CN108883287A - 心血管外可植入系统中的抗心动过速起搏的同步 - Google Patents

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Abstract

心血管外可植入心脏复律除颤器(ICD)系统通过电感测电路经由心血管外感测电极向量接收心脏电信号，并从心脏电信号感测心脏事件。ICD系统从心脏电信号中检测心动过速，并且从心脏电信号中确定心动过速周期长度。ICD系统基于心动过速周期长度来确定ATP间期，并且设置比ATP间期长的延长ATP间期。ICD经由与感测电极向量不同的心血管外起搏电极向量将ATP脉冲递送到患者的心脏。ATP脉冲包括在从心脏电信号感测到心脏事件之后以延长的ATP间期递送的前导ATP脉冲、和在前导ATP脉冲之后以ATP间期递送的第二ATP脉冲。

Description

心血管外可植入系统中的抗心动过速起搏的同步
技术领域
本公开总体上涉及可植入医疗设备，并且具体地涉及一种用于使用心血管外电极来递送抗心动过速起搏脉冲的系统、设备和方法。
背景技术
用于递送治疗、监测患者的生理状况或其组合的各种可植入医疗设备(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/或其它传感器的一个或多个细长电引线。IMD可向各种器官、神经、肌肉或组织(诸如，心脏、脑部、胃、脊髓、盆骨底等等)递送治疗或监测它们的状况。可植入医疗引线可以被配置成将电极或其他传感器定位在所期望的位置处，以便递送电刺激或感测生理状况。例如，电极或传感器可以沿着引线的远侧部分被携载，该引线皮下地、肌肉下地或经静脉地被延伸。引线的近侧部分可以被耦合至可植入医疗设备壳体，该可植入医疗设备壳体包含诸如信号生成电路系统和/或感测电路系统之类的电路系统。
诸如心脏起搏器或可植入复律除颤器(ICD)之类的一些IMD经由一个或多个可植入引线所携载的电极和/或起搏器或ICD的壳体来将治疗电刺激提供到患者的心脏。该引线可以是经静脉的，例如，通过一条或多条静脉推进到心脏中，以便将心内膜电极定位成与心脏组织紧密接触。其他引线可以是植入在心脏外部(例如，在心外膜、心包膜或皮下植入)的非经静脉的引线。该电极用于向心脏递送电脉冲以解决异常心律。
能够递送电脉冲以用于医治异常心律的IMD通常感测表示心脏的固有去极化的信号，并分析感测到的信号以标识异常节律。在检测到异常节律时，设备可以递送适当的电刺激治疗以恢复更为正常的节律。例如，在使用心内膜电极或心外膜电极检测到心动过缓或心动过速时，起搏器或ICD可以向心脏递送起搏脉冲。在使用由经静脉引线或非经静脉引线携载的电极检测到快室性心动过速或纤颤时，ICD可以向心脏递送高压复律或除颤电击。
发明内容
总体上，本公开涉及用于通过可植入医疗设备递送心血管外抗心动过速起搏(ATP)脉冲的技术。根据本文公开的技术来操作的ICD设置延长的前导(leading)ATP间期，以用于控制ATP脉冲序列的前导脉冲相对于从感测电极向量感测到的心脏事件的时间。使用心血管外起搏电极向量来递送ATP脉冲。
在一个示例中，本公开提供了包括电感测电路、治疗递送电路和控制电路的心血管外可植入复律除颤器系统。感测电路被配置成经由心血管外感测电极向量接收心脏电信号并从心脏电信号感测心脏事件。治疗递送电路被配置成经由与心血管外感测电极向量不同的心血管外起搏电极向量将抗心动过速起搏脉冲递送到患者的心脏。控制电路被耦合到电感测电路和治疗递送电路，并且被配置成从心脏电信号检测心动过速、确定心动过速周期长度、基于心动过速周期长度确定ATP间期、设置比该ATP间期长的延长ATP间期、并且控制治疗递送电路递送一系列的ATP脉冲，该一系列的ATP脉冲包括在由电感测电路检测到心脏事件之后以延长的ATP间期递送的前导ATP脉冲和在前导ATP脉冲之后以ATP间期递送的第二ATP脉冲。
在另一示例中，本公开提供了一种由心血管外ICD系统执行的方法，该方法包括通过电感测电路经由心血管外感测电极向量来接收心脏电信号、从心脏电信号感测心脏事件、以及从心脏电信号检测心动过速。该方法进一步包括从心脏电信号确定心动过速周期长度、基于心动过速周期长度确定ATP间期、设置比该ATP间期长的延长ATP间期、并且经由与心血管外感测电极向量不同的心血管外起搏电极向量来将ATP脉冲递送到患者的心脏。ATP脉冲包括在由感测电路从心脏电信号感测到心脏事件之后以延长的ATP间期递送的前导ATP脉冲和在前导ATP脉冲之后以ATP间期递送的第二ATP脉冲。
在另一示例中，本公开提供了一种包括一组指令的非瞬态计算机可读存储介质，该组指令当由心血管外可植入复律除颤器系统的控制电路执行时，致使系统通过电感测电路经由心血管外感测电极向量接收心脏电信号、从心脏电信号感测心脏事件、从心脏电信号检测心动过速、从心脏电信号确定心动过速周期长度、基于心动过速周期长度确定ATP间期、设置比该ATP间期长的延长ATP间期、并且经由与心血管外感测电极向量不同的心血管外起搏电极向量将ATP脉冲递送到患者的心脏。ATP脉冲包括在由感测电路从心脏电信号感测到心脏事件之后以延长的ATP间期递送的前导ATP脉冲和在前导ATP脉冲之后以ATP间期递送的第二ATP脉冲。
本发明内容旨在提供本公开中描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。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1A和1B是根据一个示例的心血管外ICD系统的概念图。
图2A-2C是以与图1A-1B中示出的布置不同的植入配置植入有ICD系统10的患者12的概念图。
图3是示出图1A-2C的心血管外引线的另一示例的远侧部分的概念图。
图4是根据一个示例的图1A-2C的ICD的示意图。
图5是可以使用心血管外感测电极向量来获取的ECG信号和表示在心血管外起搏电极向量的有效夺获部位处发生的心脏电信号的ECG信号的图。
图6是根据一个示例的用于由心血管外ICD系统递送ATP的方法的流程图。
图7是根据另一示例的用于由心血管外ICD系统递送ATP的方法的流程图。
图8是根据另一示例的用于控制由心血管外ICD系统递送的ATP的方法的流程图。
具体实施方式
总体上，本公开描述了用于使用植入式、心血管外电极来递送ATP的技术。如本文所使用的，术语“心血管外”是指血管、心脏和包围患者心脏的心包膜外部的位置。由心血管外引线携载的可植入电极可以被定位成在胸廓外(在胸腔和胸骨的外部)或在胸廓内(在胸腔或胸骨的下方)，但是通常不与心肌组织紧密接触。本文公开的技术提供了用于控制ATP序列的前导脉冲的定时的方法，以促进在有效刺激部位处在心肌的生理不应期之外夺获心肌的高可能性。
图1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统10的概念图。图1A是植入在患者12体内的ICD系统10的正视图。图1B是植入在患者12体内的ICD系统10的侧视图。ICD系统10包括连接至心血管外电刺激和感测引线16的ICD 14。在ICD系统10能够提供除颤电击和/或复律电击以及起搏脉冲的背景下对图1A和图1B进行描述。
ICD 14包括壳体15，该壳体15形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可由导电材料(诸如，钛或钛合金)形成。壳体15可以用作壳体电极(有时被称为罐(can)电极)。在本文中所描述的示例中，壳体15可以用作在递送使用高压治疗电路所递送的复律/除颤(CV/DF)电击或其他高压脉冲中所使用的活性(active)罐电极。在其他示例中，壳体15可以连同基于引线的阴极电极用于递送单极、低压心脏起搏脉冲。在其他实例中，ICD 14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的用作电极(多个)的外部部分(多个)可以涂覆有材料，诸如，氮化钛。
ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，该连接器组件包括穿过壳体15的电馈通件，以便提供在引线16的引线体18内延伸的导体与被包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如本文将进一步详细描述的，壳体15可容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、传感器、电感测电路系统、治疗递送电路系统、电源和用于感测心脏电信号、检测心律和控制并递送电刺激脉冲以医治异常的心律的其他部件。
引线16包括具有近端27和远侧部分25的细长引线体18，该近端27包括被配置成连接至ICD连接器组件17的引线连接器(未示出)，并且该远侧部分25包括一个或多个电极。在图1A和图1B中所示出的示例中，引线16的远侧部分25包括除颤电极24和26以及起搏/感测电极28、30和31。在一些情况下，除颤电极24和26可以一起形成除颤电极，因为它们可以被配置成同时激活。替代地，除颤电极24和26可以形成分开的除颤电极，在这种情况下，电极24和26中的每个电极可以被独立激活。在一些实例中，除颤电极24和26被耦合至电隔离导体，并且ICD 14可以包括切换机构以便允许电极24和26被用作单个除颤电极(例如，同时激活以便形成公共阴极或阳极)或用作分开的除颤电极(例如，单独激活，一个作为阴极并且一个作为阳极；或者一次激活一个，一个作为阳极或阴极并且另一个保持不活跃，其中壳体15作为活性电极)。
电极24和26(以及在一些示例中，壳体15)在本文中被称为除颤电极，因为它们单独或共同地用于递送高压刺激治疗(例如，心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长线圈电极，并且相比于低压起搏和感测电极28、30和31，通常具有用于递送高压电刺激脉冲的相对高的表面面积。然而，除了高压刺激治疗之外或代替高压刺激治疗，电极24和26以及壳体15还可以用于提供起搏功能、感测功能或者起搏和感测功能两者。在这个意义上，本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被认为将电极24和26限制成仅用于高压心脏复律/除颤电击治疗应用。如本文所描述的，电极24和26可用于起搏电极向量以用于递送心血管外起搏脉冲(诸如，ATP脉冲)、和/或用于感测心脏电信号并检测室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF)的感测向量。
电极28、30和31是用于递送低压起搏脉冲并且用于感测心脏电信号的相对小表面积电极。电极28、30和31被称为起搏/感测电极，因为它们总体上被配置用于低压应用，例如，用作用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号的阴极或者阳极。在一些实例中，电极28、30和31可以提供仅起搏功能、仅感测功能或两者。
在图1A和图1B中所示出的示例中，电极28被定位在除颤电极24的近侧，并且电极30被定位在除颤电极24与26之间。第三起搏/感测电极31可以定位在除颤电极26的远侧。在其他示例中，没有、一个或多个起搏/感测电极可以定位在除颤电极24的近侧；没有、一个或多个起搏/感测电极可以定位在除颤电极24与26之间；和/或没有、一个或多个起搏/感测电极可以定位在除颤电极26的远侧。
在图1A和图1B的示例中，电极28和30被展示为环形电极，并且电极31被示出半球形尖端电极。然而，电极28、30和31可以包括多种不同类型的电极中的任意类型的电极，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等等，并且可以被定位在沿引线16的远侧部分25的任意位置处。进一步地，电极28、30和31可以具有相似的类型、形状、尺寸和材料或者可以彼此不同。
引线16在皮下或肌肉下在胸腔32上方从ICD 14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)居中地延伸。在靠近剑突20的位置处，引线16弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸腔和/或胸骨上方靠上延伸、基本上平行于胸骨22。尽管在图1A和图1B中被展示为侧向地从胸骨22偏移并且基本上平行于胸骨22延伸，引线16可以植入在其他位置处，诸如在胸骨22之上、向胸骨22的右边或左边偏移、朝向左边或右边与胸骨22侧向成角度等等。替代地，引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径被放置。引线16的路径可以取决于ICD14的位置、由引线远侧部分25携载的电极的布置和位置和/或其他因素。
导电体(未展示)从近侧引线端27处的引线连接器延伸穿过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分25被定位的电极24、26、28、30和31。引线体18可以具有管状或圆柱形的形状。在其他示例中，细长引线体18的远侧部分25(或所有部分)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线16的引线体18可由非导电材料(包括，硅树脂、聚氨酯、氟聚合物、它们混合物以及其他适当材料)形成并且被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。然而，本文中所公开的技术不限于这种构造或不限于任何特定引线体设计。
包含在引线体18内的细长导电体各自与相应的除颤电极24和26以及起搏/感测电极28、30和31电耦合。起搏和感测电极28、30和31中的每个起搏和感测电极被耦合至相应的导电体，该导电体可以是引线体内的分开的相应的导体。该相应的导体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24、26、28、30和31电耦合至ICD 14的电路系统(诸如治疗电路和/或感测电路)。导电体将治疗从ICD 14内的治疗电路传输至除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28、30和31中的一者或多者，并且将感测到的电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28、30和31中的一者或多者传输至ICD 14内的感测电路。
ICD 14可以经由包括电极28、30和/或31的组合的感测向量的组合来获得与心脏26的电活动对应的电信号。在一些示例中，ICD 14的壳体15与感测电极向量中的电极28、30和/或31中的一个或多个电极组合使用。ICD 14甚至可以使用包括一个或两个除颤电极24和/或26的感测向量(例如，在电极24与26之间)或电极24或26中的一个电极与电极28、30、31中的一个或多个电极和/或壳体15组合来获得心脏电信号。
ICD 14对从感测向量中的一个或多个感测向量接收的心脏电信号进行分析，以监测异常节律，诸如，心动过缓、室性心动过速(VT)或心室纤颤(VF)。ICD 14可以对心率和/或心脏电信号的形态学进行分析，以根据多种快速心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速心律失常。在美国专利号7,761,150(Ghanem等人)中描述了用于检测快速心律失常的一项示例技术。
ICD 14响应于检测到快速性心律失常(例如，VT或VF)而生成并递送电刺激治疗。ICD 14可以响应于VT检测而递送ATP，并且在一些情况下，可以在CV/DF电击之前或者在高压电容器充电期间递送ATP，以试图避免需要递送CV/DF电击。可以使用从电极24、26、28、30、31和/或壳体15中的任何一个选择的心血管外起搏电极向量来递送ATP。起搏电极向量可以与感测电极向量不同。在一个示例中，在起搏/感测电极28和30之间感测心脏电信号，并且在用作阴极电极的起搏/感测电极30和用作返回阳极电极的除颤电极24之间递送ATP脉冲。在其他示例中，可以在起搏/感测电极28与任一(或两者)除颤电极24或26之间或在除颤电极24和除颤电极26之间递送ATP脉冲。这些示例不旨在是限制性的，并且认识到可以根据个体患者需要来选择其他感测电极向量和ATP电极向量。
由所选择的心血管外起搏电极向量所递送的ATP脉冲首先夺获的心肌部位在本文中被称为“夺获部位”，该夺获部位与起搏阴极电极和起搏阳极电极间隔开，在心血管外ICD系统(诸如系统10)中，该起搏阴极电极和起搏阳极电极不与心肌直接接触。在由感测电极向量感测到R波的时间和与感测到的R波相关联的固有的传播的去极化实际到达夺获部位处的时间之间可能存在时间差。心血管外电极彼此之间的距离以及心血管外电极与心脏之间的距离能够导致由心血管外感测电极向量感测到R波的时间与夺获部位处的心肌细胞去极化和复极化的时间之间的显著的时间差。如果在递送ATP脉冲时夺获部位处的组织处于生理不应期，则脉冲将不会夺获心脏。
为了成功地终止检测到的VT，期望所有ATP脉冲夺获心肌，以超速(overdrive)起搏心脏回到到正常窦性节律。为了超速起搏心脏，ATP序列中的每个起搏脉冲应当在接着先前的心肌去极化的生理不应期之后和下一个预期的固有心室去极化之前到达夺获部位处。因此，可以以比检测到的VT间期更短的但比在感测到的R波或前一ATP脉冲之后的预期生理不应期长的起搏间期递送ATP脉冲。通过利用以比检测到的VT间期更短的时间间期的前导ATP脉冲来夺获心肌，剩余的ATP脉冲更可能夺获心肌，因为它们也将相对于心肌不应期适当地定时，从而增加了成功终止VT的可能性。
然而，用于控制前导ATP脉冲的定时的感测R波与夺获部位处的去极化的时间之间的潜在时间差可能导致前导ATP脉冲夺获失败，如果夺获部位在脉冲递送的时间处仍然处于不应期的话。本文公开的技术考虑了感测R波与夺获部位处的实际去极化和复极化的时间之间的这种可能的时间差。在经静脉ICD系统或能够使用与心肌组织直接或紧密接触的心内膜或心外膜电极递送ATP的任何系统中，这种时间差可能不存在或可忽略不计。
如果ATP未成功终止VT或者在检测到VF时，则ICD 14可以经由除颤电极24和26和/或壳体15中的一者或两者递送一个或多个心脏复律或除颤(CV/DF)电击。ICD 14可以单独地使用电极24和26、或将电极24和26一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送CV/DF电击。ICD 14可以使用包括电极24、26、28、30和31以及ICD 14的壳体15中的一个或多个的起搏电极向量来生成并递送其他类型的电刺激脉冲，诸如，电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。
图1A和图1B在本质上是说明性的并且不应当被认为是限制对本文所公开的技术的实践。在其他示例中，引线16可以包括少于三个起搏/感测电极或多于三个起搏/感测电极和/或单个除颤电极或多于两个电隔离或电耦合的除颤电极或电极段。起搏/感测电极28、30和/或31可以定位在沿着引线16的长度的其他地方。例如，引线16可以包括在除颤电极24与26之间的单个起搏/感测电极30并且可以不包括在除颤电极26的远侧或除颤电极24的近侧的起搏/感测电极。在美国公开号2015/0306375(Marshall等人)和美国公开号2015/0306410(Marshall等人)中描述了可以结合本文所公开的心血管外起搏技术来实施的心血管外引线和电极以及尺寸的各种示例配置。
ICD 14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12的左侧。在一些实例中，ICD 14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，ICD 14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 14可以被植入在胸肌区中的皮下袋中。在这种情况下，引线16可以在皮下或肌肉下从ICD 14朝胸骨22的胸骨柄延伸，并且在皮下或肌肉下从胸骨柄向下弯曲或转向并且延伸到期望位置。在又另一示例中，ICD 14可以置于腹部。引线16同样可以被植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2A-2C描述的，引线16的远侧部分25可以被植入在胸骨下空间中的胸骨/胸腔下面。
外部设备40被示为通过通信链路42与ICD 14遥测通信。外部设备40可以包括处理器、显示器、用户界面、遥测单元和用于与ICD 14进行通信以用于经由通信链路42传输和接收数据的其他部件。可以使用射频(RF)链路(诸如，Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频带)在ICD 14与外部设备40之间建立通信链路42。
外部设备40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从ICD14检取数据并在ICD 14中编程操作参数与算法以用于控制ICD 14功能。外部设备40可以用于编程由ICD 14使用的心律检测参数和治疗控制参数。可以使用外部设备40将用于根据本文所公开的技术生成并递送ATP的控制参数编程到ICD 14中。
ICD 14存储或获取的数据(包括生理信号或从其中导出的相关联数据、设备诊断结果以及检测到的节律事件和递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部设备40从ICD 14中检取。外部设备40可以替代地被实现为家庭监测器或手持设备。
图2A-2C是以与图1A-1B中示出的布置不同的植入配置植入有心血管外ICD系统10的患者12的概念图。图2A是植入有ICD系统10的患者12的正视图。图2B是植入有ICD系统10的患者12的侧视图。图2C是植入有ICD系统10的患者12的横向视图。在该布置中，系统10的引线16至少部分地植入在患者12的胸骨22下面。引线16皮下地或肌肉下地从ICD 14朝剑突20延伸，并且在靠近剑突20的位置处弯曲或转向并且在前纵隔36内在胸骨下位置中向上延伸。
前纵隔36可被视为由胸膜39横向界定、由心包膜38从后面界定、并且由胸骨22从前面界定。在一些实例中，前纵膈36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔36包括一定量的疏松结缔组织(诸如，蜂窝组织)、脂肪组织、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织、胸廓内动脉或静脉的小侧分支以及胸腺。在一个示例中，引线16的远侧部分25基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。
被植入成使得远侧部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。在图2A-C所展示的示例中，引线16基本居中地位于胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可被植入成使得它从胸骨22的中心横向地偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，使得引线16的远侧部分25处于除了胸骨22之外或代替胸骨22的胸腔32下面/下方。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入到其他心血管外胸腔内位置(包括胸膜腔)中或者在心脏26的心包膜38的周界周围并在其附近但通常不在其内。在以上标识的专利申请中总体上公开了可以结合本文所描述的心脏起搏技术使用的其他植入位置以及引线和电极布置。
图3是展示了具有引线体18'的曲线远侧部分25'的图1A-2C的心血管外引线16的另一示例的远侧部分25'的概念图。引线体18'可以被形成为沿着远侧部分25'具有曲线、弯曲、蜿蜒或锯齿形的形状。在所示的示例中，沿着引线体_18’的曲线部分携载除颤电极24’和26’。起搏/感测电极30’被携载在除颤电极_24’与26’之间。起搏/感测电极28'被携载在近侧除颤电极24'的近侧。在该示例中，在除颤电极26'的远侧没有提供电极。
如图3中所示的，引线体18’可以被形成为具有包括两条“C”型曲线的曲线远侧部分25’，这两条曲线一起可以与希腊字母伊普西龙(epsilon)“ε”相似。除颤电极24'和26'各自由引线体远侧部分25'的两个相应C形部分中的一个所携载，这两个C形部分在相同方向上远离引线体18'的中心轴线31延伸或弯曲。在所示的示例中，起搏/感测电极28'在携载电极24'的C型部分的近侧，并且起搏/感测电极30'在携载电极26'的C型部分的近侧。在一些实例中，起搏/感测电极28’和30’可以大致与引线体18’的笔直近侧部分的中心轴线_31对齐，使得除颤电极24’和26’的中点与电极28’和30’侧向地偏移。’在美国专利公开号14/963,303中总体上公开了可以利用本文中描述的起搏技术来实施的心血管外引线的其他示例，该心血管外引线包括由引线体的曲线、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分所携载的一个或多个除颤电极以及一个或多个起搏和感测电极。
图4是根据一个示例的ICD 14的示意图。封闭在壳体15(在图4中示意性地示出为电极)内的电子电路系统包括协作地监测一个或多个心脏电信号、确定何时需要电刺激治疗以及根据编程的治疗递送算法和控制参数按照需要递送治疗的软件、固件和硬件。软件、固件和硬件被配置成检测和区分VT和VF，以用于确定何时需要ATP或CV/DF电击。ICD 14被耦合至诸如携载心血管外电极24、26、28、30和31的引线16之类的心血管外引线，以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏并用于感测心脏电信号。
ICD 14包括控制电路80、存储器82、治疗递送电路84、电感测电路86和遥测电路88。电源98根据需要向ICD 14的电路系统(包括部件80、82、84、86和88中的每一个)提供功率。电源98可以包括一个或多个储能设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。电源98与其他部件80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将从图4的总体框图来理解，但是为了清楚起见未被示出。例如，电源98可以被耦合到被包括在治疗递送电路84中的低压充电电路和高压充电电路，以用于分别对被包括在治疗递送电路84中的低压和高压电容器充电，以用于产生相应的低压起搏脉冲(诸如，心动过缓起搏、电击后起搏或ATP脉冲)，或用于产生高压脉冲，诸如，CV/DF电击脉冲。在一些示例中，高压电容器代替低压电容器被充电并用于递送ATP。
图4中示出的功能块表示被包括在ICD 14中的功能，并且可以包括实现能够产生归属于本文的ICD 14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。各种部件可以包括专用集成电路(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部件。被用于实现本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由设备中采用的特定系统架构以及由ICD 14采用的特定检测和治疗递送方法来确定。在考虑到本文中的公开，在任何现代ICD系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以实现所描述的功能在本领域技术人员的能力之内。
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器设备。此外，存储器82可以包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，该指令在由一个或多个处理电路执行时，致使控制电路80或其他ICD部件执行归属于ICD 14或那些ICD部件的各种功能。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。
本文中归属于ICD 14的功能可以被实现为一个或多个集成电路。将不同的特征描绘为部件(例如，电路)旨在强调不同的功能方面，而并不一定暗指这些部件(例如，电路或模块)必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个部件相关联的功能可以由分开的硬件、固件或软件部件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，ATP递送操作可以在控制电路80的控制下由治疗递送电路84执行，并且可以包括在执行存储在存储器82中的指令的处理器中实现的操作以及从控制电路80发送到治疗递送电路84的控制信号，诸如，定时和起搏脉冲幅度信号。
控制电路80例如经由数据总线与治疗递送电路84以及电感测电路86通信，以用于感测心电活动、检测心律并且响应于感测到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送电路84和电感测电路86被电耦合至由引线16携载的电极24、26、28和30(以及31，如果存在的话)(例如，如图3中所示)、以及壳体15，该壳体15可以用作公共电极或接地电极或者用作用于递送CV/DF电击脉冲或ATP脉冲的活性罐电极。
电感测电路86可以被选择性地耦合到电极28、30以及壳体15，以便监测患者心脏的电活动。电感测电路86可附加地被选择性地耦合到用于在感测电极向量中使用的除颤电极24和/或26。感测电路86被启用以在一时间处选择性地监测从可用电极24、26、28、30以及壳体15中选择的一个或多个感测向量。例如，感测电路86可以包括切换电路系统，该切换电路系统用于选择电极24、26、28、30和壳体15中的哪一些被耦合到感测电路86中所包括的感测放大器或其他心脏事件检测电路系统。切换电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测电路86的部件耦合到所选择的电极的任何其他类型的切换设备。在一些情况下，控制电路80可以控制切换电路系统以选择性地将感测电路86耦合到一个或多个感测电极向量。电感测电路86内的心脏事件检测电路系统可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(ADC)或其他模拟或数字部件。
在一些示例中，电感测电路86包括用于从选自电极24、26、28、30和壳体15的多个感测向量获取心脏电信号的多个感测通道。每个感测通道可以被配置成对从耦合至相应感测通道的所选择的电极接收到的心脏电信号进行放大、滤波和整流，以改善用于感测心脏事件(例如，R波)的信号质量。例如，每个感测通道可以包括前置滤波器和放大器，用于对从所选择的一对电极接收的信号进行滤波和放大。得到的原始心脏电信号可以从前置滤波器和放大器被传递到心脏事件检测电路系统，以用于从接收到的心脏电信号中感测心脏事件。心脏事件检测电路系统可以包括整流器、后置滤波器和放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器，以用于在心脏电信号越过感测阈值时检测到心脏事件。可以由控制电路80基于存储在存储器82中的值来设置感测阈值，该感测阈值值可以由用户编程，并且经由数据总线从控制电路80传递到感测电路86。感测电路86可以包括自动调节感测放大器，该自动调节感测放大器将在一些示例中从起始值衰减到最小感测底层(floor)的心脏信号与感测阈值进行比较。
在检测到心脏事件时，电感测电路86可以产生被传递到控制电路80的感测事件信号，诸如，R波感测事件信号。由控制电路80使用感测事件信号，以用于检测心律并确定对治疗的需要。电感测电路86还可以将数字化心电图(ECG)信号传递到控制电路80，以用于被执行用于检测和区分心律的形态分析。
来自所选择的感测向量的信号可以被传递通过带通滤波器和放大器、被提供给多路复用器、并且此后通过模数转换器被转换成多位数字信号，所有这些信号都被包括在感测电路86中，用于经由数据/地址总线在直接存储器访问电路的控制下存储在被包括在存储器82中的随机存取存储器中。控制电路80可以是基于微处理器的控制器，该基于微处理器的控制器采用数字信号分析技术来表征存储在存储器82的随机存取存储器中的数字化信号，以采用用于分析心脏信号和心脏事件波形(例如，R波)的众多信号处理方法中的任何信号处理方法来标识并分类患者的心律。在美国专利号5,545,186(奥尔森(Olson)等人)中描述了一种快速性心律失常检测系统。
治疗递送电路84包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，一个或多个高压电容器并且在一些示例中包括一个或多个低压电容器)、以及控制何时电容器(多个)在选定的起搏电极向量或CV/DF电击向量两端放电的切换电路系统。可以由治疗递送电路84根据从控制电路80接收到的控制信号，执行将电容器充电至编程的脉冲幅度以及对电容器进行放电达编程的脉冲宽度。控制电路80可以包括控制何时递送ATP脉冲的各种定时器或计数器。
例如，控制电路80可以包括起搏器定时和控制电路系统，该起搏器定时和控制电路系统具有由控制电路80的微处理器设置的可编程数字计数器，用于控制与由ICD 14递送的各种起搏模式或抗心动过速起搏序列相关联的基本时间间期。控制电路80的微处理器还可以设置心脏起搏脉冲的幅度、脉冲宽度、极性或其他特性，其可以基于存储在存储器82中的编程值。
在起搏期间，起搏器定时和控制电路系统内的逸搏间期计数器在感测到R波(如由来自感测电路86的信号所指示的)时被重置。根据所选择的起搏模式，起搏脉冲由治疗递送电路84的脉冲输出电路生成。起搏输出电路经由开关矩阵耦合到所期望的电极，以用于在起搏负载两端对一个或多个电容器进行放电。逸搏间期计数器在生成起搏脉冲时被重置，并且由此控制心脏起搏功能(包括抗心动过速起搏)的基本定时。逸搏间期的持续时间由控制电路80经由数据/地址总线确定。逸搏间期计数器中呈现的计数值当通过感测到的R波被重置时能够用于测量用于检测各种心律失常的发生的R-R间期。
存储器82包括只读存储器(ROM)，所存储的对控制电路80的操作进行控制的程序驻留在该ROM中。存储器82可以进一步包括随机存取存储器(RAM)，该RAM被配置为多个再循环缓冲器，该再循环缓冲器能够保存一系列测得的间期以供控制电路80分析，以用于预测或诊断心律失常。
响应于检测到室性心动过速，能够通过根据检测到的心动过速的类型和速率将来自被包括在控制电路80中的微处理器的方案加载到起搏器定时和控制电路中来递送抗心动过速起搏治疗。如以下所描述的，根据本文公开的技术，被包括在控制电路80中的微处理器或其他控制电路系统可以被编程或配置成确定由电感测电路86使用第一感测电极向量(例如，如图1中所示的起搏/感测电极28和30之间)感测到的R波与由电感测电路86使用第二感测电极向量(例如，起搏/感测电极30和除颤电极24之间)获得的R波信号的基准点之间的时间差。第二感测电极向量可以是用于递送ATP的电极向量，或者至少包括用于递送ATP的电极中的一个电极，例如，在用作阴极电极的起搏/感测电极30和用作返回阳极电极的除颤电极24之间。
响应于检测到VT，控制电路80的微处理器可以确定VT周期长度(例如，使用用于确定连续R波感测事件信号之间的时间间期的计数器)。基于VT周期长度，控制电路80可以将期望的ATP间期计算为VT周期长度的一部分。然而，控制电路80的微处理器可以确定比期望的ATP间期长的前导延长ATP间期，以控制前导ATP脉冲的定时。微处理器可以在起搏器定时和控制电路系统中加载延长的ATP间期和期望的ATP间期，以用于控制ATP序列中每个脉冲的定时。例如，可以将起搏器定时和控制电路中的一个定时器或计数器设置为延长的ATP间期，以用于控制由治疗递送电路84递送的ATP序列的前导ATP脉冲的定时。随后可以将一个或多个定时器设置为期望的ATP间期，以用于控制在ATP序列的前导脉冲之后的后续ATP脉冲。可以由微处理器将前导延长ATP间期确定为至少比期望的ATP间期长的预定间期。当通过心血管外起搏电极向量递送ATP序列，并且由感测电路86感测到R波的时间与和感测R波相关联的传播去极化到达心肌的夺获部位处的时间之间存在时间差时，该延长的前导ATP间期促进夺获心肌的高可能性。
在需要更高电压心脏复律或除颤脉冲的情况下，控制电路微处理器激活被包括在控制电路80中的心脏复律和除颤控制电路系统，以在高压充电控制线的控制下启动经由充电电路对高压电容器进行充电，充电电路和高压电容器两者都被包括在治疗递送电路84中。经由电压电容器线(其穿过控制电路80)监测高压电容器上的电压。当电压达到由控制电路80的微处理器设置的预定值时，在被传到治疗递送电路84的电容器实线(full line)上生成逻辑信号，终止充电。在起搏器定时和控制电路系统的控制下由治疗递送电路84的输出电路经由控制总线将除颤和心脏复律脉冲递送至心脏。输出电路确定用于递送心脏复律和除颤脉冲的电极以及脉冲波形。通常在以上标识的专利中的任何专利中公开的治疗递送和控制电路系统可以在ICD 14中实现。
由控制电路80用于检测心律和控制治疗递送的控制参数可以经由遥测电路88被编程到存储器82中。遥测电路88包括用于使用如以上描述的RF通信与外部设备40(图1A中所示)进行通信的收发器和天线。在控制电路80的控制下，遥测电路88可以从外部设备40接收下行链路遥测并向外部设备40发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测电路88可以用于向植入在患者12体内的另一医疗设备发送通信信号并且从该另一医疗设备接收通信信号。
图5是可以由感测电路85使用心血管外感测电极向量获取的ECG信号102和表示在心血管外起搏电极向量的有效夺获部位处发生的心脏电信号的ECG信号110的图100。ECG信号102包括在时间105处由电感测电路86感测的R波104。下一个固有R波106被示出以VT间期108发生。可以由控制电路80基于VT间期108将ATP间期120计算为例如VT间期的80％或其他百分比。
表示在夺获部位处发生的心脏电信号的ECG信号110包括在电感测电路86感测到R波104之后的时间间期112处发生的R波114。从电感测电路86产生的R波感测事件信号以计算的ATP间期120递送的起搏脉冲可以在夺获部位处的心肌不应期期间发生，该心肌不应期包括由T波115表示的复极化阶段。如果在心肌不应期期间递送前导ATP脉冲，则ATP脉冲将可能无法夺获心肌。当VT周期长度保持相对稳定并且前导ATP脉冲无法夺获时，后续的ATP脉冲也将可能在后续的心动周期的不应期期间到达，使得所有的ATP脉冲可能无法夺获心脏并成功终止VT。
由心血管外电极递送的ATP序列的前导起搏脉冲126从与感测的R波104对应的R波感测事件信号以延长的ATP间期124被递送。在一些示例中，延长的ATP间期124可以被设置为VT周期长度108。前导ATP脉冲126可以恰好在夺获部位处的局部去极化之前或期间到达，如R波116所表示的，并且可能夺获或可能不夺获心脏。然而，ATP序列的下一个起搏脉冲128在前导脉冲126之后以ATP间期120被递送，并且预期在接着前一R波116的不应期之外。延长的ATP间期124可以替代地被设置为小于VT周期长度108的预定的短间期(例如，比VT周期长度小10ms)，或者被设置为与用于计算ATP间期120的相对较低的百分比(例如，VT周期长度的80％至85％)相比，VT周期长度的更高百分比(例如，VT周期长度的90％到95％)。根据期望的ATP方案(例如，爆发(burst)、斜坡(ramp)、爆发加斜坡或其他期望的ATP序列)递送前导脉冲126之后的后续ATP脉冲。许多专利描述了可用于控制ATP序列的后续脉冲的ATP方案，包括美国专利No.5,458,619(Olson)和美国专利No.6,167,308(DeGroot)。
在其他示例中，响应于检测到VT，控制电路80可以启用电感测电路86使用被包括在用于递送ATP的起搏电极向量中的电极(阴极和/或阳极)中的一者或两者来获取心脏电信号。例如，起搏电极向量阴极可以与起搏电极向量阳极或另一选定的电极或ICD壳体15一起使用，以用于在递送前导ATP脉冲126之前感测心脏电信号110。时间间期112(在本文中也被称为“时间差间期”或简称为“差异间期”)可以由控制电路80确定为从由电感测电路86感测到R波104的时间到使用起搏电极向量中的至少一个电极获取的R波114的阈值交叉点、R波114的最大dV/dt、R波114的最大整流峰值幅度、或R波114的其他基准点的间期。
控制电路80可以通过将差异间期112添加到基于VT周期长度108确定的ATP间期120来确定用于控制前导ATP脉冲126的定时的延长的ATP间期120。替代地，可以通过将差异间期112的预定固定间期或百分比添加到差异间期112来确定比差异间期112长的ATP延长间期122。ATP延长间期122可以被添加到计算的ATP间期120，以用于控制以延长的ATP间期124递送前导ATP脉冲126。可以以确定的ATP间期120递送下一个ATP脉冲128。以ATP间期120或根据期望的ATP方案来递送ATP序列的后续ATP脉冲。认识到的是，图5中表示的各种时间间期(例如，VT周期长度108、计算的ATP间期120、差异间期112、延长间期122、和延长的ATP间期124)可以由被包括在控制电路80中的微处理器使用在多个心脏周期内从感测电路86接收到的心脏事件信号来确定。
图6是根据一个示例的用于由心血管外ICD系统递送ATP的方法的流程图200。在框202处，ICD 14根据实现的快速心律失常检测算法来检测VT。从从一个或多个感测电极向量(例如，在图1A-3中所示的电极28和30之间，或以上描述的感测电极向量中的任何感测电极向量)接收到的心脏电信号中检测VT。在框204处，控制电路80确定VT周期长度。VT周期长度(例如，图5的VT周期长度108)可以基于从电感测电路86接收到的R波感测事件信号之间的间期来被确定。由控制电路80确定的VT周期长度是基于使用感测电极向量(多个)获取的心脏电信号(多个)来被确定的。
在框206处，控制电路80基于VT周期长度来确定期望的ATP间期。期望的ATP间期可以是VT周期长度的预定百分比，例如，VT周期长度的80％、85％或90％。替代地，期望的ATP间期可以是小于VT周期长度的预定时间量，例如，比确定的ATP间期小20ms至50ms。在框208处，控制电路80启用治疗递送电路84以比期望的ATP间期长的延长ATP间期递送前导ATP脉冲。在一个示例中，在框208处以VT周期长度递送前导ATP脉冲。在另一示例中，以稍微短于VT周期长度(例如，短10ms，但比在框206处确定的期望的ATP间期长)的间期递送前导ATP脉冲。
使用感测电极向量将前导ATP脉冲同步到由电感测电路86感测到的R波。如图5中所展示的，可以在时间105处感测R波104。控制电路80可以开始前导ATP间期124，该前导ATP间期124被设置成等于VT周期长度108或者等于稍微短于VT周期长度但是比期望的ATP间期120长的间期。在前导ATP间期124期满时，递送前导ATP脉冲126。
取决于其相对于在夺获部位处发生的下一个固有去极化的定时，前导ATP脉冲在夺获部位处可能夺获或可能不夺获心脏。再次参考图5，如果从感测电极向量感测到R波104的时间105之间的差异间期112可以忽略不计，使得夺获部位处的相关联的去极化基本上与感测R波在同一时间处发生，则前导ATP脉冲126可能不会在夺获部位处夺获或者可能发生融合搏动。当一些心肌细胞通过递送的起搏脉冲被去极化而其他心肌细胞通过传播的固有去极化波前(wavefront)被去极化时，发生融合搏动。
在夺获部位处响应于前导脉冲126不论是发生夺获、融合还是非夺获，下一个ATP脉冲128被适当地定时以在夺获部位处、在生理不应期之外并且在夺获部位处的下一个固有去极化之前夺获心肌。在差异间期112可忽略不计的该示例中，可以以期望的ATP间期120递送前导ATP脉冲126，并且在生理不应期之外在夺获部位处成功地夺获心肌。然而，以延长的ATP间期124递送前导ATP脉冲126促进在不知道差异间期112是否可忽略不计的情况下，所有后续ATP脉冲处于生理不应期之外的高可能性。换句话说，在流程图200的方法中，不需要控制电路80确定差异间期112。
当感测到R波104的时间105与在夺获部位处实际发生去极化时的时间之间的差异间期112在临床上是显著的时，被设置为VT周期长度的前导ATP脉冲126将比在夺获部位处的下一个固有去极化更早发生。结果是，前导ATP脉冲126将在夺获部位处夺获心肌，并且可能处在接着夺获部位处的前一固有去极化的不应期之外。以期望的ATP周期长度递送的下一个ATP脉冲128被适当地定时在夺获部位处的起搏诱发的去极化之后的不应期之外，并且处于预期的期望的ATP间期120处。通过以VT周期长度或者稍微短于VT周期长度但从期望的ATP间期120延长的间期递送前导脉冲126，不管差异间期112如何，预期下一个ATP脉冲128和所有后续ATP脉冲(图5中未示出)将被适当地定时以用于在夺获部位处在生理不应期之外夺获心肌。
返回到图6的流程图200，其中继续参考图5，在框210处在前导ATP脉冲之后以期望的ATP间期120递送下一个ATP脉冲128。在框212处，根据编程的ATP序列递送所有后续ATP脉冲。在一个示例中，除了以延长的间期递送前导脉冲之外，以期望的ATP间期120递送8到12个脉冲的序列。然而，在其他实例中，ATP序列可包括少于8个脉冲或多于12个脉冲。当以延长的间期124递送前导ATP脉冲时，序列可以延长一个脉冲，以确保最小期望的数量的ATP脉冲夺获心脏。例如，如果编程的ATP序列是8个脉冲，则脉冲的总数量可以是9个，其包括前导脉冲。控制电路80确定ATP治疗是否成功终止VT，并且如果重新检测到VT或者在ATP完成后检测到VF，则按照需要利用附加的治疗作出响应。
图7是根据另一示例的用于由心血管外ICD系统递送ATP的方法的流程图300。在框302处，ICD 14根据实现的检测算法来检测VT。控制电路80如先前所描述的，例如从由电感测电路86产生的R波感测事件信号之间的RR间期确定VT周期长度。从使用感测电极向量获取的心脏电信号确定VT周期长度。在框306处，控制电路80基于VT周期长度来确定期望的ATP间期，如以上结合图5和图6所描述的。
响应于检测到VT，控制电路80启用电感测电路86在框308处使用第二感测电极向量来获取心脏电信号，该第二感测电极向量与用于递送ATP的起搏电极向量相同。在其他示例中，使用第二感测电极向量来获取在框308处获取的第二心脏电信号，该第二感测电极向量包括在起搏电极向量中使用的电极中的至少一个电极，例如，至少起搏阴极或至少起搏阳极。为了确定来自第一感测电极向量的R波感测事件信号与夺获部位处的去极化之间的时间间期的可靠估计，在一个示例中，可以使用至少起搏阴极电极来获得在框308处获取的第二心脏电信号。起搏电极向量和第一感测电极向量是不同的向量。起搏电极向量和第二感测电极向量可以是相同的向量或者具有至少一个共同的电极。
在框310处，控制电路80确定差异间期112(图5)。可以通过标识由使用被包括在起搏电极向量中的一个或两个电极的第二感测电极向量接收的第二心脏电信号的R波的基准点来确定差异间期112。如以上描述的，基准点可以是但不限于阈值交叉点、经整流的心脏电信号的最大峰值幅度、或最大dV/dt。差异间期112可以被确定为从使用第一感测电极向量产生的R波感测事件信号到从第二感测电极向量确定的基准点的时间间期。在其他示例中，可以确定第一感测电极向量信号的R波的类似基准点，并且在来自第一感测电极向量信号的R波的基准点与来自第二感测电极向量信号的R波的类似基准之间确定差异间期112，该第二感测电极向量可以是起搏向量或者包括用于递送ATP的起搏电极向量中的至少一个电极。
在框312处，控制电路80确定并设置延长的ATP间期。基于在框310处确定的差异间期和在框304处确定的VT周期长度和/或在框306处确定的期望的ATP间期来确定延长的ATP间期。例如，可以将延长的ATP间期设置为在框306处确定的期望的ATP间期加上确定的差异间期。在从第一感测电极向量感测到R波时(例如，在从感测电路86接收到R波感测的事件信号时)，由控制电路80的起搏器定时和控制电路系统开始延长的ATP间期。可以将延长的ATP间期设置为以下的间期：至少是期望的ATP间期加上差异间期，高达VT周期长度加上差异间期。以此方式，前导ATP脉冲具有在夺获部位处在心肌不应期之外被递送的高可能性。
在框314处，在延长的ATP间期期满时，由治疗递送电路84递送前导ATP脉冲。在框316处，可以存储实际的前导ATP间期以用于ATP反馈和分析算法。实际的前导ATP间期是基于在心肌处的最近固有去极化的时间，如通过用于确定差异间期112的第二感测电极向量获取的第二心脏电信号的R波基准点估计的。实际的前导ATP间期是从基准点到前导ATP脉冲的时间，例如，图5中的间期130。当评估ATP治疗终止VT的有效性时，可以使用该实际的前导ATP间期。
在框318处，以在框306处基于检测到的VT周期长度确定的期望ATP间期递送第二ATP脉冲(在前导ATP脉冲之后)。根据编程的ATP治疗方案，在框320处递送所有剩余的ATP脉冲。例如，可以以在框306处确定的ATP间期递送8到12个脉冲的序列。在其他示例中，可以递送ATP脉冲的斜坡序列，其中每个连续的ATP脉冲间期比紧接的前一ATP脉冲间期短。认识到，可以根据ICD 14中实现的ATP治疗来使用定义了在前导脉冲之后的ATP脉冲的数量和间期的众多ATP序列。
在一些示例中，如果ATP无法终止检测到的心动过速，则存储的实际的前导ATP间期可用于调整用于后续ATP序列的延长的ATP间期。如图7中所示的，如果在框322处未重新检测到VT，则ICD可返回到框302以等待下一个VT检测。如果重新检测到VT，则在框324处调整延长的ATP间期，使得其与用于递送第一ATP序列的延长的ATP间期不同。经调整的延长的ATP间期可以被设置为等于或小于VT周期长度，但是大于VT周期长度减去在框310处确定的时间差间期。可以使经调整的延长的ATP间期长于或短于第一延长ATP间期，这可以取决于在框316处确定的实际前导ATP间期。例如，如果发现实际前导ATP间期短于在框306处确定的ATP间期或短于VT周期长度减去时间差间期，则可以增加经调整的延长的ATP间期。如果确定实际前导ATP间期长于VT周期长度，则可以缩短延长的ATP间期。
在框326处，控制电路80控制治疗递送电路84递送第二序列的ATP脉冲，该第二序列的ATP脉冲具有在由电感测电路86从感测电极向量感测到的心脏事件之后以经调整的延长的ATP间期递送的前导脉冲，并且在该前导脉冲之后以在框306处确定的期望ATP间期递送下一个ATP脉冲。图7中所示的示例包括递送两个ATP序列以试图终止VT。认识到，可以递送超过两个ATP序列以终止VT。应当理解的是，如果递送了最大数量的ATP序列而未终止VT，则可以由ICD 14递送心脏复律/除颤电击。
图8是根据另一示例的用于控制由心血管外ICD系统递送的ATP的方法的流程图400。在框402处，ICD 14检测VT并在框404处递送ATP，该ATP包括以延长的ATP间期递送的前导ATP脉冲，该延长的ATP间期是基于确定VT周期长度和差异间期而设置的，如结合图7的流程图300所描述的。在框406处，将前导脉冲的实际ATP间期确定为差异间期和延长的ATP间期之间的差值。例如，如图5中所示的，实际前导ATP间期130是延长的ATP间期124减去差异间期112。
在框408处，由控制电路80确定前导脉冲的实际早发(prematurity)。个体ATP脉冲的早发通常是用于控制递送ATP脉冲的时间的ATP间期与VT周期长度之间的差值。然而，在心血管外ICD系统10的情况下，一系列ATP脉冲的前导脉冲的实际早发将取决于差异间期112(图5)。这样，可以将图5中所示的前导脉冲126的实际早发确定为VT周期长度108减去延长的ATP间期124加上差异间期112。
如果递送N个脉冲ATP序列，则以确定的期望ATP间期(例如，图5中所示的ATP间期120)递送所有剩余的ATP脉冲。剩余ATP脉冲(即，第二到N个脉冲)中的每一个脉冲的个体早发是VT周期长度108减去ATP间期120。控制电路80可以被配置成在框410处将ATP治疗的总早发确定为ATP序列中所有脉冲的个体早发的总和。在一个示例中，如果VT周期长度是380ms，则可以确定ATP间期120是305ms(VT周期长度的大约80％)。如果递送了8个脉冲的序列，则第二个到第八个脉冲各自具有75ms的个体早发。如果延长的ATP间期124被设置为VT周期长度减去10ms或为370ms，并且差异间期被确定为20ms，则前导脉冲的个体早发是10ms(380ms减去370ms加上20ms)。8个脉冲序列的总早发约为535ms(前导脉冲的10ms的早发加上7倍的剩余7个脉冲的75ms的个体早发)。
在框412处，控制电路可以将在最后的ATP脉冲之后的返回周期长度确定为从最后的ATP脉冲到最后的ATP脉冲之后最早出现R波的时间。如果在ATP之后未重新检测到VT，如在框414处确定的，则ATP序列成功，如框416处所指示的。然而，如果在框414处重新检测到VT，则控制电路80可以基于递送的ATP的总早发和在框412处确定的返回周期长度来确定具有经调整的总早发的新ATP序列。可能需要增加总早发，以便成功终止VT。用于分析对ATP治疗的响应和响应于重新检测到VT而调整总早发的技术通常公开在美国专利No.8,706,221(Belk等人)中。
在框418处，可以通过增加ATP序列中的一个或多个脉冲的个体早发和/或增加ATP序列中的脉冲总数量，来增加总早发。在一个示例中，通过将延长的ATP间期缩短到不小于期望的ATP间期120加上差异间期112的最小前导ATP间期来增加前导ATP脉冲的个体早发。在框420处递送具有增加的总早发的经调整的ATP序列。可以通过返回到框406来重复该过程，以允许在确定ATP序列的总早发中使用前导ATP脉冲的实际早发的多次ATP尝试，以用于在进行ATP治疗调整中的反馈。虽然在图8中未明确示出，但是认识到，在递送电击治疗以终止未由ATP治疗成功终止的VT节律之前可以进行最大数量的ATP尝试。例如，在框418处，可以在第一次ATP尝试之后调整总早发，并且可以在框418处递送具有增加的总早发的经调整的ATP序列，而不返回到框406。如果在第二次ATP尝试之后重新检测到VT，则控制电路80可以控制治疗电路84递送电击治疗以终止VT。进一步认识到的是，如果VT加速使得在任何ATP尝试之后检测到VF，则可以按照需要递送电击治疗以终止快速性心律失常。
因此，在前面的描述中已经参照具体实施例呈现了用于使用心血管外电极递送抗心动过速起搏脉冲的方法和装置。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。应当理解的是，可以在不脱离本公开和所附权利要求书的范围的情况下对参考实施例做出各种修改。

Claims (11)

1.一种心血管外可植入心脏复律除颤器系统，包括：
电感测电路，所述电感测电路被配置成经由第一心血管外感测电极向量接收第一心脏电信号并且从所述第一心脏电信号感测心脏事件；
治疗递送电路，所述治疗递送电路被配置成经由与所述第一心血管外感测电极向量不同的心血管外起搏电极向量将抗心动过速起搏(ATP)脉冲递送到患者的心脏；以及
控制电路，所述控制电路耦合至所述电感测电路和所述治疗递送电路并且被配置成：
从所述第一心脏电信号检测心动过速；
从所述第一心脏电信号确定心动过速周期长度；
基于所述心动过速周期长度确定第一ATP间期；
设置比所述第一ATP间期长的第一延长ATP间期；
控制所述治疗递送电路经由所述心血管外起搏电极向量将第一多个ATP脉冲递送到所述患者的心脏，所述第一多个ATP脉冲包括在由所述电感测电路从所述第一心脏电信号感测到心脏事件之后以所述第一延长ATP间期递送的第一前导ATP脉冲，和在所述第一前导ATP脉冲之后以所述第一ATP间期递送的至少第二ATP脉冲。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成将所述第一延长ATP间期设置为确定的心动过速周期长度。
3.如权利要求1或2中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成通过以下方式设置所述第一延长ATP间期：
响应于检测到所述心动过速，启用所述电感测电路经由第二心血管外感测电极向量接收第二心脏电信号，所述第二心血管外感测电极向量包括被包括在所述心血管外起搏电极向量中的至少一个电极；
确定自从所述第一心脏电信号感测到的心脏事件起延伸到所述第二心脏电信号的基准点的时间差间期；以及
基于所述第一ATP间期和所述时间差间期来设置所述第一延长ATP间期。
4.如权利要求3所述的系统，其特征在于，所述第二心脏电信号的所述基准点包括所述第二心脏电信号的阈值交叉点、最大峰值幅度和最大dV/dt中的一者。
5.如权利要求1-4中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成：
响应于检测到所述心动过速，启用所述电感测电路经由第二心血管外感测电极向量接收第二心脏电信号；所述第二心血管外感测电极向量包括被包括在所述心血管外起搏电极向量中的至少一个电极；
确定自从所述第一心脏电信号感测到的心脏事件起延伸到所述第二心脏电信号的基准点的时间差间期；
将实际前导ATP间期确定为所述第一延长ATP间期和所述时间差间期之间的差值；
存储所述实际前导ATP间期；
确定在所述治疗递送电路递送所述第一多个ATP脉冲之后是否重新检测到所述心动过速；
响应于重新检测到所述心动过速，将所述实际前导ATP间期与所述第一ATP间期和所述心动过速周期长度中的至少一者进行比较；
通过以下方式中的一项来将所述第一延长ATP间期调整为与所述第一延长ATP间期不同的第二延长ATP间期：
当所述实际前导ATP间期短于所述第一ATP间期时，将所述第一延长ATP间期增加到所述第二延长ATP间期；以及
当所述实际前导ATP间期长于所述心动过速周期长度时，将所述第一延长ATP间期减小到所述第二延长ATP间期；以及
控制所述治疗递送电路递送具有以所述第二延长ATP间期递送的第二前导脉冲的第二多个ATP脉冲。
6.如权利要求1-5中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成：
确定在所述治疗递送电路递送所述第一多个ATP脉冲之后是否重新检测到所述心动过速；
响应于重新检测到所述心动过速，设置与所述第一延长ATP间期不同的第二延长ATP间期，所述第二延长ATP间期比所述心动过速周期长度小并且比心室周期长度减去时间差间期大；
控制所述治疗递送电路经由所述心血管外起搏电极向量将第二多个ATP脉冲递送到所述患者的心脏，所述第二多个ATP脉冲包括在由所述电感测电路从所述第一心脏电信号感测到第二心脏事件之后以所述第二延长ATP间期递送的第二前导ATP脉冲，和在所述第二前导ATP脉冲之后以所述第一ATP间期递送的至少第三ATP脉冲。
7.如权利要求1-6中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成：
将所述第一前导脉冲的实际早发确定为所述心动过速周期长度减去所述第一延长ATP间期加上所述时间差间期；
存储所述第一前导ATP脉冲的所述实际早发；
确定在递送所述第一多个ATP脉冲之后是否重新检测到所述心动过速；以及
控制所述治疗递送电路递送第二多个ATP脉冲，所述第二多个ATP脉冲具有以与所述第一前导ATP脉冲的所述实际早发不同的第二实际早发递送的第二前导脉冲。
8.如权利要求1-7中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成：
将所述第一前导脉冲的实际早发确定为所述心动过速周期长度减去所述第一延长ATP间期加上所述时间差间期；
将所述第一多个ATP脉冲的总早发确定为所述第一多个ATP脉冲中的每一个脉冲的个体早发的总和，所述总和包括所述前导脉冲的所述实际早发；
确定在递送所述第一多个ATP脉冲之后是否重新检测到所述心动过速；以及
控制所述治疗递送电路递送具有比第一总早发大的第二总早发的第二多个ATP脉冲。
9.如权利要求8所述的系统，其特征在于，控制所述治疗递送电路递送具有比所述第一总早发大的所述第二总早发的所述第二多个ATP脉冲包括：
设置第二延长ATP间期，所述第二延长ATP间期比所述第一延长ATP间期短但比所述心动过速周期长度减去所述时间差间期长；并且
在从所述第一心脏电信号感测到的心脏事件之后，以所述第二延长ATP间期递送所述第二多个ATP脉冲中的第二前导脉冲。
10.如权利要求8或9中任一项所述的系统，其特征在于，控制所述治疗递送电路递送具有比所述第一总早发大的所述第二总早发的所述第二多个ATP脉冲包括以下项中的至少一项：在所述第二多个ATP脉冲中递送比在所述第一多个ATP脉冲中更多数量的脉冲、将所述第一延长ATP间期减小到比所述第一延长ATP间期短的第二延长ATP间期、以及将所述第一ATP间期减小到比所述第一ATP间期短的第二ATP间期。
11.如权利要求1-10中任一项所述的系统，进一步包括被配置成被耦合到所述可植入心脏复律除颤器的心血管外引线，所述心血管外引线携载所述心血管外起搏电极向量中的至少一个电极。
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