不稳定的心律，其不限于用于在快速速率或者VT没有正被检测到时确定活动度量的活动度量采样间期。

ICD 14从接收的ECG信号感测心室事件530，并且依赖于在起搏器100与ICD 14中实施的特定检测算法，预期ICD 14在与由起搏器100做出的VT检测524几乎相同的时间做出VT检测534。响应于VT检测534，ICD14确定在延迟间期536期间是否感测到任何ATP脉冲。延迟间期536可以是电容器充电时间的全部或者一部分，在该电容器充电时间期间，对高压电容器进行充电以准备用于递送电击脉冲(如果需要电击脉冲的话)。因此，在一些示例中，可在VT检测534之后同时发生ICD电容器充电以及ATP脉冲正由起搏器100递送的ICD监测。在其他示例中，可不开始电容器充电直到在做出对ATP脉冲的初始检查之后。可在延迟间期536的开始、期间或期满时开始电容器充电。延迟时间536可以是在其期间ICD 14监测ATP脉冲的预定的时间间期，或者可不被预定义，而是电容器充电时间。如果在电容器充电时间期间的任何时间处检测到ATP脉冲，则延迟电击脉冲540。

在所示的示例中，在延迟时间536的期满时完成电容器充电，该延迟时间可以是用于对治疗递送模块84的高压电容器进行充电以递送编程的电击能量所要求的时间。因为在延迟时间536期间没有检测到ATP脉冲(因为起搏器100基于活动计数512和/或514已经确认血流动力学上不稳定的心律并且已经抑制ATP)，所以ICD 14递送电击540以终止不稳定心律。在一些情况下，起搏器100将递送电击后起搏脉冲550，如果心室事件由于电击后心搏停止或心动过缓而未被感测到的话。以此方式，在VT检测534以及起搏器100已经确认血流动力学上不稳定的心律的确认之后，基于延迟间期(或者电容器充电时间)536期间ATP的不存在，在完成电容器充电后迅速地递送电击540。

图8是示出了根据另一示例的ICD 14与起搏器100的操作的时序图600。起搏器控制模块206以有规律的活动计数采样间期605确定活动计数602、610、612、和614(或另一活动度量)。LR设置点604以及不稳定的心律检测阈值606用虚线示出。

起搏器100感测心室事件620。响应于一系列心室感测事件622满足VT检测标准(例如，基于RR间期)，做出VT检测624。在VT检测624时，起搏器100分析紧接在VT检测624之前和/或之后发生的一个或多个活动计数(例如，610、612和/或614)。在一个示例中，如果至少在VT检测624之前的最近的活动计数612大于不稳定的心律检测阈值606，则将VT检测为血流动力学上稳定的心律。起搏器控制模块206控制脉冲发生器202递送ATP脉冲650以终止VT。

在另一示例中，如果最近的两个活动计数610与612两者都大于不稳定的心律检测阈值606，或者最近的两个活动计数610与612中的至少一个大于LR设置点604，则VT被确定为是血流动力学上稳定的，即，潜在地可用ATP进行治疗。紧接在VT检测624之前(在快速速率的开始625之后)的一个或多个连续的活动计数610、612和/或紧接在VT检测624之后的一个或多个活动计数614可用于确认血流动力学上不稳定的心律。如以上所述，在满足VT检测标准的一系列RR间期622期间发生的活动计数中的所有、在VT检测期间累积的部分活动计数、和/或紧接在VT检测624之后的一个或多个活动计数可用于确认血流动力学上不稳定的心律。

ICD 14感测心室事件630并被预期在与由起搏器100做出的VT检测624几乎相同的时间做出VT检测634。响应于VT检测634，ICD 14确定在延迟间期636期间是否感测到任何ATP脉冲。延迟间期636可以是电容器充电时间的全部或者一部分，在该电容器充电时间期间，对高压电容器进行充电以准备用于递送电击脉冲(如果需要电击脉冲的话)。在此示例中，由ICD 14感测到ATP脉冲650。由ICD 14基于起搏脉冲感测事件640的速率来检测ATP。例如，ICD 14可以基于起搏脉冲感测事件640的速率处于预期ATP脉冲速率或者处于比导致VT检测634的一系列VS事件622更快的速率来检测ATP。

响应于检测ATP，ICD处理器与控制模块80抑制电击治疗。如果电容器充电在间期636内已经开始，则ICD处理器与控制模块80可等待直到ATP脉冲650不再被检测到，并确定VT是否仍然正被检测到。可在ATP之后递送电击治疗，如果VT仍然正被检测到的话。如果由ATP脉冲650成功终止VT，则高压电容器可通过非治疗性负载进行放电，并且取消计划好的电击脉冲。

图9是在心脏内起搏器100存在的情况下用于控制由ICD 14递送的电击的方法的流程图700。在框702处，ICD 14正在基于VT检测标准而接近(approach)可电击、VT心律的检测。例如，ICD 14可检测在VT间期区域中的快速RR间期的阈值数量，但是可能尚未达到用于检测可电击心律的VT间期的所要求数量。在另一示例中，n秒ECG信号可基于信号形态和/或RR间期分析被分类成可电击段，但是还未检测到用于检测可电击心律的可电击段的所要求的数量。

如果已经部分满足可电击心律检测标准，则ICD 14可开始对ATP脉冲的监测。ICD处理器与控制模块80在框406处基于从感测模块86接收到的满足ATP检测标准的起搏脉冲感测事件信号确定是否检测到ATP。如果检测到ATP，则在框706处，可出于由ICD 14检测可电击心律的目的而丢弃在ATP检测之前的RR间期。在一些示例中，可电击心律标准可包括对VT间期的阈值数量进行计数。在此情况下，响应于检测到ATP或者出于检测可电击心律的目的而丢弃包括ATP脉冲检测的任何检测到的RR间期，可清除VT间期计数器。

在另一示例中，如果3秒段基于形态分析被检测为可电击段，则心脏信号分析器90正在接近可电击心律检测。可要求三个n秒段中的至少两个被分类成可电击段，以便检测可电击心律。如果在三个n秒段中的任一个期间检测到ATP，则出于检测可电击心律的目的可丢弃该段。以此方式，可电击心律检测并因此随后的电击可通过正由起搏器100进行递送的ATP的检测而被延迟。

在一些情况下，必须在检测到的ATP之后完全满足基于ECG的可电击心律检测标准，而不使用在检测到的ATP之前发生的任何RR间期或者ECG信号段。在其他示例中，如果在检测到ATP之前部分地满足可电击心律检测标准，则可在ATP检测之后应用减少数量的VT间期、可电击ECG段、或者其他可电击心律检测标准，以允许在ATP之后更迅速的可电击心律检测，以导致迅速的电击递送，万一ATP未终止快速性心律失常的话。

在框708，响应于检测到ATP，预期可能需要电击，可开始电容器充电，即使在ICD14已经达到可电击VT心律检测之前。在其他示例中，不开始电容器充电直到ICD检测到可电击心律(即，在决策框710之后)。如果在检测到ATP之后满足可电击心律标准(如在决策框710处所确定的)，则ICD 14可在框716处电击递送之前在框714处验证ATP没有正在被检测到。

如果由ICD 14在满足可电击心律检测标准之后但在电击递送之前(例如，在完成电容器充电之前)检测到ATP，则ICD 14可返回框706并丢弃导致可电击心律检测的RR间期和/或ECG信号段。在其他示例中，在检测到ATP脉冲之后应用重新检测标准。在初始可电击心律检测与ATP检测之后应用的可电击心律重新检测标准可需要比做出初始可电击心律检测所需要的RR间期和/或ECG时间段的数量更少的满足重新检测标准的RR间期和/或ECG时间段。

如果在框714处未检测到ATP，则在框716处由ICD 14根据编程的电击治疗控制参数递送电击。如果在ATP检测之后没有检测到可电击心律(如在框710处所确定的)，则在框712处取消计划好或预期的电击。部分或完全充电的高压电容器可被允许通过非治疗性负载来进行放电。

因此，已经描述了医疗设备系统以及方法的各种实施例，以用于在包括心脏内起搏器与ICD的IMD系统中控制心脏电刺激治疗。然而，在不偏离所附权利要求书的范围的情况下，本领域的普通技术人员将理解可对所述实施例作出各种更改。

Claims (12)

1.一种植入式医疗设备系统，包括：

活动传感器，所述活动传感器被配置成产生与患者活动相关联并包括心脏运动信号的信号；以及

心脏起搏器，所述心脏起搏器包括：

第一感测模块，所述第一感测模块被配置成接收第一心脏电信号；

脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成经由一对电极产生起搏脉冲并将起搏脉冲递送到患者的心脏；以及

控制模块，所述控制模块耦合到所述第一感测模块、所述脉冲发生器以及所述活动传感器，并且被配置成：

从所述第一心脏电信号检测室性快速性心律失常；

从活动传感器信号确定活动度量；

基于所述活动度量确认血流动力学上不稳定的心律；以及

响应于确认所述血流动力学上不稳定的心律，控制所述脉冲发生器抑制抗心动过速起搏ATP。

2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述心脏起搏器的所述控制模块被进一步配置成，响应于基于所述活动度量未确认所述血流动力学上不稳定的心律，由所述心脏起搏器递送ATP；

所述系统进一步包括植入式复律器除颤器ICD，所述ICD包括：

感测模块，所述感测模块被配置成接收第二心脏电信号；

治疗递送模块，所述治疗递送模块被配置成经由耦合到所述ICD的电极来递送电击治疗；以及

处理器与控制模块，所述处理器与控制模块被配置成：

从所述第二心脏电信号检测所述室性快速性心律失常；

从所述第二心脏电信号检测由所述心脏起搏器递送的至少一个ATP脉冲；以及

响应于检测到所述至少一个ATP脉冲，抑制电击治疗。

3.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述心脏起搏器的所述控制模块被进一步配置成通过以下步骤来确认所述血流动力学上不稳定的心律：

将所述活动度量与对应于所述患者的休息状态的所述活动度量的正常休息范围进行比较；以及

响应于所述活动度量小于所述正常休息范围，确认所述血流动力学上不稳定的心律。

4.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述心脏起搏器的所述控制模块被进一步配置成：

将较低速率设置点建立为患者休息状态期间的所述活动度量的最大值；

基于所述较低速率设置点建立不稳定心律阈值；

其中确认所述血流动力学上不稳定的心律包括将所述活动度量与所述不稳定心律阈值进行比较。

5.如权利要求2所述的系统，其特征在于，

所述心脏起搏器的所述控制模块被进一步配置成：

将所述活动度量与小于所述活动度量的预期的休息范围的不稳定心律阈值进行比较；

响应于所述活动度量小于所述不稳定心律阈值，将所检测的室性快速性心律失常确认为血流动力学上不稳定的心律；

响应于确认所述血流动力学上不稳定的心律，抑制所述ATP；

所述ICD的所述处理器与控制模块被进一步配置成：

响应于检测到所述室性快速性心律失常，从所述第二心脏电信号确定由所述心脏起搏器递送的ATP脉冲的不存在；以及

响应于确定ATP脉冲的所述不存在，控制所述治疗递送模块递送电击治疗。

6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述ICD的所述处理器与控制模块被进一步配置成：

通过在电击延迟间期期间监测至少一个ATP脉冲来确定所述ATP脉冲的所述不存在；以及

响应于在所述电击延迟间期期间确定所述ATP脉冲的所述不存在，控制所述治疗递送模块在所述电击延迟间期的期满之后递送所述电击治疗。

7.如权利要求2、6中任一项所述的系统，其特征在于，所述ICD的所述处理器与控制模块被进一步配置成：

响应于感测到所述至少一个ATP脉冲，延迟被抑制的电击治疗；以及

响应于在检测到所述至少一个ATP脉冲之后重新检测到所述室性快速性心律失常并且不再检测到ATP脉冲，控制所述治疗递送模块递送被延迟的电击治疗。

8.如权利要求1-2、5-6中任一项所述的系统，其特征在于，所述心脏起搏器的所述控制模块被配置成通过以下步骤来确定所述活动度量：

以活动度量采样间期确定多个活动度量；

从所述多个活动度量标识在检测到所述室性快速性心律失常之前的最近的活动度量与在检测到所述室性快速性心律失常之后最早发生的活动度量中的至少一个。

9.如权利要求1-2、5-6中任一项所述的系统，其特征在于，所述心脏起搏器的所述控制模块被进一步配置成：

从所述活动传感器信号确定信号可靠性度量；

将所述信号可靠性度量与信号可靠性标准进行比较；以及

如果所述信号可靠性度量不满足所述信号可靠性标准，则抑制所述ATP。

10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述心脏起搏器的所述控制模块被进一步配置成：

通过在所述室性快速性心律失常检测之前的时间间期期间从所述活动传感器信号确定多个活动度量来确定所述信号可靠性度量；以及

通过将所述多个活动度量的分布与预期的活动度量分布进行比较来确定所述信号可靠性度量是否满足所述信号可靠性标准。

11.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述心脏起搏器的所述控制模块被进一步配置成：

通过在所述室性快速性心律失常检测之前的时间间期期间从所述活动传感器信号确定心脏运动信号的速率来确定所述信号可靠性度量；

从所述第一心脏电信号确定心率；以及

通过将所确定的心脏运动信号的速率与所述心率进行比较来确定所述信号可靠性度量满足所述信号可靠性标准。

12.如权利要求2、5-6中任一项所述的系统，进一步包括：

血管外电引线，所述血管外电引线被耦合到所述ICD并携载多个电极；并且

其中所述心脏起搏器被配置成被完全植入到患者的心脏的腔室内并包括封围所述活动传感器、所述第一感测模块、所述脉冲发生器以及所述心脏起搏器的所述控制模块的外壳。

Images