CN108883281A - 心内心室起搏器中的心房跟踪 - Google Patents

Abstract

心内心室起搏器被配置成从由起搏器的心房事件检测器电路接收到的运动传感器信号中检测心房机械事件。运动传感器信号响应于在心室中流动的血液的运动。在由起搏定时电路设置的起搏间期期满时，响应于检测到心房机械事件而安排起搏脉冲。在起搏间期期满时递送心房同步心室起搏脉冲。

Description

心内心室起搏器中的心房跟踪

技术领域

本公开涉及心内心室起搏器以及用于使用运动传感器来检测心房事件并控制由起搏器递送的心房同步的心室起搏的相关联的方法。

背景技术

可植入心内起搏器经常被放置在皮下囊袋中，并被耦合到被定位在心脏中的、携载起搏和感测电极的一个或多个经静脉医疗电引线。皮下植入的心脏起搏器可以是单腔起搏器，其耦合至用于将电极定位在一个心脏腔室(心房或心室)中的一个经静脉医疗引线，或者是双腔起搏器，其耦合至用于将电极定位在心房和心室腔室两者中的两个心内引线。多腔起搏器也是可用的，其可以耦合到例如用于将电极定位在一个心房腔室以及右心室和左心室两者中以用于起搏和感测的三个引线。

最近已经引入了心内起搏器，其可植入在患者心脏的心室腔室内以用于递送心室起搏脉冲。这种起搏器可以感测伴随固有心室去极化的R波信号，并且在没有感测到R波的情况下递送心室起搏脉冲。虽然由心内心室起搏器进行的单腔心室感测和起搏可足够解决一些患者病况，但是其他病况可能需要心房和心室(双腔)感测用于提供心房同步的心室起搏，以便维持有规律的心律。

附图说明

图1是示出可用于感测心脏电信号、心脏加速度计信号并将起搏治疗提供给患者的心脏的心内起搏系统的概念图。

图2A是图1中所示的心内起搏器的概念图。

图2B是图1的起搏器的替代示例的概念图。

图3是图1中所示的起搏器的示例配置的示意图。

图4是根据一个示例的心内起搏器的心房事件检测器电路的示意图。

图5是根据一个示例的用于递送心房同步的心室起搏的方法的流程图。

图6是根据本文公开的技术的加速度计信号、EGM信号和表示由起搏器执行的操作的时序图的示图。

具体实施方式

图1是示出可用于感测心脏电信号和由流动的血液引起的运动信号并将起搏治疗提供给患者的心脏8的心内起搏系统10的概念图。IMD系统10包括右心室(RV)心内起搏器14并且在一些示例中可以可选地包括右心房(RA)心内起搏器12。起搏器12和14为经导管心内起搏器，其可被适配用于完全植入在心脏8的心脏腔室内，例如，完全在RV内、完全在左心室(LV)内、完全在RA内或者完全在左心房(LA)内。在图1的示例中，起搏器12沿着RA的心内膜壁(例如，沿着RA侧壁或RA隔膜)被定位。起搏器14沿着RV的心内膜壁被定位(例如，接近RV心尖)。然而，本文公开的技术不限于图1的示例中所示的起搏器位置，并且其他位置和彼此相对位置是可能的。在一些示例中，心室心内起搏器14被定位在LV中，用于使用本文公开的技术来递送心房同步的心室起搏。

起搏器12和14与皮下植入的起搏器相比在尺寸上被减小，并且在形状上可通常是圆柱形的，以实现经由递送导管的经静脉植入。在其他示例中，起搏器12和14可被定位在心脏8里面的任何其他位置处。例如，起搏器12可被定位在右心房或左心房的外面或之内，以提供相应的右心房或左心房起搏。起搏器14可被定位在右心室或左心室内，以提供相应的右心室或左心室起搏，并用于通过心室腔内的运动传感器感测血流。

起搏器12和14各自能够产生经由起搏器的外部壳体上的一个或多个电极被递送到心脏8的电刺激脉冲，例如，起搏脉冲。RA起搏器12被配置成感测来自RA内的心电信号，其可以用于产生RA心内电描记图(EGM)信号。可以使用也用于递送RA起搏脉冲的基于壳体的电极来感测RA心脏电信号。RV起搏器14被配置成使用基于壳体的电极来递送RV起搏脉冲并感测RV心电信号以用于产生RV EGM信号。

在一些示例中，患者可能仅需要RV起搏器14用于递送心室起搏。在其他示例中，取决于个体患者需要，可能需要RA起搏器12用于递送心房起搏。RV起搏器14被配置成用以促进RA激活和RV激活之间的同步(例如，通过维持心房事件和心室起搏脉冲之间的目标房室(AV)间期)的方式控制将心室起搏脉冲递送到RV。也就是说，RV起搏器14控制RV起搏脉冲递送以维持对应于心房收缩的心房激活(固有的或起搏诱发的)与被递送以致使心室去极化的心室起搏脉冲之间的期望AV间期。根据本文描述的技术，由RV起搏器14使用运动传感器信号检测心房激活，该运动传感器信号响应于由于心房激活而进入RV中的血流。例如，由RV起搏器14从由运动传感器(例如，被包括在RV起搏器14中的加速度计)产生的信号中检测由心房激活致使的血液流动通过RA和RV之间的三尖瓣16进入RV中(有时被称为“心房驱血”)的加速度。

伴随心房去极化的近场RV心电信号的P波是相对低幅度的信号(例如，与R波相比)，并且因此可能难以从由RV起搏器14获取的心电信号中被可靠地检测到。因此，当仅基于由RV起搏器14接收到的心电信号时，RV起搏器14所作的心房同步心室起搏可能不可靠。根据本文公开的技术，RV起搏器14包括运动传感器(诸如，加速计)并且被配置成使用来自运动传感器的信号来检测与心房机械激活或心房收缩对应的心房事件。心室起搏脉冲通过可编程AV间期与从加速度计信号中被检测到的心房事件同步。

目标AV间期可以是由临床医生选择的编程值，并且是从检测到心房事件直到递送心室起搏脉冲的时间间期。在一些实例中，目标AV间期可以从基于运动传感器信号检测到心房事件的时间开始，或者从运动传感器信号的被标识的基准点开始。可以基于患者的临床测试或评估或者基于来自患者群体的临床数据而将目标AV间期标识为对于给定患者而言在血流动力学方面是最佳的。可以基于从由RV起搏器14接收到的心电信号和由RV起搏器14接收到的运动传感器信号所标识出的电事件和血流相关事件的相对定时，而确定目标AV间期是最佳的。

起搏器12和14可每个都能够与外部设备20进行双向无线通信，以用于对AV间期以及其他血流运动感测参数和起搏控制参数进行编程。外部设备20的各方面通常可以对应于美国专利No.5,507,782(Kieval等人)中公开的外部编程/监测单元。外部设备20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12和14中的操作参数进行编程。外部设备20可以位于诊所、医院或其他医疗设施中。外部设备20可替代地被体现为可被用于医疗设施中、患者的家中或另一位置的家庭监测器或手持式设备。可使用外部设备20将操作参数(包括感测与治疗递送控制参数)编程到起搏器12和14中。

外部设备20被配置用于与被包括在RV起搏器14和RA起搏器12(当存在时)中的可植入遥测电路进行双向通信。外部设备20使用适当寻址目标起搏器12或14的通信协议来建立与RA起搏器12的无线射频(RF)通信链路22以及与RV起搏器14的无线RF通信链路24。可以使用诸如Wi-Fi、医疗植入通信服务(MICS)或其他通信带宽之类的RF链路来建立通信链路22和24。在一些示例中，外部设备20可以包括被放置为邻近起搏器12或14以建立和维持通信链路的编程头，并且在其他示例中，外部设备20和起搏器12或14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。可在系统10中实现的示例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。

外部设备20，在询问会话期间，可向用户显示与起搏器功能相关的数据与信息，以用于查看起搏器操作和被编程的参数以及由起搏器14或起搏器12获取的EGM信号、由起搏器14获取的运动传感器信号、或由起搏器12和/或14获取并从起搏器12和/或14取回的其他生理数据。

可以构想，外部设备20可经由包括收发器和天线的遥测电路或者经由硬连线通信线路来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，以允许对患者的远程管理。包括远程患者数据库的远程患者管理系统可以被配置成利用当前公开的技术使临床医生能够查看EGM、运动传感器和标记器通道数据，并且在观察了EGM、加速度计和标记通道数据的视觉表示之后授权对RV起搏器14中的感测和治疗控制参数的编程。

起搏器12和起搏器14可以或可以不被配置成用于彼此直接通信。当起搏器12和14被配置成彼此通信时，可以最小化通信以便节省心内起搏器12和14的电池寿命。这样，当另一个起搏器正在感测心脏事件时或者当其正递送起搏脉冲时进行通信时，在RA起搏器12与RV起搏器14之间可能不会在逐个心跳(beat-by-beat)的基础上发生通信以用于通信。如本文所公开的，RV起搏器14被配置成如逐个心跳一般频度地从运动传感器信号检测心房事件，而不需要来自RA起搏器12的通信信号来提供用于控制心房同步心室起搏的心房事件检测。

图2A是图1中所示的心内RV起搏器14的概念图。RV起搏器14包括沿着起搏器14的壳体150间隔开的用于感测心电信号和递送起搏脉冲的电极162和164。电极164被示为自起搏器14的远端102延伸的尖端电极，并且电极162被示为沿着壳体150的中部(例如，邻近近端104)的环形电极。远端102被称作“远端的”，因为预期在起搏器14被推进穿过递送工具(诸如，导管)并被放置抵靠目标起搏部位时远端102是前端(leading end)。

电极162和164形成阳极和阴极对，以用于双极心脏起搏与感测。在替代的实施例中，起搏器14可包括两个或更多个环形电极、两个尖端电极、和/或沿着起搏器壳体150暴露的其他类型的电极，以用于将电刺激递送到心脏8并感测心电信号。电极162和164可以是但不限于钛、铂、铱或其合金，并且可以包括低偏振涂层，诸如氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑等。电极162和164可被定位在沿着起搏器14除了所示位置之外的位置处。

壳体150由生物相容性材料(诸如，不锈钢或钛合金)形成。在一些示例中，壳体150可包括绝缘涂层。绝缘涂层的示例包括聚对二甲苯、聚氨酯、PEEK或聚酰亚胺等。壳体150的整体可以是绝缘的，但是仅电极162和164是未绝缘的。电极164可以用作阴极电极并且经由跨壳体150的电馈通耦合到被壳体所封围的内部电路，例如，起搏脉冲发生器和心电信号感测电路。电极162可以形成为壳体150的导电部分，作为环形电极，其与壳体150的其他部分电隔离，如图2A中大致所示。在其他示例中，壳体150的整体周边可用作与尖端电极164电隔离的电极，而非提供诸如阳极电极162之类的局部环形电极。沿着壳体150的导电部分形成的电极162在起搏和感测期间用作返回阳极。

壳体150包括控制电子器件子组件152，其容纳用于感测心脏信号、产生起搏脉冲并控制治疗递送以及如下面结合图3描述的起搏器14的其他功能的电子器件。在一些示例中，运动传感器可以被实现为被封围在壳体150内的加速度计。加速度计向被包括在控制电子器件子组件152中的处理器提供信号，以用于检测心房事件。

壳体150进一步包括电池子组件160，该电池子组件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。

起搏器14可包括一组固定尖齿166，以例如通过主动与心室心内膜结合和/或与心室小梁交互来将起搏器14固定到患者组织。固定尖齿166被配置成锚定起搏器14以将电极164定位成可操作地邻近目标组织，以用于递送治疗性电刺激脉冲。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14锚定或稳定在植入位置中。起搏器14可包括在共同转让的、授权前公开US2012/0172892(Grubac等人)中所公开的一组固定尖齿。

起搏器14可以可选地包括递送工具接口158。递送工具接口158可位于起搏器14的近端104处，并被配置成连接到诸如导管之类的递送设备，该递送设备用于在植入手术期间将起搏器14定位在植入位置处，例如，在心脏腔室内。

包括递送工具接口158的起搏器壳体15通常是光滑的、连线型的并且径向对称的，以在被植入心室中时致使最小的流动扰动或湍流。例如，递送工具接口158的对称性和低外形轮廓被设计成使流动扰动最小化。然而，在本文公开的一些示例中，起搏器14包括当经受流动的血液时，特别是当在心房收缩期间经受血液加速并流入心室时，有意增加壳体150的振动的结构或固定件。这种“流动扰动结构”或固定件可以向起搏器14引入径向不对称和/或从壳体150突出，其中长度和柔性(或刚度)在经受流动的血液，特别是由于心房收缩而流动通过三尖瓣16进入心室的血液时振动。由流动扰动结构或固定件引起的振动被传送到壳体150内的运动传感器。被设计成当经受由于心房收缩而流入心室中的血液时增加壳体150的振动的结构或固定件可以增强基于运动传感器信号的心房事件检测。

在图2A中所示的示例中，壳体150可包括横向的流动扰动凹槽168，该流动扰动凹槽168沿壳体150的周边纵向延伸。可以涂覆流动扰动凹槽168以防止血液沿着凹槽凝结。凹槽168可以在近端104和远端102之间延伸达壳体150的长度的至少一部分，并且可以相对于纵向轴线成任何角度。在图2A中，凹槽168自近端104沿着电池子组件160延伸并且在控制电子器件子组件152之前终止。流动扰动槽168可以沿着壳体150的长度延伸达比所示的更长或更短的距离。在其他示例中，壳体150可以包括被提供为涂层或突起(诸如，侧脊或凸缘)的结构或固定件，该结构或固定件给起搏器壳体150提供一定程度的径向不对称性，使得流过壳体150的血液引起壳体150的振动，这致使壳体150内的运动传感器产生与那些振动相关的信号。当心房收缩并且通过三尖瓣16进入右心室(或通过二尖瓣进入左心室)的血流速度增加时，壳体150的振动增加致使尖峰的频率、尖峰的幅度和/或尖峰的斜率相关的增加，或由可由被包括在控制电子器件子组件152中的心房事件检测器电路(结合图4所描述的)检测到的振动引起的运动传感器信号的其他变化。

图2B是RV起搏器14的替代示例的概念图。RV起搏器14包括壳体150、控制电子器件子组件152、电池子组件160、固定构件166和沿远端102的电极164，如以上结合图2A所描述的。起搏器14被示为包括自近端104延伸的流动扰动固定件165。固定件165可以是被配置成当暴露于流动的血液时颤动或振动的柔性固定件。固定件165可以被配置成在流动的血液中振动。在心房收缩期间，在活动性心室充盈阶段期间固定件165的增加的振动可以由经由三尖瓣16流入心室中的血液引起。稳态血流可致使固定件165以共振频率振动。沿着心室流入道的血液的加速或方向改变可以改变振动。例如，振动可能在幅度、斜率、频率、方向等方面增加。被包括在起搏器14中的运动传感器产生包括这些振动的信号，该信号被分析用于检测心房机械收缩。

固定件165被示为锥形固定件，其具有从起搏器14的近端104向远侧延伸的大致圆锥形状。较窄的近端172可以具有比较宽的远端170更大的柔性，并且在流动的血液中经历更大的振动，该更大的振动可以在通过三尖瓣的血流增加时，增加振幅。固定件165可以相对于右心室的流入道被定位，使得固定构件165的振动在心房收缩期间增加。

在一些示例中，固定件165可以是径向对称的并且与起搏器14的中心轴线对齐，但是具有远离壳体150延伸的长度、至少是近端172的柔性、以及相对于流入道的取向，这导致在心房收缩期间幅度增加并被传送到壳体150的固定件165的振动。耦合到壳体近端104的相对较大直径、较硬的远端170将更柔性的近端的振动传送到壳体150和被包括在起搏器14中的运动传感器。固定件165可以设有当经受沿右心室流入道流动的可具有大约0.3至1.7米/秒的流速的血液时，产生小幅振动(例如，没有限制意图，偏移不超过2mm、不超过1mm、或不超过0.5mm)的刚度和长度。

在一些示例中，固定件165是径向不对称的以促进固定件在流动的血液中的振动。例如，固定件165可以具有相对平坦的几何形状，如图2C中的固定件165的端视图中所示的。耦合到起搏器壳体150的远端170可设有大于其高度176的宽度174。固定件165可以从其远端170到其近端172逐渐变细。相对平坦的几何形状可以以特定方向增加固定件165的弯曲或振动(例如，在图2C中所示的取向中与较小尺寸176对应的大致上下运动和与较大尺寸174对应的侧向运动)。由流动通过三尖瓣16进入RV中的加速的血液引起的固定件165的运动或振动的增加的该方向性可以与被包括在RV起搏器14中的加速计(或其他运动传感器)的轴线对应，使得沿着加速度计的一个轴线的加速计信号对图2C中所示的取向中的沿着构件165的垂直轴线的上下运动敏感。换句话说，加速度计轴线可以与固定件165的短轴对齐，该短轴预期在心房激活期间具有最大的运动和对通过三尖瓣16的血流加速度的敏感性。

固定件165可具有沿第一固定件轴线(例如，对应于宽度174)的第一刚度，以及沿第二固定件轴线(例如，对应于厚度176)的小于第一刚度的第二刚度，该第二固定件轴线可与第一固定件轴线正交。具有较低刚度的轴线可以与加速度计的运动轴线对齐，使得沿着较低刚度的轴线的固定件的增加的振动具有与加速度计的运动轴线对齐的方向性。当加速度计由壳体15封围或安装到壳体15时，经由耦合到壳体15的远侧固定件端170将固定件165的增加的振动传送到加速度计，以改进从加速度计信号检测心房机械事件。

在其他示例中，固定件165可以在远端170处具有基本相等的厚度176和宽度174，并且可以朝着近端172逐渐变细，或者沿着其在远端170和近端172之间大部分或全部长度具有连续的尺寸。例如，如图2D中所示的，流动扰动固定件165'从其近端170'至其远侧自由端172'具有大致圆柱形的形状，该近端170'耦合到起搏器壳体近端104。在图2D的示例中，构件165'具有终止于钝的或圆形的远端172'的非锥形连续直径。

固定件165(以及本文呈现的流动扰动固定件的其他示例)可以是由硅树脂、聚氨酯、环氧树脂或其他生物相容性聚合物形成的模制组件。当由聚合物形成时，固定件165可以经由环氧树脂、硅树脂粘合剂或其他医用级粘合剂被固定地耦合到壳体近端104。在一些示例中，壳体近端104可以限定固定件165突出通过的开口或窗口105。例如，固定件165可具有内环、唇缘或凸缘175，在制造组装过程中，当图2B中所示的固定件165的外部部分被推进通过壳体近端104中的开口105时，该内环、唇缘或凸缘175在壳体150内抵靠壳体近端104的内表面延伸。随后可以利用医用粘合剂密封由壳体近端104限定的窗口105，以维持壳体150的气密性。

在其他示例中，固定件165可以是由金属(诸如，不锈钢或钛合金)形成的线、带、模制或冲压组件，并且可以焊接到壳体近端104或由壳体近端104限定的窗口105内。固定件165可以是均质材料的整体部分，或者包括聚合物或金属的芯，该芯被包覆模制或涂覆有聚合物层以提供所期望的形状和/或刚度。在一些示例中，固定件165的刚度从近端170到远端172基本恒定，并且在其他示例中，固定件165具有可变的刚度，例如，在近端172附近具有较低的刚度并且在远端170附近具有较大的刚度，以在近端172处提供可以经由内芯被传送到加速度计的更大的弯曲和振动，而不会在壳体150上施加增加的振动或运动。固定件165可以仅是自壳体150延伸的机械部分，而没有任何电极、电导体或其他电气元件或功能。固定件165经由固定件165和壳体150之间的相对刚性的连接将机械振动传送到壳体150，或者直接传递到运动传感器或加速度计，并且因此可以具有刚度，该刚度包括与壳体150的连接点处的刚度，该刚度比携载感测和起搏电极并且有时耦合到起搏器的相对柔性的医疗电引线体更大。

在一些情况下，在被植入特定的心室内位置处时，固定件165可以是可调节的，使得它可以被定向在一个方向上，该方向增加由从心房进入心室的血液的流动所引起的振动。例如，固定件165可以是可旋转的，使得它可以相对于壳体150内的运动传感器和相对于沿着右侧(或左侧)心室流入道的血流方向旋转达90度(或更多)，以改变固定件165的主振动轴线。

图2E是流动扰动固定件165”的另一示例的侧视图并且图2F是顶视图。在该示例中，流动扰动固定件165”包括自壳体近端104延伸的远侧杆184和由杆184携载的近侧桨叶180。当杆184延伸穿过由壳体近端104限定的开口窗口105时，杆184可以从内部凸缘185延伸，内部凸缘185抵靠壳体近端104的内表面被定位。在其他示例中，杆184被直接固定地耦合到壳体近端104的外表面。

近侧桨叶180可以是扁平的椭圆形、圆形、矩形或其他形状的桨叶，或者可以是大致球形、圆锥形或金字塔形的形状。近侧桨叶180可以是围绕杆184对称的或不对称的，以响应于通过三尖瓣16的血流加速度来增强固定件165”的振动。在所示的示例中，桨叶180包括沿桨叶180的一侧的凹部或凹陷182。凹部182可以增加固定件165”在与桨叶厚度187的尺寸对应的上下方向上的振动运动，而不是与桨叶宽度183的尺寸对应的侧向运动。在该示例中，宽度183大于厚度187。平行于桨叶宽度183的方向上的侧向运动和平行于桨叶厚度187的上下运动可以通过杆184的相对较高的柔性(较低的刚度)来增强。在侧向方向和上下方向两者上的运动的敏感度可以降低检测心房事件的取向依赖性，此检测是基于从加速度计信号(或其他运动信号)检测由于心房事件而引起的血流加速度。然而，可以通过设计固定件165”使其具有响应于通过三尖瓣16的血流，而不是来自/在其他方向(例如，从RV心尖，沿着RV流出道或沿着RV侧壁)上的血流增加而导致更大的振动的刚度和形状，来增加对于由心房激活而不是心室激动或其他原因引起的血流加速度的特异性。

图3是图1中所示的起搏器14的示例配置的示意图。起搏器14包括脉冲发生器202、感测电路204、控制电路206、存储器210、遥测电路208、运动传感器212和电源214。运动传感器212被实现为在下面结合图4-6描述的示例中的加速度计并且在本文中也被称为“加速度计212”。然而，运动传感器212不限于是加速度计，并且其他运动传感器可以在起搏器14中被成功地予以利用来根据本文描述的技术来检测心房事件。运动传感器的示例包括压电传感器和微机电系统(MEMS)设备。运动传感器212可以是多轴传感器(例如二维或三维传感器)，每个轴提供可以单独或组合分析以用于检测心房机械收缩的信号。图3中被表示的各种电路可以组合在一个或多个集成电路板上，该一个或多个集成电路包括专用集成电路(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组件。

感测电路204被配置成通过前置滤波器和放大器电路220经由电极162和164接收心电信号。前置滤波器和放大器电路可以包括去除DC偏移的高通滤波器，例如2.5到5Hz的高通滤波器、或者具有2.5Hz到100Hz的通带以去除DC偏移和高频噪声的宽带滤波器。前置滤波器和放大器电路220可以进一步包括放大器，以放大被传递到整流器和放大器电路222的“原始”心电信号。整流器和放大器电路222可以包括整流器、带通滤波器和放大器，用于将心脏信号传递到R波检测器224和模数转换器(ADC)226。ADC 226可以将多位数字电描记图(EGM)信号传递到控制电路206，以用于由心房事件检测器电路240使用来标识心室电事件(例如，R波或T波)以及消隐(blank)或忽略来自用于检测心房事件的加速度计信号的心室事件间期。

R波检测器224可以包括传感放大器或将输入的整流的心电信号与R波检测阈值进行比较的其他检测电路，R波检测阈值可以是自动调节阈值。当输入的信号越过R波检测阈值时，R波检测器224产生R波感测事件信号(R-感测)，该R波感测事件信号被传递到控制电路206。在其他示例中，R波检测器224可以接收ADC 226的数字输出，用于通过比较器、数字EGM信号的形态信号分析或其他R波检测技术来检测R波。

控制电路206包括心房事件检测器电路240、起搏定时电路242和处理器244。心房事件检测器电路240被配置成从从运动传感器212接收到的信号中检测心房事件。运动传感器212可以是压电晶体或微机电系统(MEMS)设备，其例如，当经受流动的血液时，产生与传感器212(和起搏器14)的运动或振动相关的电信号。运动传感器212可以是一维单轴加速度计、二维或三维多轴加速度计。运动传感器212可以被配置成具有与流动扰动固定件165的运动轴线对齐的一个加速度计轴，当经受通过三尖瓣16的血流加速度时，该轴线预期与固定件165的最大位移对齐。在美国专利号5,885,471(Ruben等人)中大体公开了用于可植入医疗设备的加速度计的一个示例。例如在美国专利No.4,485,813(Anderson等人)和美国专利No.5,052,388(Sivula等人)中公开了包括用于检测患者运动的压电加速度计的可植入医疗设备。在美国专利No.5,593,431(Sheldon)和美国专利No.6,044,297(Sheldon)中大体描述了用于感测患者活动和姿势的三维加速度计。其他加速度计设计可用于产生与在起搏器14上或至少在运动传感器212上施加的运动相关的电信号，该运动可以是血流引起的经由固定件165传送到运动传感器212的固定件165的运动或振动。

心房事件检测器电路240可以从感测电路204接收R波感测的事件信号和/或数字EGM信号，以用于设置心室消隐时段，其被应用于运动传感器信号的，以避免错误地将心室事件检测为心房事件，如下面结合图4和图5更详细地描述的。简而言之，心房事件检测器电路240可以从运动传感器212的一个或多个轴接收原始信号、基于从来自感测电路204的信号确定的心室电事件的定时来应用心室消隐时段、并确定在心室消隐时段之外的运动传感器信号是否满足心房机械事件检测标准。出于检测心房事件的目的，可以忽略心室消隐时段期间的运动传感器信号，但是可以将其用于其他目的，诸如，检测心室机械事件。在其他示例中，不是设置心室消隐时段，而是可以基于心室电或机械事件的定时来设置心房事件检测窗口，并且心房事件检测器电路240可以确定在心房事件检测窗口内是否满足心房机械事件检测标准。

本文中在涉及应用于运动传感器信号的心室消隐时段时使用的术语“消隐”不一定是绝对消隐时段，在该绝对消隐时段中由运动传感器产生的电信号被消隐。相反，心室消隐时段通常指的是应用于运动传感器信号的时间间期，用于区分心房机械事件和心室机械事件。在心室消隐时段期间不会发生心房机械事件的检测。然而，可以处理或分析在心室消隐时段期间接收到的运动传感器信号以用于其他目的，诸如，检测与心室的电去极化和复极化相关联的心室机械事件。这些心室机械事件的检测可用于例如，设置应用于限制在心室消隐时段之外发生的心房事件检测的心室消隐时段、控制应用于运动传感器信号的心房事件检测窗口和/或控制应用于心电信号的不应期时段。被包括在心房事件检测器电路240中的电路和用于检测心房机械事件的技术在下面结合图4进行描述。

心房事件检测器电路240将心房事件检测信号传递到处理器244和/或起搏定时电路242。起搏定时电路242(或处理器244)可附加地从R波检测器224接收R波感测事件信号，以用于控制由脉冲发生器202递送的起搏脉冲的定时。处理器244可以包括一个或多个时钟，用于生成时钟信号，该时钟信号被起搏定时电路242用于对AV起搏间期倒计时，该AV起搏间期是在接收到来自心房事件检测器电路240的心房事件检测信号时开始的。起搏定时电路242可以包括用于对AV起搏间期倒计时的一个或多个起搏逸搏间期定时器或计数器，该AV起搏间期可以是存储在存储器210中并由处理器244检索以用于设置由起搏定时电路242所使用的AV起搏间期的可编程间期。处理器244可以检取其他可编程起搏控制参数(诸如，起搏脉冲幅度和起搏脉冲宽度)，该可编程起搏控制参数被传递到脉冲发生器202以用于控制起搏脉冲递送。除了向起搏定时电路和脉冲发生器202提供控制信号以用于控制起搏脉冲递送之外，处理器244可以向感测电路204提供感测控制信号，例如，R波感测阈值、敏感度、应用于心电信号的各种消隐和不应期间期，以及给心房事件检测器电路240的心房事件检测控制信号，例如，心室消隐时段持续时间、应用于运动信号的心房检测阈值、以及由被包括在心房事件检测器电路240中的电路所应用的其他心房事件检测标准。

本文归因于起搏器14的功能可以被体现为一个或多个处理器、控制器、硬件、固件、软件或其任何组合。将不同的特征描绘为具体电路旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种功能必须由单独的硬件、固件或软件组件或由任何特定电路架构来实现。而是，与本文描述的一个或多个电路相关联的功能可以由单独的硬件、固件或软件组件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件组件内。例如，由起搏器14执行的心房机械事件检测和心室起搏控制操作可在控制电路206中实现，该控制电路206执行存储在存储器210中的指令并依赖来自感测电路204和运动传感器212的输入。

如本文所公开的被包括在起搏器14中的电路的操作不应被解释为反映实践所描述的技术所必需的具体形式的硬件、固件和软件。据信，软件、硬件和/或固件的特定形式将主要通过起搏器14中采用的特定系统架构以及通过起搏器14所采用的特定感测电路和治疗递送电路来确定。鉴于本文的公开，提供软件、硬件和/或固件用于在任何现代起搏器的背景下完成所描述的功能是在本领域技术人员的能力范围内。

脉冲发生器202生成电起搏脉冲，该电起搏脉冲经过电极162和164被递送至患者心脏的RV。脉冲发生器202可以包括充电电路230、开关电路232和输出电路234。充电电路230可以包括保持电容器，该保持电容器可以在电压调节器的控制下通过电源214的数个电池电压信号的倍数而充电到起搏脉冲幅度。可以基于来自控制电路206的控制信号来设置起搏脉冲幅度。开关电路232可以控制充电电路230的保持电容器何时被耦合到输出电路234以用于递送起搏脉冲。例如，开关电路232可以包括开关，该开关在AV起搏间期期满时由从起搏定时电路242接收到的定时信号激活，并且保持闭合达编程的起搏脉冲持续时间，以使得充电电路230的保持电容器能够放电。先前充电到起搏脉冲电压幅度的保持电容器通过输出电路234的输出电容器在电极162和164两端放电达编程的起搏脉冲持续时间。在美国专利No.5,507,782(Kieval等人)中和在共同转让的美国专利No.8,532,785(Crutchfield等人)中大体公开的起搏电路的示例可在起搏器14中实现以用于在控制电路206的控制之下将起搏电容器充电到预定的起搏脉冲振幅并递送起搏脉冲。

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电路206执行时，致使控制电路206执行贯穿本公开的归因于起搏器14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可包括任何非瞬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，其中唯一例外是瞬态传播信号。根据本文中公开的技术，存储器210可以存储由控制电路206使用以控制通过脉冲发生器202递送起搏脉冲(例如，通过由心房事件监测器电路240检测心房机械事件以及设置被包括在起搏定时电路242中的起搏逸搏间期定时器)的定时间期和其他数据。

电源214根据需要向起搏器14的其他电路和组件中的每一个提供电力。控制电路206可以执行电力控制操作，以控制何时向各个电路或组件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，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。为清楚起见，图3中未示出电源214与其他起搏器电路和组件之间的连接。

遥测电路208包括用于经由射频(RF)通信链路传送和接收数据的收发器250以及天线252。如以上描述的，遥测电路208可以能够与外部设备20(图1)进行双向通信。加速度计(或其他运动传感器)信号和EGM信号，和/或从其导出的数据可以由遥测电路208传输到外部设备20。用于执行心房事件检测和心室起搏控制的可编程控制参数和算法可以由遥测电路208接收并存储在存储器210中以供控制电路206访问。

图4是根据一个示例的心房事件监测器电路240的示意图。在该示例中，运动传感器212被称为加速度计。心房事件检测器电路240可以包括前置滤波器260，该前置滤波器260从加速度计212的至少一个轴接收原始加速度计信号。前置滤波器260可以是去除DC偏移和高频噪声的高通或带通滤波器，并且可以包括用于放大传递到整流器262的信号的放大器。整流器262包括整流器，并且可以包括附加的放大和滤波电路，以用于将放大的、滤波的和整流的信号传递到消隐电路264。

消隐电路264可以在心室消隐时段期间使加速度计信号消隐或平滑，该心室消隐时段基于从感测电路204接收到的输入而被设置。例如，消隐电路264可以从R波检测器224接收R波感测事件信号，并且设置应用于加速度计信号的消隐时段，该消隐时段包含与心电信号的至少QRS阶段对应的时间窗口或者包含R-T间期或Q-T间期。比较器268从消隐电路264接收经整流的加速度计信号，并将加速度计信号与心房事件检测阈值进行比较。在心室消隐时段期间，消隐电路264可以不将加速度计信号传递给比较器268或传递零信号。可以通过抑制来自于放大器和/或心房事件检测器电路240的其他组件中的电力来执行消隐，用于节省电力并且降低错误地将心室事件检测为心房机械收缩的可能性。在其他示例中，可以在心室消隐时段期间对加速度计信号进行平滑或平均，使得经整流的加速度计信号在心室消隐时段期间维持在小于心房事件检测阈值的幅度处。

在其他示例中，心房事件检测器240可以包括形态分析器266，该形态分析器266可以是基于微处理器的电路，用于分析从ADC 226接收到的数字化心电信号的形态。形态分析器266可以被配置成执行波形分析，用于从心电信号中标识R波和/或T波，以用于通过消隐电路264设置心室消隐时段。例如，消隐电路264可以在检测到R波(与心室去极化和收缩相关联)时从形态分析器266接收定时信号，并且开始预期包含T波(与心室复极化和舒张相关联)的预定义的心室消隐时段。心室消隐时段可以被设置为RR间期的百分比，该RR间期是连续感测的R波之间的时间间期，因为QT间期通常随着心率的增加而缩短。在一个示例中，心室消隐时段可以被设置为至少200ms并且高达650ms，或者在RR间期的20％和80％之间。在其他示例中，可以基于连续感测的R波之间的RR间期的历史或连续检测的心房事件之间的AA间期的历史来设置心室消隐时段。例如，心室消隐时段可以是小于预定时间间期的最近的RR或AA间期(或预定数量的最近间期的平均值)，例如，小于100ms、小于125ms、小于150毫秒或其他预定间期的最近的RR或AA间期。

在其他示例中，消隐电路264可以从R波检测器224或从形态分析器266接收R波感测事件信号，以基于标识的R波开始心室消隐时段。消隐电路264还可以从形态分析器266接收T波感测的事件信号，用于基于R波之后标识的T波终止心室消隐时段。可以在R波感测的事件信号之前开始心室消隐时段，并且因此消隐电路264可以包括应用于被传递到比较器268的加速度计信号的延迟。响应于检测到的心房机械事件而开始的AV起搏间期可以针对由消隐电路264(或心房事件检测器电路240的其他组件)引入的任何延迟进行调整。

加速度计信号的消隐可以在心室感测事件或心室起搏事件时开始，并且可以在由感测电路204获取的经整流的近场心电信号的幅度保持低于特定阈值(例如，0.1-0.5mV)达特定数量的连续样本(例如，以256Hz的采样率的10个样本)之后延续预定的消隐时段。在一些实例中，消隐时段可以是200到250ms。消隐时段可以基于固有心率或心室起搏率进行改动，随着心率的增加，间期越来越短。在另一示例中，形态分析器266可以确定心电信号的斜率，以用于确定消隐时段的结束。可以基于由形态分析器266应用的低斜率标准来检测近场心室心电信号上的等电T-P区段。消隐电路264可以终止应用于加速度计信号的心室消隐时段，使得比较器268被启用以检测在心房的电去极化(对应于P波)之后发生的心房机械事件。

在又其他示例中，消隐电路264可以将经整流的加速度计信号传递到比较器268，比较器268可以检测经整流的加速度计信号的心室事件阈值跨越。可以将心室事件阈值设置为高值，以便检测与心室收缩相关联的将远大于与心房驱血相关联的加速度计信号的加速度计信号。比较器268可以提供反馈信号280，该反馈信号280指示经整流的加速度计信号何时越过心室事件阈值。消隐电路264可以响应于接收到心室事件反馈信号280而将心室消隐时段应用于加速度计信号。如果在消隐时段期间满足心房事件检测标准，例如，如果加速计信号越过阈值幅度和/或斜率，则心房事件检测器电路240忽略该事件并且不产生A-输出信号284。代替(或除了)设置消隐时段，可以基于从加速度计信号检测到心室事件来设置心房事件感测窗口。

在一些示例中，可以分析加速度计信号的振动信号以用于确定心室射血阶段的开始和结束，以用于提供应用于加速度计信号的心室消隐时段的开始和结束，以用于检测心室消隐时段之外的心房事件。可以通过比较器268检测心室射血期间的血流，并且当加速度计信号的幅度、频率、斜率或其他特性下降到阈值以下时，可以检测到射血阶段的结束和电复极化阶段的开始。基于加速度计的振动而检测心室射血阶段的开始和结束可以用于设置应用于加速度计信号的心室消隐时段，以用于以下两个目的：忽略在该时间间期期间可能发生的心房事件检测、以及控制在R波感测的事件信号之后应用于心电信号的心室感测不应期时段的持续时间以用于降低R波过感测的可能性并最大化电感测电路204不被消隐的时间。

消隐电路264可以将经整流的加速度计信号传递到比较器268，比较器268将接收到的信号与心房事件检测阈值进行比较。消隐电路264是可选的，并且在一些示例中可以排除。比较器268和/或心房事件鉴别器272可以连续地接收经整流的加速度计信号，并且可以通过比较器268和/或心房事件鉴别器272将心房机械事件检测标准应用于加速度计信号，以用于检测和鉴别心房机械事件和心室机械事件。

在一些示例中，加速度计信号的绝对幅度可以是0.1g的量级，并且用于检测心房机械事件的幅度阈值可以被设置为低于最大预期绝对幅度。如果经整流的加速度计信号在心室消隐时段之外(或在心房事件窗口内)满足或越过心房事件检测阈值，则心房事件信号282可被传递到心房事件鉴别器272，心房事件鉴别器272可在确认心房事件检测和将心房机械事件检测输出信号(A-输出)284传递到起搏定时电路242之前应用其他标准。

在其他示例中，可以确定加速度计信号的其他方面并将其与心房事件检测标准进行比较。例如，心房事件检测器电路240可以包括差分器或其他信号处理电路，用于处理数字加速度计信号以用于确定加速度计信号的导数。可以将加速度计信号的最大导数或斜率与斜率阈值进行比较，以用于检测心房事件。在其他示例中，检测器电路240可以包括积分器，用于对经整流的加速度计信号进行积分并且在心室消隐时段之外积分器输出达到阈值时检测心房事件。在各种示例中，可以确定振动或信号尖峰的幅度、斜率、面积、频率或其他信号特征，并将其与心房事件检测标准进行比较，以用于检测与心房收缩和心室的活动充盈阶段对应的心房机械事件。

其他心房事件检测标准可以应用于从加速度计信号确定的一个或多个时间点，例如，在活动性心室充盈(心房收缩)期间与血流相关联的振动或信号尖峰的开始时间、持续时间和结束时间，并且这些其他心房检测标准可以需要达到阈值要求，该阈值要求指示在通过三尖瓣的活动性心室充盈阶段的所有或至少一部分持续时间期间预期的振动强度(例如，加速度计信号的幅度、频率或斜率)。用于开始AV间期的心房事件检测的时间点可以基于加速度计信号的一个或多个基准点或特性。

在一些示例中，心房事件鉴别器272可以从比较器268接收心房检测信号，并且响应于检测信号而确定在从比较器268接收到的心房检测信号之前的预定时间间期内心电信号的峰-峰幅度差是否未超过最大P波阈值。对在基于加速度计的心房事件检测之前的时间间期期间的相对低幅度的心电信号的验证可用于确认加速度计信号阈值跨越(或满足心房事件检测标准的其他信号特性)不是由心室事件引起的。可以将最大P波振幅阈值设置为大于心电信号中存在的P波预期的最大峰-峰幅度但小于T波或R波的预期幅度。最大P波幅度阈值可以在0.1mV和1mV(包括0.1mV和1mV)之间。在一个示例中，最大P波幅度不大于1.5mV。如果峰-峰幅度检测器270在来自比较器268的心房检测信号之前的预定时间间期期间(例如，在心房检测信号之前的80ms内)检测到大于阈值的峰-峰幅度，则峰-峰检测器270可以将信号传递到心房事件鉴别器272，该信号致使心房事件鉴别器272抑制检测心房机械事件。心电信号中存在的高的峰-峰幅度差可以指示已经发生了心室事件，该心室事件导致用于检测心房事件的加速度计信号的幅度、斜率、振动频率或其他特性的增加。

如果心房事件鉴别器272没有从峰-峰检测器270接收到指示在前一时间间期内超过最大P波阈值的峰-峰幅度差的信号，则心房事件鉴别器272响应于加速度计信号越过心房事件检测阈值的(和/或满足心房事件检测标准的其他加速度计信号特性(多个))而产生心房机械事件输出信号(A-输出)。来自心房事件检测器信号240的A-输出信号被传递到起搏定时电路242并致使起搏定时电路242开始AV起搏间期。在AV起搏间期期满时，在没有来自感测电路204的介入R波感测的事件信号的情况下，脉冲发生器202将与心房机械事件同步的起搏脉冲递送到RV。

图5是根据一个示例的用于由起搏器14递送心房同步心室起搏的方法的流程图300。虽然结合加速度计描述图5，但是可以替换其他运动传感器信号。在框302处，心房事件检测器电路240获取经整流的加速度计信号。在框304处，设置心房事件检测标准，该心房事件检测标准可以是一个或多个用户可编程值，并且可以是基于个体患者信号或经验临床数据的。在一个示例中，设置至少一个检测幅度阈值。在其他示例中，设置至少一个检测斜率阈值。检测标准可以涉及一个或多个加速度计信号特性，诸如，没有限制意图的，与在活动充盈阶段期间进入心室的血流相关的信号尖峰(多个)的峰值幅度、尖峰的频率、在活动充盈阶段期间(心室消隐之外)的一个或多个尖峰的斜率和/或区域。

在一些示例中，心房事件检测标准由控制电路206自动设置。例如，控制电路206可以将经整流的加速度计信号缓冲在存储器210中，并且基于来自感测电路204的R波感测的事件信号来确定活动充盈阶段时间窗口。例如，活动充盈阶段窗口可以是150ms窗口，该窗口在R波感测的事件信号处或恰在其之前(例如，10ms之前)结束。可以在窗口期间确定经整流的加速度计信号的最大幅度。基于一个或多个心动周期内的最大幅度测量值，用于检测后续心房机械事件的心房事件检测幅度阈值可以被自动设置为平均最大幅度的预定百分比(例如，75％、50％或其他百分比)。在其他示例中，可以在活动充盈阶段窗口期间确定平均最大斜率或其他加速度计信号特性，并且可以基于所确定的特性来设置心房事件检测阈值。

如果感测电路204没有感测到固有心室感测事件，例如，由于患者具有完全的AV阻滞，则控制电路206可以抑制心室起搏达特定时段(例如，一到三秒)以测量该无起搏间期期间的加速度计信号的最大幅度、斜率和/或其他特性。例如，控制电路206可以控制脉冲发生器202以40至60bpm的基本速率递送异步心室起搏。控制电路206可以控制脉冲发生器202跳过一个起搏脉冲以提供两到三秒的心搏停止间期。在不存在任何心室事件(感测或起搏)的情况下，在心室心搏停止的该时段期间的最大幅度、最大斜率、最大信号尖峰区域等预期表示心房机械事件。控制电路206可以在安排发生抑制起搏脉冲时分析心搏停止时段的中间部分，以检测预期与在不存在心室活动情况下的心房活动相关的加速度计信号尖峰。用于后续在心室起搏期间检测心房机械事件的心房事件检测阈值可以被设置为例如在不存在心室起搏的情况下确定的平均最大幅度、斜率、面积的预定百分比。

在框306处，可以设置心室事件检测标准以用于基于加速度计信号检测心室机械事件。可以将心室事件阈值设置为远高于心房事件阈值，以用于检测由于心室收缩引起的血流加速度或固定件165的流动引起的振动。可以根据在R波的心室电事件被观察到(作为感测电路204接收到的心电信号的)之后的加速度计信号确定来心室事件阈值。在一些示例中，从加速度计信号中的流动引起的振动信号确定心室射血阶段的开始点、持续时间和结束点，以用于设置心室消隐时段或心房事件感测窗口。

在框308处，心房事件检测器电路240确定是否已检测到心室事件。可以基于从感测电路204接收到的R波感测事件信号、基于由形态分析器266对心电信号的形态分析、或者基于经整流的加速度计信号越过心室事件幅度阈值或在框306处建立的其他心室事件检测阈值，来检测心室事件。如果检测到心室事件，则心房事件检测器电路240在框310处设置心室消隐时段，在该心室消隐时段期间加速计信号被消隐或平滑以排除任何心房事件阈值跨越，并且/或者任何确实发生的心房事件阈值跨越被忽略。在一些示例中，心室消隐时段可以是可变长度时段，其通过监测在R波感测事件信号之后的加速度计信号的流动引起的振动尖峰来控制。当流动引起的振动尖峰减小到心室事件检测标准以下时，检测到心室射血阶段的结束并且可以终止心室消隐时段。

在框312处如果在框310处设置的心室消隐时段之外检测到心房事件检测阈值跨越，或者如果尚未设置心室消隐时段(框308的“否”分支)但检测到阈值跨越(框312的“是”分支)，则心房事件检测器电路240可以在框314处设置P波窗口。在框314处设置的P波窗口可以被设置为确认在加速度计信号的心房事件阈值跨越之前的时间窗口期间的心电信号不超过峰值幅度阈值(或峰-峰差阈值)。如果P波窗口期间的心电信号的最大峰值幅度(或峰-峰差)超过峰值幅度阈值，则提示在P波窗口期间存在R波或T波，加速度计信号的心房事件检测阈值跨越可能是由心室事件而不是心房事件引起。

在框316处，经整流的心电信号的最大峰值幅度或未整流的心电信号的最大峰-峰差由心房事件检测器电路240的峰值检测器270确定。心房事件鉴别器272确定峰值幅度阈值在从比较器268接收到的心房事件信号282之前的P波窗口期间是否被超过。如果超过峰值幅度阈值(框316的“否”分支)，则不检测心房机械事件。加速度计信号阈值跨越可能由心室事件引起。该过程返回到框308以监测下一个加速度计信号阈值跨越。

如果未超过峰值幅度阈值(框316的“是”分支)，则在框318处检测心房机械事件。心房事件检测信号被传递到起搏定时电路242。响应于心房机械事件检测，起搏定时电路242通过在框320处设置AV起搏间期来安排心室起搏脉冲。

如果在AV起搏间期期间由感测电路204感测到R波，则可以取消所安排的心室起搏脉冲。在框310处，可以响应于感测的R波设置心室消隐时段，并且重复该过程。如果AV起搏间期期满，则在框324处由脉冲发生器202递送所安排的心室起搏脉冲。在框310处可以响应于递送心室起搏脉冲来设置心室消隐时段，并且该过程继续用于基于血流引起的加速度计信号来检测下一个心房机械事件。

图6是加速计信号402、EGM信号420和表示由起搏器14执行的操作的时序图440的示图。加速度计信号402被示为由心房事件检测器电路240根据从加速度计212接收到的原始信号产生的经整流的信号。由传感器电路204通过对经由电极162和164接收的原始心电信号进行滤波和放大来产生EGM信号420。

加速度计信号402包括由心室收缩引起并且在时间上与EGM信号420的R波422对应的高振幅峰值403。加速度计信号402进一步包括相对较低幅度的峰值405，该峰值405在时间上与EGM信号420的T波424对应。这些事件403和405两者都是心室事件。加速度计信号402进一步包括在时间上与EGM信号420的P波426对应的峰值407，并且因此是心房事件。虽然与心室收缩对应的高幅度峰值403易于和与心房收缩对应的峰值407区分(由于在活动性心室充盈期间通过三尖瓣的血流增加)，但是与T波对应的峰值405与心室射血的结束处的心室舒张相关联，并且在幅度上与心房事件峰值407相似。

EGM信号420包括伴随心室去极化的R波422、伴随心室复极化的T波424和伴随心房去极化的P波426。图4的心房事件检测器电路240可以将与心室去极化或心室收缩相关联的心室事件信号442(在时间线440上)传递到消隐电路264，消隐电路264响应于每个标识的心室事件而设置心室消隐时段450。可以响应于加速度计信号402越过心室事件阈值414而产生心室事件信号442，由感测电路204响应于EGM信号420越过R波感测阈值而产生R波感测事件信号，响应于由脉冲发生器202递送心室起搏脉冲而通过形态分析器266检测R波422，或其任何组合。在消隐时段450期间，心房事件检测幅度阈值404的跨越可以被心房事件检测器电路240忽略，或者加速度计信号402可以被消隐或平滑，使得不会发生心房事件检测阈值跨越。心房事件检测器电路240在心室消隐时段450期间不产生心房事件检测信号。

心房事件检测器电路240通过加速计信号402检测心房事件检测幅度阈值跨越406和408。响应于阈值跨越406和408，心房事件检测器电路240分别设置P波窗口444和446，以验证EGM信号420的峰-峰幅度差分别在心房事件阈值跨越406和408之前的P波窗口444和446期间不超过峰值幅度阈值430。由于在P波感测窗口444和446期间，最大峰-峰幅度差未超过峰值幅度阈值430，因此心房事件检测幅度阈值跨越406和408都分别导致由心房事件检测器电路240产生的心房机械事件检测信号460和462。心房机械事件检测信号460和462被传递到起搏定时电路242，起搏定时电路242分别响应于心房事件检测信号460和462中的每一个而开始AV起搏间期480和482。

在AV起搏间期480期间通过感测电路204来感测R波422。起搏定时电路242取消所安排的心室起搏脉冲并等待下一个心房机械事件检测信号462。下一个AV起搏间期482在没有R波感测事件的情况下期满。脉冲发生器202在AV起搏间期482的期满时递送心室起搏脉冲443。响应于心室起搏脉冲443，开始下一个心室消隐时段450。

在心室消隐时段450之外发生的下一个心房事件阈值跨越410致使心房事件检测器电路240设置P波窗口470，以检查在阈值跨越410之前的P波窗口期间的EGM信号420的峰-峰幅度差。由于在这种情况下，峰-峰幅度差432超过峰值幅度阈值430，因此即使阈值跨越发生在心室消隐时段450之外，也不将心房事件阈值跨越410检测为心房机械事件。心房事件阈值跨越410在时间上与T波424对应并且由心房事件检测器电路240基于EGM幅度分析而正确地未被确认为心房事件。

然而，下一个心房事件阈值跨越412确实在时间上与P波426对应，并且在分析P波窗口472期间的EGM信号幅度以验证峰值幅度阈值430未被超过之后被检测为心房机械事件。起搏定时电路242响应于来自心房事件检测器电路240的心房事件检测信号464而设置AV起搏间期484。

可以认识到的是，在这些示例中的任何一个中，在未检测到心房机械事件的情况下，控制电路206可以以预定的备用起搏间期提供备用的、异步心室起搏。备用起搏间期可以被设置为预定的基本速率间期，例如，1秒或更长。在前一心室起搏脉冲或感测的R波之后以基本速率间期提供异步备用起搏，以在未检测到心房机械事件并且未设置AV间期时防止心搏停止。

因此，已经根据说明性实施例描述了被配置成递送心房同步心室起搏的心内起搏器的各种示例。在其他示例中，本文描述的各种方法可以包括以与本文所示出和描述的说明性示例不同的顺序或组合执行的步骤。此外，本领域普通技术人员可以想到用于实现本文公开的技术的其他电路；本文描述的特定示例本质上是说明性的而不是限制性的。可理解到，可对参考示例做出各种修改而不背离本公开以及以下各权利要求的范围。

Claims (14)

1.一种心内心室起搏器，包括：

脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成生成起搏脉冲并将所述起搏脉冲经由耦合到所述起搏器的电极递送到患者心脏的心室；

运动传感器，所述运动传感器被配置成产生与所述心室内的血液的运动相关的电信号；以及

控制电路，所述控制电路包括耦合到所述运动传感器的心房事件检测器电路，和耦合到所述脉冲发生器的起搏定时电路；

其中，所述心房事件检测器电路被配置成从所述运动传感器信号检测心房机械事件，并且响应于检测到所述心房机械事件而将心房事件信号传递到所述起搏定时电路，

所述起搏定时电路被配置成通过响应于接收到所述心房事件信号而开始起搏间期来安排起搏脉冲，

所述脉冲发生器被配置成响应于所述起搏间期期满而将所安排的起搏脉冲递送到所述患者心脏的心室。

2.如权利要求1所述的起搏器，其特征在于，所述心房事件检测器电路被配置成通过检测所述运动传感器信号的阈值跨越来检测所述心房机械事件。

3.如权利要求1或权利要求2中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述心房事件检测器电路被进一步配置成：

从所述运动传感器信号检测心室机械事件；

响应于所述心室机械事件检测而设置心室消隐时段；以及

在所述心室消隐时段之外，响应于加速度计信号满足心房事件检测标准而检测所述心房机械事件。

4.如权利要求1-3中任一项所述的起搏器，进一步包括感测电路，所述感测电路被配置成经由所述电极接收心电信号、从所述心电信号感测心室电事件并响应于感测到所述心室电事件而产生心室感测事件信号；

所述心房事件感测器电路被配置成接收所述心室感测事件信号、响应于所述心室感测事件信号而设置心室消隐时段、并且在所述心室消隐时段之外响应于所述运动传感器信号满足心房事件检测标准而检测所述心房机械事件。

5.如权利要求1-4中任一项所述的起搏器，进一步包括感测电路，所述感测电路被配置成经由所述电极接收心电信号，

所述心房事件检测器电路被进一步配置成：

响应于检测到所述心房机械事件而设置P波窗口；

将在所述P波窗口期间接收到的所述心电信号与心房事件确认标准进行比较；以及

响应于所述心房事件确认标准被满足而将所述心房事件信号传递到所述起搏定时电路。

6.如权利要求5所述的起搏器，其特征在于，所述心房事件检测器电路被进一步配置成：

通过确定在所述P波窗口期间的所述心电信号的峰-峰幅度差，来将所述心电信号与心房事件确认标准进行比较；

将所述峰-峰值幅度差与峰值幅度阈值进行比较；以及

响应于所述峰-峰幅度差小于所述峰值幅度阈值而确定所述心房事件确认标准被满足。

7.如权利要求1-6中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述心房事件检测器电路被配置成通过从所述运动传感器信号确定一阶导数、峰值斜率、面积、峰值幅度和频率中的至少一者来检测所述心房机械事件。

8.如权利要求1-7中任一项所述的起搏器，进一步包括：

壳体，所述壳体至少封围所述脉冲发生器和所述控制电路，并且具有壳体近端和壳体远端；

固定构件，所述固定构件耦合到所述远端，以用于将所述壳体锚定在植入部位处；以及

流动扰动固定件，所述流动扰动固定件具有耦合到壳体近端的第一端和远离所述壳体延伸的第二端，所述第二端被配置成当固定件在心房收缩期间经受进入所述心室的血流时振动，所述第一端被配置成将所述振动传送到所述运动传感器。

9.如权利要求8所述的起搏器，其特征在于，所述固定件包括沿着所述固定件的第一轴的第一刚度和沿着所述固定件的第二轴的第二刚度，所述第二刚度小于所述第一刚度，

所述运动传感器包括至少一个运动轴；

所述第二轴与加速度计的至少一个轴对齐。

10.如权利要求9所述的起搏器，其特征在于，所述固定件具有沿着所述第一轴的第一宽度和沿着所述第二轴的的第二宽度，所述第二宽度小于所述第一宽度。

11.如权利要求8-10中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述固定件相对于所述壳体径向不对称。

12.如权利要求8-10中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述固定件能通过旋转和弯曲中的至少一种来调节。

13.如权利要求1-12中任一项所述的起搏器，进一步包括：

壳体，所述壳体至少封围所述脉冲发生器和所述控制电路，并且具有壳体近端和壳体远端；

所述壳体包括横向凹槽，所述横向凹槽在所述起搏器在心房收缩期间经受流入所述心室的血液时引起所述壳体的振动。

14.如权利要求1-13中任一项所述的起搏器，进一步包括：

壳体，所述壳体至少封围所述脉冲发生器和所述控制电路，所述电极由所述壳体携载。