CN109247012B - 在不使用rv引线的情况下根据自适应心脏再同步治疗的lv感测时间来估算rv计时 - Google Patents

Abstract

方法和/或设备可以被配置为在不使用右心室(RV)引线的情况下根据使用DDD/VDD LV起搏的自适应心脏治疗的左心室(LV)感测时间来估算右心室计时。一个实施例采用在患者体内的皮下设备(SD)以及耦合至患者心脏的无引线起搏设备(LPD)。使用所述SD从患者的心脏感测包括心房事件和心室事件在内的心脏活动。使用所述LPD感测左心室事件(LVS)。所述SD用于基于由所述SD感测的所述心脏活动来判定心脏再同步起搏治疗(CRT起搏)是否适当。所述SD进一步被配置为确定用于通过所述LPD递送到心脏组织的CRT起搏脉冲的计时。

Description

在不使用RV引线的情况下根据自适应心脏再同步治疗的LV感 测时间来估算RV计时

相关申请的交叉引用

本申请要求于2017年5月10日提交的名称为“ESTIMATING RV-TIMINGS FROM LEFTVENTRICULAR(LV)SENSING TIMES FOR ADAPTIVE CARDIAC RESYNCHRONIZATION THERAPYUSING DDD/VDD LV PACING WITHOUT A RIGHT VENTRICULAR(RV)LEAD(在不使用右心室(RV)引线的情况下根据使用DDD/VDD LV起搏进行的自适应心脏再同步治疗的左心室(LV)感测时间来估算RV计时)”的美国临时专利申请62/504,127的权益，所述美国临时专利申请通过引用以其全文结合在此。

背景技术

在正常人类的心脏中，一般位于上腔静脉和右心房的联结附近的窦房结构成了主要的自然起搏器，从而发起对心脏腔室的节律性电激励。由窦房结产生的心脏脉冲被传送到两个心房腔室，从而引起去极化以及所产生的心房腔室收缩。激励脉冲经由房室(AV)结和心室传导系统进一步传送到心室并通过心室，从而引起去极化以及所产生的心室腔室收缩。

可以通过人工心脏起搏来治疗由于衰老或疾病导致的对这种自然起搏和传导系统的破坏。例如，取决于传导障碍的位置和严重性，可以对一个或多个心脏腔室进行电起搏。另外，用于心室不同步的心脏起搏——通常被称为心脏再同步治疗(CRT)——可以包括在正常传导通过AV结使心室去极化之前起搏一个或两个心室。

植入式医疗设备(IMD)能够利用诸如CRT等起搏治疗来维持对患者的血液动力学益处。起搏治疗可以通过引线从植入式发生器递送到患者的心脏中。被配置为递送CRT起搏的常规IMD通常包括IMD、左心室引线、右心室引线和心房引线。左心室引线和右心室引线通常用于将起搏脉冲递送到一个或两个心室，使得两个心室彼此同步收缩。心房引线通常用于感测心房活动，以使得发生起搏脉冲的递送。

然后，常规IMD使用从心脏活动感测的数据来确定基本可编程起搏参数。基本可编程起搏参数包括房室延迟(AV延迟)、左心室至右心室延迟(VV延迟)、起搏幅度、起搏频率、脉冲持续时间和起搏路径或向量(例如，双极的，比如引线尖端电极到引线环形电极等；或单极的，比如引线尖端电极到IMD外壳或壳体)，这些全部都可以被配置为确保对患者的有效治疗。

期望开发能够高效且具有成本效益地使心脏组织起搏的新起搏系统。

发明内容

皮下设备(SD)与无引线起搏设备(LPD)电通信以递送心脏治疗。所述SD包括治疗递送模块、感测模块和耦合到所述治疗递送模块和所述感测模块的控制模块。所述治疗递送模块被配置为向所述LPD发信号以使用所述LPD上的至少一个电极将起搏治疗递送到患者心脏的左心室和/或右心室。所述感测模块可以被配置为使用位于所述SD的壳体上的至少一个皮下电极和/或从所述SD延伸出的医疗电引线来感测患者心脏的电活动(例如，左心房或右心房的电活动)。所述控制模块可以被配置为基于AV延迟来控制经由所述LPD向患者心脏的左心室或右心室递送起搏治疗(其中，起搏治疗是在多次心跳上递送的)，并且在起搏治疗的递送期间使用感测模块来感测患者心脏的电活动。所述控制模块还可以被配置为针对所述多次心跳中的每次心跳测量心室激动时间。所述控制模块还可以被配置为针对起搏治疗的起搏刺激递送与感知电活动的至少一个所选基准点(例如，患者心脏右心室的远场电活动的最大负斜率、患者心脏右心室的近场电活动的最大值等)之间的所述多次心跳中的每次心跳测量心室激动时间，所述感知电活动是由起搏治疗的所递送起搏刺激和患者心脏的固有传导中的至少一者产生的。所述IMD的处理器被配置为根据感知心脏活动来确定基线QRS起始(Qon)计时。所述处理器计算心房事件-Qon计时。心房事件包括固有心房活动(例如，表示为As的自然活动)或表示为Ap的起搏心房活动。所述处理器还测量基线心房事件-心室事件以获得Δt计时。所述处理器从A-LVs中减去心房事件-Qon以估算A-RV延迟。然后，所述处理器使用所估算的A-RV来更新AV延迟，以递送心脏再同步治疗。此后，使用所述SD从患者的心脏感测后续电信号。基于所述后续电信号，所述SD判定由所述LPD进行的CRT起搏是否提供了有效的再同步，并且是否应当修改对后续CRT起搏脉冲的递送和计时。

一个实施例涉及使用患者体内的皮下设备(SD)和耦合到患者心脏的无引线起搏设备(LPD)。使用所述SD从患者的心脏感测包括心房事件和心室事件在内的心脏活动。使用所述LPD感测左心室事件(LVS)。基于使用所述SD感测的心脏活动，判定心脏再同步起搏治疗(CRT起搏)是否适当。

确定用于通过所述LPD递送到心脏组织的CRT起搏脉冲的计时，其中，确定所述CRT起搏脉冲的所述计时包括一系列步骤。例如，检测心房事件并且根据使用所述SD感测的心脏活动确定基线QRS起始(Qon)。测量心房事件到Qon间期。测量心房事件到LVs间期。从所述心房事件到LVs间期中减去心房事件到Qon间期和时间间期“t”，以获得校正因子。所述校正因子用于获得新起搏延迟。此后，使用所述LPD并使用所述新起搏延迟向心脏递送CRT起搏脉冲。

以上发明内容并不旨在描述本公开的每个实施例或每个实施方式。通过结合附图参考以下具体实施方式和权利要求书，更加完整的理解将变得清楚和为人所领会。

附图说明

图1是展示了示例系统的概念图，所述系统包括植入在患者胸腔外部的皮下植入式复律除颤器(SD)和植入在患者心脏腔室内的无引线起搏设备(LPD)。

图2A是概念图，展示了图1的示例SD。

图2B是概念图，展示了图1的示例SD。

图3是概念图，展示了图1的示例LPD。

图4是功能框图，展示了图1的SD的示例配置。

图5是功能框图，展示了图1的LPD的示例配置。

图6是功能框图，展示了图1的编程器的示例配置。

图7A是植入有胸内植入的心血管外ICD系统的患者的正视图。

图7B是植入有胸内植入的心血管外ICD系统的患者的侧视图。

图7C是植入有胸内植入的心血管外ICD系统的患者的横向视图。

图7D是植入有类似图7A的胸内植入的心血管外ICD系统的患者的正视图，区别在于采用波浪形医疗电引线和不同形状的植入式医疗设备。

图8是用于基于在不使用右心室引线的情况下根据使用DDD/VDD LV起搏、例如使用图1至图3的IMD进行的自适应CRT的左心室(LV)感测时间估算右心室(RV)计时来修改房室(AV)延迟的示例性方法的流程图。

图9描绘了一组示例性电描记图和右心室激动时间计算。

图10是不采用右心室医疗电引线的自适应左心室起搏的示例性方法的流程图。

具体实施方式

在以下对说明性实施例的详细说明中，参考形成详细说明的一部分的附图，并且通过图解的方式示出可以实践的具体实施例。应当理解的是，在不脱离(例如，仍然落入)由此呈现的本公开的范围的情况下，可以利用其他实施例并且可以作出结构改变。

将参考图1至图10描述示例性方法、设备和系统。本领域技术人员将清楚的是，来自一个实施例的元件或过程可以与其他实施例的元件或过程组合使用，并且使用本文中所提出的特征组合的这类方法、装置和系统的可能实施例不限于图中所示和/或本文所描述的具体实施例。进一步地，应当认识到，本文所描述的实施例可以包括不一定按比例示出的许多元件。再进一步地，应当认识到，可以对本文的这些过程的时序以及各种元件的大小和形状进行修改，但是仍然落入本公开的范围内，尽管某些时序、元件的一个或多个形状和/或大小或类型可能比其他的更为有利。

本公开涉及被配置为在不采用右心室引线的情况下递送CRT起搏以便对RV进行起搏和/或感测来自RV的心脏活动的起搏系统和/或方法。缺乏RV引线的起搏系统被配置为估算右心室(RV)计时以调整起搏参数(例如，VV延迟、AV延迟等)。估算RV计时涉及几个步骤。确定心房事件(例如，心房感测到Qon间期(As-Qon))。可以在不使用心房引线的情况下从心房上或附近的电极获取心房感测(As)信号。例如，可以从位于胸骨下引线上并且如图7A中所示的那样定位的电极获得As。另一示例是在不使用RV引线的情况下在图7A中所示的无引线实施例中获得远场ECG信号。远场被定义为与起搏电极距离最远的电极。

可以使用远场信号(即，用于引线实施例的LV尖端-金属壳(tip-Can)或由图7A中所示的无引线实施例获取的胸骨下ECG信号)每周由IMD周期性地测量Qon。在确定As-Qon之后，将时间常数t添加到As-Qon。时间常数t是恒定参数，其表示QRS起始与来自从一组具有植入RV引线的患者处收集的数据的RV感测计时之间的差。此后，可以对一个或多个起搏参数进行优化。为了说明，计算了用于CRT的感知房室延迟/起搏房室延迟(SAV/PAV)。例如，用于治疗的最佳SAV/PAV是基于0.7*(As-LVs-d)来确定的，其中，d是由与LV直接接触的电极(例如，LPD或LV引线)测量的LV感测时间与可由设备先验计算的所估算RV感测时间之间的差。

各种起搏模式都可以实施本公开。可用于在不使用RV引线的情况下递送CRT的示例性起搏模式包括使用DDD的双腔起搏器(即，心房和左心室的双起搏、双心房和左心室感测、以及用于感测的双响应(抑制型和/或触发型))和DDD/VDD LV起搏。

VDD起搏模式使用右心房中的具有感测环的单个心室引线来感测心房活动并且然后监测AV传导，或者可替代地，所述模式可以涉及皮下或胸骨下设备，所述设备具有在皮下或胸骨下空间中用于感测P波(心房活动)的感测引线，与左心室中的LPD进行通信(例如，通过TCC或RF)。

对于患有由于例如左束支传导阻滞(LBBB)、右束支传导阻滞(RBBB)而导致的心力衰竭和心室内传导延迟的一些患者，可以由于通过利用传导延迟预激励心室进行的单个心室起搏刺激而发生CRT的递送。这种刺激必须相对于其他非延迟心室的固有去极化被适当地计时。这种现象在本文中可以被称为“融合起搏”，因为来自起搏刺激的心室激动与来自固有传导的心室激动融合或合并。当心室起搏刺激被适当地计时时，以最小起搏能量产生期望的心室再同步，从而延长植入式脉冲发生器(例如，植入式复律除颤器、起搏器等)的工作寿命。此外，在一些情况下，可以实现更有效或生理形式的CRT递送，因为本文的系统和方法利用固有激动的一部分，其可以优于完全诱发(例如，起搏)形式的CRT。融合起搏在本文中还可以被称为仅左心室起搏或仅右心室起搏。

融合起搏或仅左心室起搏的一种方法包括在适当的时间起搏左心室以实现起搏波前与右心室的固有去极化的融合。融合起搏或仅左心室起搏的一种方法包括在适当的时间起搏左心室以实现起搏波前与右心室的固有去极化的融合。这种CRT方法相对于双心室起搏可以降低设备功率输出，并且可以改善血液动力学，尤其是在较低心率下。

可以由IMD用来递送心脏治疗(例如，CRT，比如左心室融合起搏(也称为单心室起搏))的一个特定参数是房室延迟(AV延迟)，所述AV延迟一般可以被描述为表示在无论是固有的(例如，自然的)还是起搏的心房电活动与心室起搏的递送之间的时间段的可编程值。AV延迟的最佳值一般已被定义为产生针对固定心率的最大每博量或针对窦房结驱动心率的最大心输出量的延迟。

为了优化或调整AV延迟，诸如IMD等心脏治疗设备可以测量患者的固有AV传导时间。患者的固有AV传导时间是在固有心房事件(例如，右心房的去极化)与固有心室事件(例如，右心室的去极化)之间的时间。如本文所使用的，“固有”事件或传导是自然地发生或传导的事件(例如，固有心室事件是由跨心脏的AV结从心房传送到心室的电活动触发的事件等)。心脏治疗设备可以周期性地测量患者的固有AV传导时间或间期，并且响应于所测得的固有AV传导时间来调整AV延迟，以便例如优化心脏功能。

例如，CRT算法(例如，由IMD执行)可以通过将用于心室起搏的延迟(例如，起搏AV延迟、感知AV延迟等)强制为较长值(例如，300毫秒(ms)、350ms等)来每分钟一次地测量患者的固有AV传导时间。常规地，已经周期性地(例如，每60秒)执行固有AV传导时间测量，使得CRT算法可以适于患者的固有AV传导时间的变化。自适应CRT治疗的示例在于2012年1月30日提交的US 9,403,019、以及美国专利号9,789,319中示出并进行了描述，这些美国专利通过引用以其全文结合在此。

换言之，CRT算法可以在一次或多次心跳上暂时暂停或中断起搏治疗，以便测量在修改或调整(例如，优化)诸如AV延迟等一个或多个起搏参数时使用的患者的固有AV传导时间。

本文所描述的一个或多个示例性方法和设备可以提供对左心室(LV)起搏计时的频繁调整，而无需周期性停止起搏治疗(例如，CRT)来测量患者的固有AV传导时间。在至少一个实施例中，可以接近LV起搏的计时地监测远场或近场右心室电描记图(EGM)。对于远场EGM，EGM的峰值负斜率可以指示局部右心室(RV)激动。对于近场EGM，绝对峰值EGM幅度可以指示局部RV激动。相对于LV起搏的递送，局部RV激动的计时——其为所测得的右心室激动时间——可以用于调整未来的LV起搏计时(例如，AV延迟)。

感测模块耦合(例如，电耦合)至感测装置，所述感测装置除了附加的感测装置以外可以包括电极以便监测心脏12的电活动，例如，心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号等。ECG/EGM信号可用于测量或监测激动时间(例如，心室激动时间等)、心率(HR)、心率变异性(HRV)、心率震荡(HRT)、减速/加速能力、减速序列发生率、T波交替(TWA)、P波到P波的间期(也指P-P间期或A-A间期)、R波到R波的间期(也指R-R间期或V-V间期)、P波到QRS波群的间期(也指P-R间期、A-V间期或P-Q间期)、QRS波群形态、ST段(即，连接QRS波群和T波的段)、T波改变、QT间期、电向量等。

如果IMD被配置为生成起搏脉冲并将起搏脉冲递送给心脏12，则控制模块可以包括可实施为硬件、固件、软件或其任何组合的起搏器计时和控制模块。起搏器计时和控制模块可以包括与处理器、比如微处理器分离的诸如ASIC等一个或多个专用硬件电路和/或由处理器的组件——其可以是微处理器或ASIC——执行的软件模块。起搏器计时和控制模块可以包括可编程计数器，这些可编程计数器控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR、以及其他单腔起搏模式和双腔起搏模式相关联的基础时间间期。在上述起搏模式中，“D”可以指示双腔，“V”可以指示心室，“I”可以指示抑制型起搏(例如，无起搏)，并且“A”可以指示心房。起搏模式中的第一个字母可以指示被起搏的腔室，第二个字母可以指示其中感测到电信号的腔室，并且第三个字母可以指示其中提供对感知响应的腔室。

一般情况下，可以基于一个或多个感知生理信号等来调整或修改CRT的一个或多个参数(例如，起搏参数)，以便例如向患者递送有效的心脏治疗。CRT的可调整的一个参数是AV延迟，所述AV延迟可以用于基于感知固有心房活动或起搏心房活动来确定何时递送心室起搏。通常，可以基于对患者的固有AV传导时间的测量来调整AV延迟。为了测量患者的固有AV传导时间，CRT方法和设备可以在一次或多次心跳上暂时暂停起搏治疗，使得可以监测患者心脏的自然去极化。

关于示例性方法300(图8)和方法500(图10)示出并描述了本公开。图1至图7描绘并描述了包括被配置为执行方法300或500的植入式设备的各种心脏起搏系统。方法300或500通过使用在起搏治疗期间监测的心室激动时间在不暂时暂停起搏治疗的情况下调整起搏参数(例如，AV延迟等)。例如，心室激动时间可以与用于递送心室起搏(例如，仅LV起搏、仅RV起搏、双心室起搏等)的最佳计时相关联或相关，并且因此，在起搏治疗期间监测的心室激动时间可以用于调整一个或多个起搏参数，如例如AV延迟(其用于确定何时递送心室起搏)。

图1是展示了示例系统10的概念图，所述系统包括植入在患者14的胸腔外部的皮下设备SD30(例如，皮下植入式复律除颤器(S-ICD)、循环记录器(即，)等)以及植入在患者14的右心室18内的无引线起搏设备LPD16。SD 30可以植入在胸腔外部并在脉管系统内。另外地或可替代地，植入式医疗设备可以在胸骨下/胸骨后植入，如在与2013年5月6日提交的名称为“IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE SYSTEM HAVING IMPLANTABLE CARDIACDEFIBRILLATOR SYSTEM AND SUBSTERNAL LEADLESS PACING DEVICE(具有植入式心脏除颤器系统和胸骨下无引线起搏设备的植入式医疗设备系统)”的美国专利9,717,923中描述的，所述美国专利通过引用结合在此。在图1的示例中，系统10包括LPD 16和SD 30。外部编程器20可以被配置为与LPD 16和SD 30中的一者或两者进行通信。SD 30和LPD 16可以被配置为以主从通信模式进行通信。一般情况下，SD 30与LPD 16之间没有导线或其他的直接电(例如，硬连线)连接。以这种方式，SD 30与LPD 16之间的任何通信都可以被描述为“无线”通信。患者14通常是人类患者，但也不一定如此。

示例性SD 30包括被配置为皮下植入在患者14的胸腔外部的壳体32。例如，皮下植入位置可以在心切迹之前。另外，壳体32可以承载三个皮下电极34A至34C(统称为“电极34”)。在其他示例中，壳体32可以承载少于或多于三个电极。引线36可以被配置为耦合到壳体32并且从壳体32延伸到患者14体内的不同皮下位置。例如，引线36可以在与背阔肌的一部分相邻的位置处横向且向后穿透患者14的背部。引线36可以沿引线36的长度承载线圈电极38并且在引线36的远端处承载感测电极40。SD 30可以被配置为使得心脏12可以至少部分地布置在壳体30与引线36的线圈电极38之间。在一些示例中，引线36可以承载两个或更多个线圈电极38和/或两个或更多个感测电极40。

SD 30可以在壳体32内包含信号处理和治疗递送电路系统，用于检测心脏病症(例如，心室不同步、心律失常，比如心动过缓病症和心动过速病症等)并与LPD 16进行通信以向心脏12施加适当的电刺激(例如，起搏和/或抗快速性心律失常电击治疗(例如，除颤或心脏复律电击脉冲))。SD 30还可以被配置为经由一个或多个电极34施加起搏脉冲。SD 30可以被配置为在线圈电极38与电极34中的一个或多个和/或SD 30的导电壳体32(例如，附加金属壳电极)之间施加抗快速性心律失常电击脉冲。SD 30可以被配置为经由RF通信链路、电感耦合或某种其他的无线通信协议与编程器20进行通信。

SD 30与传统使用的ICD的不同之处在于，壳体32的大小可以比传统ICD的壳体大，以便容纳例如更大容量的电池。另外，SD 30可以皮下地植入，而传统ICD可以植入肌肉下或患者14体内的更深处。在其他示例中，壳体32的形状或大小可以不同，以便皮下地植入而不是植入在肌肉下或在深层组织内。此外，SD 30不包括被配置为放置在血流中的引线(例如，心内膜或心外膜引线)。相反，SD 30可以被配置为将一个或多个电极(例如，电极34)与承载除颤线圈电极38和感测电极40的一个或多个皮下引线(例如，引线36)一起承载在壳体32上。在其他示例中，引线36可以包括附加电极。SD 30的这些皮下植入的电极可以用于在没有创伤性血管引线的情况下提供与传统ICD的治疗类似的治疗。在其他示例中，SD 30的确切配置、形状和大小可以针对不同的应用或患者而变化。虽然SD 30一般被描述为包括一个或多个电极，但是SD 30通常可以包括用于递送电信号(例如，治疗)和/或提供至少一个感测向量的至少两个电极。其他示例性SD 30可以与LPD 16组合使用。例如，SD 30包括静脉植入设备(IID)、ICD、或起搏器、或任何其他适当的设备。

系统10还包括一个或多个LPD，比如LPD 16。LPD 16可以是例如经由承载在LPD 16的壳体上的电极向心脏12提供电信号的植入式无引线起搏设备(例如，起搏器、复律器和/或除颤器)。在图1的示例中，LPD 16植入在心脏12的左心室16内以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激，例如，比如融合起搏等CRT。融合起搏涉及仅左心室(LV)24起搏，其中，LPD 16上的起搏电极与固有右心室(RV)激动相协调。本公开涉及左心室融合起搏。然而，融合起搏还可以涉及利用LPD 16上的起搏电极与固有LV激动相协调地对RV进行起搏。在这种场景下，LPD 16被放置在右心室18内。

LPD 16在图1中示意性地示出为经由穿透组织的一个或多个固定元件(例如，尖齿、螺旋等)附接到左心室24的壁上。这些固定元件可以将LPD 16固定到心脏组织上并且保持电极(例如，阴极或阳极)与心脏组织接触。LPD 16还可以包括一个或多个运动传感器(例如，加速度计)，所述运动传感器被配置为从心脏12的这些机械运动中检测和/或确认心脏病症(例如，心室不同步、快速性心律失常等)。由于LPD 16包括承载在LPD 16的壳体外部上的两个或更多个电极，因此不需要其他引线或结构来停留于心脏12的其他腔室中。然而，在其他示例中，系统10可以包括在心脏12的对应腔室(例如，左心房26、右心房22)内的附加LPD。

使用承载在LPD 16的壳体上的电极可以能够感测固有电信号，例如，心电图(ECG)。SD 30可以类似地感测来自电极34、38和40的感测向量的固有电信号。这些固有信号可以是由心肌生成并且指示心脏12在心动周期期间的不同时间上的去极化和复极化的电信号。LPD 16可以根据这些心脏信号生成电描记图，所述电描记图可以由LPD 16用于检测心脏病症(例如，心室不同步、心律失常，比如快速性心律失常)或识别其他心脏事件，例如，心室去极化或心房去极化。LPD 16还可以测量所承载电极的阻抗和/或确定旨在与心脏组织接触的那些电极的夺获阈值。另外，LPD 16可以被配置为与外部编程器20进行通信。由LPD 16用于进行感测和起搏的电极的配置通常可以被认为是双极的，但也可以使用单极的。

外部编程器20可以被配置为与SD 30和LPD 16中的一者或两者通信。在外部编程器20仅与SD 30和LPD 16中的一者通信的示例中，非通信设备可以从与编程器20通信的设备接收指令或向所述设备传送数据。在一些示例中，编程器20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20可以包括从用户接收输入的用户界面。在其他示例中，用户还可以经由联网计算设备远程地与编程器20交互。用户可以与编程器20交互以便与LPD 16和/或SD 30通信。例如，用户可以与编程器20交互以发送询问请求并检索治疗递送数据、更新限定治疗的治疗参数、管理LPD 16和/或SD 30之间的通信、或执行关于LPD 16和/或SD 30的任何其他活动。尽管用户是医师、技术人员、外科医生、电生理学家或其他医疗保健专业人员，但是在一些示例中，用户可以是患者14。

编程器20还可以允许用户限定LPD 16和/或SD 30如何感测电信号(例如，ECG)、检测心脏病症(例如，心室不同步、心律失常等)、递送治疗、以及与系统10的其他设备通信。例如，编程器20可以用于改变检测参数。在另一示例中，编程器20可以用于管理限定诸如CRT等治疗的治疗参数。此外，编程器20可以用于更改LPD 16与SD 30之间的通信协议。例如，编程器20可以指示LPD 16和/或SD 30在单向通信与双向通信之间切换和/或改变LPD 16和/或SD 30中的哪一个负责心脏病症的初始检测。

编程器20可以使用本领域中已知的任何技术经由无线通信与LPD 16和/或SD 30通信。通信技术的示例可以包括例如射频(RF)遥测术，但是也考虑其他技术。在一些示例中，编程器20可以包括编程头，所述编程头可以邻近患者的身体靠近LPD 16和/或SD 30植入部位放置，以便改善LPD 16和/或SD 30与编程器20之间的通信质量或安全性。

LPD 16和SD 30可以参与通信以促进对心室不同步的适当检测和/或CRT的递送。通信可以包括单向通信，其中，一个设备被配置为发射通信消息，而另一个设备被配置为接收这些消息。通信可以替代地包括双向通信，其中，每个设备被配置为发射和接收通信消息。LPD 16和SD 30可以被配置为彼此通信以提供替代性电刺激治疗。

尽管LPD 16可以至少部分地判定LPD 16是否向患者14递送CRT或另一种治疗，但LPD 16可以响应于接收到来自SD 30的请求并且在LPD 16不进行任何进一步分析的情况下执行一个或多个功能。以这种方式，SD 30可以充当主设备，并且LPD 16可以充当从设备。在这种配置中，LPD 16被动地进行感测。具体地，采用VVT模式作为触发模式以同步地进行起搏。在一个或多个实施例中，LPD 16可以被配置为主动地进行感测。

图2A和图2B是概念图，展示了图1的SD 30的不同视图。图2A是SD 30的顶视图，并且图2B是SD 30的正视图。在图2A和图2B的示例中，壳体32可以构造成具有基本上肾形轮廓的卵形或诸如图7D中所示的形状等任何其他合适的形状。壳体32的卵形形状可以促进易于皮下植入，并且可以在正常的身体移动和胸部肌肉组织的挠曲期间使患者不适最小化。在其他示例中，壳体32可以构造成具有不同的形状，这些形状旨在用于不同的植入位置和/或容纳不同的组件、皮下引线、或图2B电极34的配置。

壳体32可以包含SD 30的电子电路系统。头48和连接器46可以在远端线圈电极38和引线36的远端感测电极40与壳体32内的电路系统之间提供电连接。皮下引线36可包括远端除颤线圈电极38、远端感测电极40、绝缘柔性引线体42和近端连接器引脚44。远端感测电极40的大小可以适当地设置为匹配有待组合使用的电极34A至34C的感测阻抗。

在一些示例中，电极34各自焊接到壳体32的扁平周边上的位置中并且连接到壳体32内的电子电路系统。电极34可以由平板构成，或者可替代地由螺旋电极构成(如美国专利号6,512,940中所描述的，所述美国专利以其全文结合在此)，并且安装在非导电环绕护罩中(如美国专利号6,522,915和6,622,046中所描述，所述两个美国专利均以其全文结合在此)。如图2B中所示的电极34可以定位在壳体32上以形成正交信号向量。然而，在其他示例中，电极34可以被定位为形成任何非正交信号向量。另外，壳体32可以包括少于或多于三个的电极。此外，壳体32可以被配置为导电表面并且用作电极。壳体32可以被称为“金属壳电极”或用作中性电极。在一些示例中，壳体32可以在电刺激(例如，起搏脉冲、抗快速性心律失常电击)的递送期间用作具有线圈电极38的电极。

图3是概念图，展示了图1的示例LPD 16。示例性LPD 16可以是可从位于爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic Plc)商购的MICRA^TM。如图3中所示，LPD 16包括外壳50、盖部58、电极60、电极52、固定机构62、法兰54和开口56。外壳50和盖部58可以一起被认为是LPD16的壳体。以这种方式，外壳50和盖部58可以包围并保护LPD 16内的各个电组件。外壳50可以基本上包围所有的电组件，并且盖部58可以对外壳50进行密封并且创建LPD 16的气密密封壳体。虽然LPD 16一般被描述为包括一个或多个电极，但是LPD 16通常可以包括至少两个电极(例如，电极52和60)以递送电信号(例如，治疗，比如CRT)和/或提供至少一个感测向量。电极52和60承载在由外壳50和盖部58创建的壳体上。以此方式，电极52和60可以被认为是无引线电极。在图3的示例中，电极60被布置在盖58的外表面上。电极60可以是被定位成在植入时接触心脏组织的圆形电极。电极52可以是布置在外壳50的外表面上的环形或圆柱形电极。外壳50和盖部58两者可以电绝缘。电极60可以用作阴极并且电极52可以用作阳极，或者反之亦然，以用于递送CRT或其他适当的心脏治疗(ATP、电击等)。然而，电极52和60可以用于任何刺激配置。另外，电极52和60可以用于检测来自心肌的固有电信号。在其他示例中，LPD 16可以包括三个或更多个电极，其中，每个电极都可以递送治疗和/或检测固有信号。由LPD 16递送的CRT可以被认为对患者14“无痛”或甚至不被患者14检测到，因为与替代设备相比，电刺激非常接近心肌或在心肌处发生并且以相对低的能量水平发生。

固定机构62可以将LPD 16附接至心脏组织。固定机构62可以是主动固定齿、螺钉、钳子、粘合构件、或将设备附接至组织的任何其他类型。如图3的示例所示，固定机构62可以由维持预成型的形状的记忆材料来构建。在植入过程中，固定机构62可以向前挠曲以刺穿组织并且被允许朝向外壳50向后挠曲。以此方式，固定机构62可以嵌入在目标组织内。

法兰54可以设置在外壳50的一端上，以便使得能够拴系或取出LPD 16。例如，缝合线或其他设备可以绕法兰54和/或通过开口56插入并且附接至组织。以此方式，法兰54可以提供次附接结构，以用于在固定机构62失效的情况下在心脏12内拴系或维持LPD 16。一旦LPD 16需要被从患者14体内移出(或移除)，则法兰54和/或开口56还可以用于取出所述LPD，如果这种动作被认为是必要的话。

在另一示例中，LPD 16可以被配置为植入在心脏12外部，例如，心脏12的心外膜附近或附接到所述心外膜。由融合起搏LPD 16的壳体承载的电极可以放置成与心外膜接触和/或一个或多个电极与心外膜相接触地放置在足以提供治疗的位置处(例如，在左心室和/或右心室的外表面上)。在任何示例中，SD 30可以与植入在心脏12内部或外部的一个或多个无引线或引线设备进行通信。

图4是功能框图，展示了图1的SD 30的示例配置。在所展示的示例中，SD 30包括处理器70、存储器72、电击模块75、信号发生器76、感测模块78、遥测模块74、通信模块80、活动传感器82和电源84。存储器72包括计算机可读指令，所述指令当由处理器70执行时，使SD30和处理器70执行归属于本文的SD 30和处理器70的各种功能(例如，检测心室不同步、与LPD 16通信、和/或递送抗快速性心律失常电击治疗(如果需要的话))。存储器72可以包括任何易失性、非易失性、磁、光或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存和/或任何其他数字或模拟介质。

处理器70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)或等效离散或模拟逻辑电路系统中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器70可以包括多个组件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA、以及其他离散或集成逻辑电路系统的任何组合。归属于本文处理器70的功能可以实施为软件、固件、硬件或其任何组合。

处理器70根据可以存储在存储器72中的治疗参数来控制信号发生器76向心脏12递送刺激治疗。例如，处理器70可以控制信号发生器76来递送具有由治疗参数指定的幅度、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲(例如，电击脉冲)。以这种方式，信号发生器76可以经由电极34、38和/或40向心脏12递送电脉冲。另外，壳体30可以被配置为电极并且耦合到信号发生器76和/或感测模块78。SD 30可以使用任何电极组合来递送抗心动过速治疗和/或检测来自患者14的电信号。然而，通常，如果有必要，线圈电极38可以用于递送抗快速性心律失常电击。

信号发生器76还可以包括电击模块75。电击模块75可以包括递送抗快速性心律失常电击所需的电路系统和/或电容器。例如，信号发生器76可以对电击模块75进行充电以便为递送电击做准备。然后，电击模块75可以放电以使信号发生器76能够经由一个或多个电极将电击递送给患者14。在其他示例中，电击模块75可以位于SD 30内但在信号发生器76外部。

信号发生器76电耦合至电极34、38和40。在所展示的示例中，信号发生器76被配置为生成电刺激(例如，抗快速性心律失常电击治疗)并将其递送给心脏12。例如，信号发生器76可以使用电击模块75经由电极34、38和40的子集向心脏12递送电击。在一些示例中，信号发生器76可以以电脉冲的形式递送起搏刺激、复律电击或除颤电击。在其他示例中，信号发生器可以以诸如正弦波、方波或其他基本上连续的时间信号等其他信号的形式来递送这些类型的刺激或电击中的一种或多种。

信号发生器76可以包括开关模块，并且处理器70可以使用开关模块例如经由数据/地址总线来选择使用可用电极中的哪些来递送电击或起搏脉冲。开关模块可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将刺激能量选择性地耦合到所选择电极的任何其他类型的切换设备。

电感测模块78可以被配置为监测来自电极34、38和40中的至少一个的信号，以便监测心脏12的电活动、阻抗或其他电现象。可以进行感测以确定心率或心率变异性，或者检测心律失常(例如，快速性心律失常)或其他电信号。感测模块78还可以包括开关模块，所述开关模块根据在当前感测配置中所使用的电极组合或电极向量来选择使用可用电极中的哪些来感测心脏活动。在具有若干电极的示例中，处理器70可以经由感测模块78内的开关模块来选择用作感测电极的电极，即，选择感测配置。感测模块78可以包括一个或多个检测通道，其中每一个可以耦合到所选电极配置，以经由此电极配置来检测心脏信号。一些检测通道可以被配置为检测诸如P波或R波等心脏事件，并且向处理器70提供发生此类事件的指示，例如，如授予Keimel等人的于1992年6月2日发布的名称为“APPARATUS FOR MONITORINGELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS(用于监测电生理信号的装置)”的美国专利号5,117,824中所描述的，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。处理器70可通过经由数据/地址总线提供信号来控制感测模块78的功能。

处理器70可以包括计时和控制模块，所述计时和控制模块可以实施为硬件、固件、软件或其任何组合。计时和控制模块可以包括与其他处理器70组件(诸如微处理器)分离的专用硬件电路(诸如ASIC)或由处理器70的组件(其可以是微处理器或ASIC)执行的软件模块。计时和控制模块可以实施可编程计数器。如果SD 30被配置为生成起搏脉冲并将起搏脉冲递送到心脏12，则这种计数器可以控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR以及其他起搏模式相关联的基本时间间期。

由处理器70内的计时和控制模块定义的间期可以包括心房和心室逸搏间期、感测的P波和R波无效的不应期(以重新开始逸搏间期的计时)以及起搏脉冲的脉冲宽度。作为另一示例，对于向心脏12递送电刺激期间和之后的时间间期，计时和控制模块可以停止来自感测模块78的一个或多个通道的感测。这些间期的持续时间可由处理器70响应于存储器72中存储的数据而确定。处理器70的计时和控制模块还可以确定心脏起搏脉冲的幅度。

在利用感测模块78的检测通道感测到R波和P波时，可重置由处理器70的计时和控制模块实施的间期计数器。存在于间期计数器中的计数值在被感知R波和P波重置时可以由处理器70用于测量R-R间期、P-P间期、P-R间期和R-P间期的持续时间，这些是可以存储在存储器72中的测量结果。在一些示例中，处理器70可以基于AV间期和P波宽度测量结果来确定已发生心室不同步。通过基于AV间期和P波宽度测量结果每分钟更新AV延迟来自动解决心室不同步。

在一些示例中，通信模块80可以用于检测来自LPD 16的通信信号。LPD 16可以不包括遥测电路系统。相反，LPD 16可以经由一个或多个电极生成电信号，这些电信号具有表示有待发送到SD 30的信息的幅度和/或模式。电信号可以由起搏脉冲或被配置为由SD 30检测的单独通信信号承载。以这种方式，通信模块80可以被配置为监测由感测模块78感测的信号并确定何时从LPD 16接收通信消息。

在其他示例中，SD 30还可以使用来自电极34、38和40中的一个或多个的电信号将通信消息传送到LPD 16。在这种情况下，通信模块80可以耦合到信号发生器76以控制所生成的电信号或脉冲的参数。可替代地，处理器70可以经由感测模块78检测通信和/或经由信号发生器76生成用于递送的通信。尽管通信模块80可以用于经由电极34、38和40使用电信号进行通信，但是通信模块80可以替代地或另外地使用诸如RF遥测等无线协议来与LPD 16或其他医疗设备通信。在一些示例中，遥测模块74可以包括这种无线通信功能。

存储器72可以被配置为存储各种操作参数、治疗参数、感知数据和检测数据、以及与对患者14的监测、治疗和疗法相关的任何其他信息。存储器72可以存储例如指示诸如心室不同步等心脏病症的阈值和参数和/或至少部分地限定诸如融合起搏等所递送CRT的治疗参数值。在一些示例中，存储器72还可以存储传送到LPD 16和/或从所述LPD接收的通信。

活动传感器82可以包含在SD 30的壳体内，并且包括一个或多个加速度计或能够检测SD 30的运动和/或位置的其他设备。例如，活动传感器82可以包括被配置为检测空间中任何方向上的加速度的3轴加速度计。可由处理器70使用活动传感器82所检测到的加速度来识别感测模块78所检测到的信号中的潜在噪声和/或确认检测到心律失常或其他患者病症。

遥测模块74包括用于与诸如编程器20(图1)等另一设备通信的任何适合的硬件、固件、软件或其任何组合。如本文所描述的，遥测模块74可以传送所生成或接收的心律失常数据、治疗参数值、SD 30与LPD 16之间的通信、或任何其他信息。例如，遥测模块74可以传送表示感知生理数据的信息，比如R-R间期或可以由LPD 16用来确定患者14的病症的任何其他数据。遥测模块74还可以用于从编程器20接收更新后的治疗参数。在处理器70的控制下，借助于可以是内部和/或外部的天线，遥测模块74可以从编程器20接收下行遥测并向所述编程器发送上行遥测。处理器70可以例如经由地址/数据总线提供要上传到编程器20的数据以及用于遥测模块74内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块74可以经由多路复用器将接收到的数据提供给处理器70。在一些示例中，SD 30可以向编程器20发信号以进一步与诸如由明尼苏达州明尼阿波里斯市的美敦力公司(Medtronic,Inc.)开发的美敦力网络或者将患者14连结到临床医生的某种其他网络等网络进行通信并通过所述网络传递警报。SD 30可以自发地或响应于来自用户的询问请求而将诊断信息传送到网络。

电源84可以是被配置为保持电荷以操作SD的电路系统的任何类型的设备。电源84可以被提供为可再充电或非可再充电电池。在其他示例中，电源84还可以结合能量采集系统，所述能量采集系统存储来自患者14体内的SD 30的移动的电能。

如本文所描述的，可以存在对SD 30的配置的许多变化。在图2A、图2B和图4的示例中，SD 30可包括：被配置为植入患者14体内在患者14的胸腔外部的壳体32、被配置为布置在胸腔外部的一个或多个电极(例如，电极34、38和40)、以及被配置为至少部分地经由所述一个或多个电极向患者14递送抗快速性心律失常的电击治疗的电击模块75。

SD 30还可以包括通信模块80，所述通信模块被配置为在被配置为植入在患者14的心脏12内的LPD 16与被配置为经由所述一个或多个电极感测来自患者14的心脏12的电信号的感测模块78之间发射和/或接收通信消息。进一步地，SD 30可以包括一个或多个处理器70，所述处理器被配置为检测感知电信号内的心室不同步，并且基于所检测的心室不同步来确定将CRT递送给患者14以治疗所检测的心室不同步。处理器70还可以被配置为经由通信模块80并且在递送CRT之前向LPD 16传送请求LPD 16向患者14的心脏12递送融合起搏的通信消息。

图5是功能框图，展示了图1的LPD 16的示例配置。在所展示的示例中，LPD 16包括处理器90、存储器92、信号发生器96、感测模块98、电击检测器99、活动传感器100、遥测模块94和电源102。存储器92包括计算机可读指令，所述指令当由处理器90执行时，使LPD 16和处理器90执行归属于本文的LPD 16和处理器90的各种功能(例如，检测心室不同步、心律失常，与SD 30通信，以及递送抗心动过速起搏和电击后起搏)。存储器92可以包括任何易失性、非易失性、磁、光或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存和/或任何其他数字或模拟介质。

处理器90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)或等效离散或模拟逻辑电路系统中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器90可以包括多个组件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA、以及其他离散或集成逻辑电路系统的任何组合。归属于本文处理器90的功能可以实施为软件、固件、硬件或其任何组合。

处理器90根据可以存储在存储器92中的治疗参数来控制信号发生器96向心脏12递送刺激治疗。例如，处理器90可以控制信号发生器96来递送具有由治疗参数指定的幅度、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。以这种方式，信号发生器96可以经由电极52和60向心脏12递送起搏脉冲(例如，融合起搏)。虽然LPD 16可以仅包括两个电极，例如，电极52和60，但是在其他示例中，LPD 16可以利用三个或更多个电极。LPD 16可以使用任何电极组合来递送治疗和/或检测来自患者14的电信号。

信号发生器96电耦合到承载在LPD 16的壳体上的电极52和60。在所展示的示例中，信号发生器96被配置为生成电刺激治疗并将电刺激治疗递送给心脏12。例如，信号发生器96可以经由电极52和60将脉冲递送到心脏12内的心肌的一部分。在一些示例中，信号发生器96可以以电脉冲的形式递送起搏刺激。在其他示例中，信号发生器可以以诸如正弦波、方波或其他基本上连续的时间信号等其他信号的形式来递送这些类型的刺激中的一种或多种。虽然一般将LPD 16描述为递送起搏脉冲，但在其他示例中，LPD 16可以递送复律或除颤脉冲。可以将如由一组参数所限定的融合起搏递送给患者14。这些参数可以包括脉冲间期、脉冲宽度、电流幅度和/或电压幅度、以及每种起搏模式的持续时间。

信号发生器96还可以包括用于测量电极52和60中一个或两个的夺获阈值的电路系统。夺获阈值可以指示诱导周围心肌的去极化所需的电压。例如，信号发生器96可以测量诱导同步心室收缩所需的起搏信号的电压。在LPD 16包括多于两个电极的示例中，信号发生器96可以包括开关模块，并且处理器90可以使用开关模块例如经由数据/地址总线来选择使用可用电极中的哪些来递送起搏脉冲。开关模块可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将刺激能量选择性地耦合到所选择电极的任何其他类型的切换设备。在夺获阈值超过可用极限的实例中，处理器90可以停止治疗起搏的递送。另外，如果不能递送起搏，则处理器90可以将通信传送到SD 30。

电感测模块98监测来自电极52和60中的至少一个的信号，以便监测心脏12的电活动、阻抗或其他电现象。可以进行感测以确定心率或心率变异性，或者检测心室不同步、心律失常(例如，快速性心律失常)或其他电信号。感测模块98还可以包括开关模块，所述开关模块根据在当前感测配置中所使用的电极组合或电极向量来选择使用可用电极(或电极极性)中的哪些来感测心脏活动。在具有若干电极的示例中，处理器90可以经由感测模块98内的开关模块来选择用作感测电极的电极，即，选择感测配置。感测模块98可以包括一个或多个检测通道，其中每一个可以耦合到所选电极配置，以经由此电极配置来检测心脏信号。一些检测通道可以被配置为检测诸如P波或R波等心脏事件，并且向处理器90提供发生此类事件的指示，例如，如授予Keimel等人的于1992年6月2日发布的名称为“APPARATUS FORMONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS(用于监测电生理信号的装置)”的美国专利号5,117,824中所描述的，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。处理器90可通过经由数据/地址总线提供信号来控制感测模块98的功能。

处理器90可以包括计时和控制模块，所述计时和控制模块可以实施为硬件、固件、软件或其任何组合。计时和控制模块可以包括与其他处理器90组件(诸如微处理器)分离的专用硬件电路(诸如ASIC)或由处理器90的组件(其可以是微处理器或ASIC)执行的软件模块。计时和控制模块可以实施可编程计数器。如果LPD 16被配置为生成起搏脉冲并将起搏脉冲递送到心脏12，则这种计数器可以控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR以及其他起搏模式相关联的基本时间间期。可以使用这类模式递送起搏的示例LPD在授予Bonner等人的于2012年10月31日提交的名称为“LEADLESSPACEMAKER SYSTEM(无引线起搏器系统)”的美国专利申请号13/665,492或授予Bonner等人的于2012年10月31日提交的名称为“LEADLESS PACEMAKER SYSTEM(无引线起搏器系统)”的美国专利申请号13/665,601中进行了描述。授予Bonner等人的美国专利申请号13/665,492和授予Bonner等人的美国专利号13/665,601两者都通过引用以其全文结合在此。

除了检测和识别特定心律类型(心脏事件类型)之外，感测模块98还可以对所检测的固有信号进行采样以生成电描记图或其他基于时间的心脏事件指示。处理器90还可以能够协调来自植入在心脏12的不同腔室中的不同LPD、比如植入在另一个心室中的LPD的起搏脉冲的递送。例如，处理器90可以经由感测模块98识别来自其他LPD的所递送脉冲并更新脉冲计时。在其他示例中，LPD可以经由遥测模块94和/或载波(比如刺激波形)上的指令彼此通信。

存储器92可以被配置为存储各种操作参数、治疗参数、感知数据和检测数据、以及与对患者14的治疗和疗法相关的任何其他信息。在图5的示例中，存储器92可以存储感知ECG、所检测的心律失常、来自SD 30的通信、以及治疗参数。在其他示例中，存储器92可以用作用于在数据可以被上传到SD 30、另一个植入设备或编程器20之前存储所述数据的临时缓冲器，。

活动传感器100可以包含在LPD 16的壳体内，并且包括一个或多个加速度计或能够检测LPD 16的运动和/或位置的其他设备。例如，活动传感器100可以包括被配置为检测空间中任何方向上的加速度的3轴加速度计。具体地，所述3轴加速器可以用于检测可以指示心脏事件和/或噪声的LPD 16运动。例如，处理器可以监测来自活动传感器100的加速度以确认或检测心律失常。由于LPD 16可以与心脏12的腔室壁一起移动，因此所检测的加速度变化也可以指示收缩。因此，LPD 16可以被配置为识别心率并确认经由感测模块98感测的心室不同步。

遥测模块94包括用于与诸如编程器20或SD 30(图1)等另一设备通信的任何适合的硬件、固件、软件或其任何组合。在处理器90的控制下，借助于可以是内部和/或外部的天线，遥测模块94可以从编程器20接收下行遥测并向所述编程器发送上行遥测。处理器90可以例如经由地址/数据总线提供要上传到编程器20的数据以及用于遥测模块94内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块94可以经由多路复用器将接收到的数据提供给处理器90。

在一些示例中，LPD 16可以向编程器20发信号以进一步与诸如由明尼苏达州明尼阿波里斯市的美敦力公司(Medtronic,Inc.)开发的美敦力网络或者将患者14连结到临床医生的某种其他网络等网络进行通信并通过所述网络传递警报。LPD 16可以自发地或响应于来自用户的询问请求而将信息传送到网络。

在其他示例中，处理器90可以被配置为使用电极52和60将信息传送到另一设备，比如SD 30。例如，处理器90可以控制信号发生器96生成表示命令的电信号，比如心室不同步的检测、表明已经检测到心室不同步的确认、用于监测针对心室不同步的电信号的请求、或者甚至是用于“唤醒”处于睡眠模式的SD的信号。在其他示例中，处理器90可以使遥测模块94传送表示感知生理数据的信息，比如R-R间期或可以由SD 30用来确定患者14的病症(例如，患者14是否正在经历心室不同步)的任何其他数据。通信可以采用专用通信信号的形式。

可替代地，处理器90可以通过以特定间期递送可由SD 30识别为非生理性的并且旨在传达信息的起搏脉冲来与SD 30通信。换言之，这些脉冲旨在用于与SD 30通信。SD 30可以被配置为从指示正常或非正常心跳的信号、指示异位或非异位心跳的信号、指示噪声的信号(例如，骨骼肌噪声)或指示典型生理或治疗电信号的任何其他信号中识别或区分这些脉冲。通信脉冲可以是或可以不是治疗性脉冲或信号。SD 30可以检测这些脉冲之间的间期作为来自LPD 16的特定消息的代码。例如，起搏脉冲可以以可由SD 30检测的某些模式而变化和/或重复，并且仍然是治疗性的。LPD 16还可以被配置为经由电极52和60来检测这种通信消息。处理器90可以监测感测模块98以进行这种通信。可替代地，LPD 16可以包括与图4的通信模块80类似的通信模块，用于检测经由感测模块98接收的任何通信。在任何示例中，LPD 16可以被配置为使用任何类型的通信协议进行去往或来自诸如SD 30等另一设备的单向通信、或者与诸如SD 30等另一设备的双向通信。

电源102可以是被配置为保持电荷以操作LPD 16的电路系统的任何类型的设备。电源102可以被提供为可再充电或非可再充电电池。在其他示例中，电源102可以结合能量采集系统，所述能量采集系统存储来自LPD 16在患者14体内移动的电能。

如本文所描述的，可以存在对LPD 16的配置的许多变化。在一个示例中，LPD 16包括：被配置为植入患者14的心脏12内的壳体、耦合到壳体的一个或多个电极(例如，电极52和60)、被配置为将壳体附接到心脏12的组织的固定机构62、被配置为经由所述一个或多个电极感测来自患者14的心脏12的电信号的感测模块98、以及被配置为经由所述一个或多个电极向患者14的心脏12递送治疗的信号发生器96。LPD 16还可以包括处理器90，所述处理器被配置为从SD 30接收请求LPD 16将CRT递送到心脏12的通信消息，其中，SD 30被配置为植入在患者14的胸腔外部。处理器90还可以被配置为基于感知电信号判定是否将CRT递送到心脏12，并且响应于所述判定而命令信号发生器96递送CRT治疗。处理器90还可以被配置为响应于电击检测器99检测到抗快速性心律失常电击而控制信号发生器96向患者14递送电击后起搏。

图6是功能框图，展示了图1的外部编程器20的示例配置。如图6中所示，编程器20可以包括处理器110、存储器112、用户界面114、遥测模块116和电源118。编程器20可以是具有用于对LPD 16和/或SD 30进行编程的专用软件的专用硬件设备。可替代地，编程器20可以是运行使得编程器20能够对LPD 16和/或SD 30进行编程的应用程序的现成计算设备。

用户可以使用编程器20来配置LPD 16和/或SD 30(图1)的操作参数并从所述LPD和/或所述SD检索数据。在一个示例中，编程器20可以直接与LPD 16和SD 30两者通信。在其他示例中，编程器可以与LPD 16或SD 30之一通信，并且此设备可以向或从其他设备中继任何指令或信息。临床医生可以经由用户界面114与编程器20交互，所述用户界面可以包括用于向用户呈现图形用户界面的显示器以及用于接收来自用户的输入的小键盘或另一机构。另外，用户可以接收来自SD 30的警报或通知，所述警报或通知指示已经递送了电击、已经递送了任何其他治疗、或者与患者14的疗法相关的任何难题或问题。

处理器110可以采用一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路系统等形式，并且归属于本文处理器110的功能可以实施为硬件、固件、软件或其任何组合。存储器112可以存储使得处理器110提供归属于本文编程器20的功能的指令、以及由处理器110用来提供归属于本文编程器20的功能的信息。存储器112可以包括任何固定的或可移除的磁介质、光介质或电介质，诸如RAM、ROM、CD-ROM、硬磁盘或软磁盘、EEPROM等。存储器112还可以包括可用于提供存储器更新或存储器容量的增加的可移除存储器部分。可移除存储器还可以允许容易地将患者数据转移到另一计算设备，或在编程器20用来对另一患者的治疗进行编程之前将所述患者数据移除。

编程器20可以诸如使用RF通信或近端感应交互来与LPD 16和/或SD 30进行无线通信。这种无线通信通过使用可以被耦合到内部天线或外部天线上的遥测模块116而成为可能。被耦合到编程器20上的外部天线可以对应于编程头，所述编程头可以放置于心脏12或预期植入位置上，如以上参考图1所描述的。遥测模块116可以类似于对应的图4和图5的遥测模块74和94。

遥测模块116还可以被配置为经由无线通信技术或经由通过有线连接的直接通信来与另一计算设备通信。可以用来促进编程器20与另一计算设备之间的通信的局部无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集的RF通信、例如根据IrDA标准或其他标准或专有遥测协议的红外通信。与编程器20通信的附加计算设备可以是联网设备，诸如能够处理从LPD 16检索的信息的服务器。在其他示例中，LPD 16可以不使用电击检测器来对电击后起搏的开始或结束进行计时。相反，LPD 16可以基于来自SD 30的命令确定何时递送电击后起搏。例如，SD 30可以确定电击将被递送，并且向LPD 16传送电击即将发生命令。响应于接收到电击即将发生命令，LPD 16可以进入电击状态持续预定时间段。此预定时间段可以存储在存储器92中，或者与来自SD 30的电击即将发生命令一起发送。预定时间段可以具有足够的持续时间，使得在预定时间段到期之前将递送任何电击。响应于预定时间段的流逝，LPD 16可以退出电击状态并进入电击后起搏状态，在所述状态下，LPD 16递送电击后起搏和/或首先判定是否需要电击后起搏。

可以通过挑选适当的基准点(例如，峰值或最大值、谷值或最小值、最小正斜率或负斜率、最大正斜率或负斜率、过零点、阈值越限等)并测量使用起搏电极递送起搏刺激与由非起搏电极感测的电活动(例如，EGM)内的适当基准点之间的时间段来执行激动时间的测量。换言之，可以通过挑选或选择在起搏治疗(例如，双心室刺激、仅LV起搏、仅RV起搏等)期间由非起搏电极记录的EGM内相对于起搏尖峰的适当点来测量起搏电极与远离起搏电极的非起搏电极之间的激动时间。本文将参考图9进一步示出和描述在不同波形或EGM 200内示出的示例性激动时间。所述一组电描记图200包括电描记图202、204、206。

生成示例性电描记图202、204、206以分别显示心房和左心室中的局部活动(202，206)，而全局激动(204)描绘不同的心脏波。第一近场EGM 202显示心房中的局部激动。P波(在图9中表示为901)是使用心房中的电极获得的。例如，右心房引线上的心房尖端到心房环可以用于感测P波。关于美国专利申请序列号15/222,461示出并描述了右心房引线上的心房尖端到心房环的示例，并且所述美国专利申请通过引用以其全文结合在此以便示出可以用于在不使用RV引线的情况下估算起搏延迟(例如，AV延迟)的常规起搏配置。心脏的全局激动——电描记图204——是使用远场电极获得的，并且示出Qon(在图9中表示为903)。示例性远场电极可以从各种来源获得。例如，远场电极可以包括在植入式医疗设备的金属壳或壳体上的电极到与胸骨下引线相关联的D1电极。在另一实施例中，体表电极(例如，ECG带等)可以用于获得心脏的全局激动。R波在图9上表示为904。在图9上表示为905的AV延迟为280ms。电描记图206是使用LV引线上的LV尖端电极和LV环形电极来夺获近场LV活动的双极、近远电描记图。近场电描记图206的峰值对应于局部LV电激动的时间，并且提供对电活动的局部左心室感测时间的估算。本文所描述的示例性方法和/或设备可以跟踪或监测心室激动时间(例如，右心室激动时间、左心室激动时间等)，并基于所监测的激动时间来调整一个或多个起搏参数，比如AV延迟。在图5的示例性方法300中可以看到基本流程的一种表现形式。示例性方法300包括用于测量心室激动时间和基于所测得的心室激动时间来修改在递送起搏治疗时所使用的AV延迟的各种过程。示例性方法300旨在展示本文所描述的设备的总体功能操作，并且不应解释为反映实践本文所描述的所有方法所必需的软件或硬件的具体形式。认为软件的具体形式将主要通过设备(例如，IMD(例如，SD 30和/或LPD 16))中采用的具体系统架构并且通过由设备和/或系统采用的具体检测和治疗递送方法来确定。在考虑到在此的公开的情况下，在任何现代IMD的背景下提供软件和/或硬件以完成所述方法在本领域技术人员的能力之内。

图8的示例性方法300包括：递送起搏治疗(例如，使用本文所描述的IMD)。递送起搏治疗可以包括监测患者的心脏并向患者的心脏递送电起搏脉冲，例如，以维持患者的心跳(例如，调节患者的心跳、改善和/或维持患者的血液动力学效率等)。更具体地，起搏治疗可以包括仅LV起搏或仅RV起搏。换言之，起搏治疗可以被递送到患者心脏的左心室或右心室。如本文所描述的，起搏治疗的递送可以基于包括AV延迟在内的一个或多个起搏参数，这些起搏参数可以根据示例性方法300进行修改。

在起搏治疗的递送期间，起搏治疗可能由于例如患者的身体活动的变化、心脏组织的变化、心室传导速度的变化、心室传导模式的变化、固有传导AV时间的变化、心率的变化、交感神经或副交感神经刺激的变化等而变得不太有效。为了补偿这种变化，示例性方法300可以在起搏治疗的递送期间利用不用于起搏患者心脏的一个或多个电极来感测患者心脏的电活动。例如，可以在从一个或多个起搏电极递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)期间使用至少一个感测电极来感测或监测电活动，使得可以在所述至少一个感测电极(例如，单极或双极配置)的电描记图中感测到或看到由起搏刺激或固有传导(例如，首先发生并导致去极化的那个)产生的电活动。

更具体地，可以使用在起搏治疗的递送期间感测的电活动来测量心室激动时间。在至少一个实施例中，起搏治疗可以是仅LV起搏治疗，其包括仅向患者心脏的左心室(而不是右心室)递送的起搏刺激。如此，递送仅LV起搏治疗的示例性方法可以测量右心室激动时间，所述右心室激动时间为向左心室递送起搏刺激与由于例如固有传导或递送到左心室并传导到右心室的起搏刺激(例如，先发生的那个)而引起的右心室去极化之间的时间。

在至少另一实施例中，起搏治疗可以是仅RV起搏治疗，其包括仅向患者心脏的右心室(而不是左心室)递送的起搏刺激。如此，递送仅RV起搏治疗的示例性方法可以测量左心室激动时间，所述左心室激动时间是向右心室递送起搏刺激与由于例如固有传导或到右心室的起搏刺激(例如，先发生的那个)而引起的左心室去极化之间的时间。

可以关于第一电极和第二电极来描述用于递送起搏刺激和感测在测量激动时间时所使用的电活动的电极。例如，可以用至少第一电极来递送起搏治疗，并且可以用至少第二电极来感测电活动。第二电极或被配置为在递送起搏刺激期间感测电活动的任何其他电极可以不是起搏电极。换言之，第二电极可以不被配置为递送起搏治疗。进一步地，第二或感测电极可以是仅仅不用于递送起搏治疗的起搏电极(例如，从未用于递送起搏治疗、不与第一电极同时用于递送起搏治疗等)。

在仅LV起搏治疗的示例中，第一电极或起搏电极可以被配置为对患者心脏的左心室进行起搏，并且第二电极或感测电极可以被配置为感测患者心脏的右心室的电活动。在至少一个仅LV起搏治疗实施例中，起搏电极或第一电极可以是被配置为对左心室的自由壁进行起搏的LV尖端电极，并且感测电极或第二电极可以是RV环形电极、RV尖端电极或RV细长(例如，除颤)电极。例如，可以在RV尖端电极与RV环形电极之间测量或感测近场右心室EGM。进一步地，例如，可以在RV尖端电极与金属壳电极或壳体电极(例如，电极58)之间测量或感测远场右心室EGM。

在仅RV起搏治疗的示例中，第一电极或起搏电极可以被配置为对患者心脏的右心室进行起搏，并且第二电极或感测电极可以被配置为感测患者心脏的左心室的电活动。在至少一个仅RV起搏治疗实施例中，起搏电极或第一电极可以是被配置为对右心室的心内膜顶端或隔膜壁进行起搏的RV尖端电极，并且感测电极或第二电极可以是LV环形电极、LV尖端电极或LV细长(例如，除颤)电极。例如，可以在LV尖端电极与LV环形电极之间测量或感测近场左心室EGM。进一步地，例如，可以在LV尖端电极与金属壳电极或壳体电极(例如，电极58)之间测量或感测远场左心室EGM。

进一步地，第二电极可以位于远离第一电极(例如，起搏电极)一定距离处，使得可以监测激动时间。例如，如果第一电极和第二电极彼此太靠近，则激动时间可能太短而不能用于修改一个或多个起搏参数，如例如AV延迟。

由于示例性方法300可以不使用起搏电极来感测用于修改诸如AV延迟等一个或多个起搏参数的电活动，因此可以在每次起搏搏动(例如，逐个搏动等)上进行感测，使得起搏治疗不被中断。如此，可以使用示例性方法300在多次心跳中的每次心跳上不间断地监测心室激动时间。

如本文所描述的，可以使用利用一个或多个感测电极感测的电活动来测量心室激动时间。例如，可以选择感知电活动的波形上的基准点以与示例性方法300一起使用。起搏治疗递送(例如，到LV、到RV等)与由起搏治疗(例如，起搏刺激)或固有激动产生的感知电活动的波形内的所选基准点之间的时间是所测得的心室激动时间。

基准点可以被选择为由起搏治疗或固有激动(例如，其乘积)产生的感知电活动中可重复或一致辨识的特性，使得可以重复地或一致地测量心室激动时间。在至少一个实施例中，基准点可以是由感测电极感测的近场波形或电描记图中的峰值或最大值(例如，如图9中所示的电描记图206所示的)。在至少另一实施例中，基准点可以是由感测电极感测的远场波形或电描记图中的峰值负斜率值或最大负斜率值(例如，最陡的负斜率)(例如，如图9中所示的电描记图所示的)。例如，可以对远场电描记图的导数函数进行计算或运算，以确定远场电描记图的峰值负斜率值或最大负斜率值。

基于所测得的激动时间，示例性方法300可以基于所测得的激动时间来修改例如可以在起搏治疗递送中使用的AV延迟。如图8中所示，在示例性方法300可以修改AV延迟之前，示例性方法300可以评估所测得激动时间中的一个或多个以判定是否应当修改AV延迟。例如，可以将一个或多个所测得激动时间与指示有效或最佳起搏治疗的预定参考激动时间进行比较。如果所述一个或多个激动时间比预定参考激动时间大或小所选阈值，则示例性方法300可以修改AV延迟。

预定参考激动时间可以被限定为心室激动时间的最佳值，所述最佳值产生对于固定心率的最大每博量或对于窦房结驱动心率的最大心输出量，或者提供如通过包括基于传感器的测量、体表ECG上的最窄QRS持续时间等在内的任何数量的创伤性或无创性方法测量的有效血液动力学性能。在至少一个实施例中，预定参考激动时间可以通过在植入式医疗设备内实施的映射功能来确定，所述映射功能可以基于对休息时患者的固有AV传导的估计来确定最佳值。

可以通过任何数量的方法建立预定参考激动时间。在至少一个实施例中，可以在医生办公室处进行植入后随访期间针对所选数量个搏动(例如，60次心跳)来评估表示多个所监测心室激动时间的平均值及其变异性。医生或其他从业者可以使用例如患者心脏的心电图在视觉上监测起搏治疗，以确认起搏治疗是有效的。然后，例如，可以计算所监测的心室激动时间的平均值(或任何其他统计)并将其用作指示有效起搏治疗的预定参考激动时间。变异性可以用于计算阈值，所述阈值是与参考激动时间的差，所述差可以是可接受的或可允许的而不指示无效的起搏治疗(其可以发起AV延迟调整)。

在至少一个实施例中，仅LV起搏的参考激动时间可以为大约50毫秒(ms)，并且阈值可以为大约10ms。换言之，在本实施例中，如果所测得的激动时间在约40ms(即，50ms减去10ms)至约60ms(即，50ms加上10ms)之间，则所测得的激动时间可以被确定为提供有效(例如，最佳)起搏治疗，并且因此不应发生对AV延迟的修改。对于每个患者以及用于进行起搏和感测的每个不同电极组合，这种值可以是不同的。

预定参考激动时间可以大于或等于约30ms、约35ms、约40ms、约50ms、约55ms等。进一步地，预定参考激动时间可以小于或等于约60ms、约65ms、约70ms、约80ms等。阈值可以大于或等于约2ms、约3ms、约5ms、约7ms等。进一步地，阈值可以小于或等于约10ms、约12ms、约15ms、17ms等。

在至少一个实施例中，可以对单个所测得的心室激动时间进行评估以便发起或触发对AV延迟的修改。例如，如果最后测得的心室激动时间比预定参考激动时间大或小所选阈值，则可以确定应当修改AV延迟。

在其他实施例中，可以对多于一个所测得的心室激动时间进行评估以发起对AV延迟的修改。例如，如果第一所选数量(例如，5、10等)个连续测得的心室激动时间在第二所选数量(例如，10、20等)个心跳上比预定参考激动时间大或小所选阈值，则可以确定应当修改AV延迟。本文进一步描述了一种包括基于多于一个所测得激动时间来修改AV延迟的确定过程的示例性方法。

更进一步地，可以将一个或多个所测得的心室激动时间的标准偏差与所选变异性阈值进行比较，以判定是否应当修改AV延迟。例如，如果第一所选数量(例如，5)个激动时间差的标准偏差(例如，激动时间差可以是所测得的心室激动时间减去预定参考激动时间)在第二所选数量次心跳(例如，10次心跳)上小于所选的变异性阈值(例如，15ms)，则可以确定应当修改AV延迟。本文进一步描述了包括基于一个或多个所测得心室激动时间的标准偏差来修改AV延迟的确定过程的示例性方法。尽管在本示例中使用了标准偏差来评估变异性，但是可以使用任何统计度量来评估所测得的激动时间。例如，每个激动时间与平均激动时间的绝对偏差的平均值可以用于评估所测得的激动时间。

如果确定不应当调整或修改AV延迟，则示例性方法300可以继续递送起搏治疗、感测电活动、测量心室激动时间、以及评估激动时间以判定是否应当调整AV延迟或任何其他起搏参数(例如，VV延迟、比如从LV或RV中多于一个部位的起搏等多部位起搏的调制等)。如果确定应当调整或修改AV延迟，则示例性方法300可以前进到修改AV延迟。

一般情况下，为了修改AV延迟，可以基于所监测的心室激动时间来缩短或延长AV延迟。例如，在仅LV起搏中(例如，在患有左束支传导阻滞的患者体内)，如果心室激动时间(例如，LV起搏与RV激动之间的时间段，比如图9中所示的RV激动时间)在随后的融合再同步起搏期间增大(例如，RV激动在LV起搏之后发生，朝向右束支传导阻滞激动模式移动)，则可以延长用于LV起搏的AV延迟或将其调整为更长的值，以维持理想的融合。相反，在仅LV起搏中，如果心室激动时间随后减小或变为负(例如，RV激动可以在LV起搏之前发生，朝向左束支传导阻滞激动模式移动)，则可以缩短用于起搏的AV延迟或将其调整为较短的值，以维持理想的融合。

进一步地，当修改AV延迟时，可以将最后使用的AV延迟或一个或多个先前使用的AV延迟的一个或多个统计变化用作修改的起始点。在至少一个实施例中，AV延迟可以被设置为最后使用的AV延迟加上最后测量的激动时间减去预定的参考激动时间。

在一个或多个实施例中，可以使用所选数量个先前AV延迟的众值、中值或平均值(例如，最后五个AV不同延迟、用于最后5次心跳、10次心跳、15次心跳、20次心跳的AV延迟等)来修改AV延迟。例如，AV延迟可以被设置为所选数量(例如，5、10等)个先前AV延迟的众值、中值或平均值之一加上所述所选数量个激动时间差的众值、中值或平均值之一。如本文所描述的，激动时间差可以是所测得的心室激动时间减去预定参考激动时间。

用于修改AV延迟的另一种示例性方法基于所监测的心室激动。所述示例性方法被配置为递送仅LV起搏治疗。如此，所测得的心室激动时间是自左心室被起搏以来的右心室激动时间。换言之，所测得的激动时间是左心室起搏的递送与由于例如到左心室的起搏刺激或固有传导而引起的右心室去极化之间的时间段。

对于每次起搏心跳，可以针对所选数量次或N次心跳(例如，10次连续心跳)连续地或周期性地测量并计算所测得的激动时间或ΔT。所测得的激动时间或ΔT等于心房感测或心房起搏与右心室激动之间的时间(例如，如通过分析右心室的电描记图所确定的)减去AV延迟(例如，心房感测或心房起搏与左心室起搏之间的时间)。

然后可以评估所测得的激动时间。例如，如果所测得的激动时间或ΔT小于(例如，小于或等于)预定参考激动时间或ΔT_参考一所选阈值，或者大于(例如，大于或等于)预定参考激动时间或ΔT_参考所述所选阈值，则可以确定应当调整AV延迟。

如所示的，确定过程还可以评估所测得激动时间的任何统计度量，如例如，所测得激动时间与预定参考激动时间的标准偏差。例如，如果所测得的激动时间或ΔT与预定参考激动时间或ΔT_参考之间的差的标准偏差小于针对第二所选数量次或N次搏动(例如，10次心跳)中的第一所选数量次或M次搏动(例如，5次心跳)的变异性极限(例如，15ms)，则可以确定应当调整AV延迟。如果未确定应当在过程中调整AV延迟，则示例性方法可以继续递送LV起搏而不调整AV延迟。

如果确定应当调整AV延迟，则可以针对下一次搏动来调整AV延迟(例如，心房感测或心房起搏与心室起搏之间的时间段)。例如，AV延迟可以被设置为所选数量次或M次心跳(例如，5次心跳)的AV延迟的中值或最常见值加上所测得激动时间或ΔT与所述所选数量次或M次心跳的预定参考激动时间或ΔT_参考之间的差的中值或最常见值。

在已经调整了AV延迟之后，示例性方法可以评估新调整的AV延迟，以例如判定AV延迟是否已经被调整得太远而无法递送有效的起搏治疗。例如，如果用于起搏的AV延迟达到上限，则可以利用以较短预定AV延迟进行的双心室起搏来代替仅LV融合起搏。短预定AV延迟可以为大约80ms至大约200ms。如果AV延迟尚未超过预定上限值，则示例性方法可以例如使用经调整的AV延迟继续递送仅LV起搏、监测心室激动时间并评估所测得的心室激动时间。进一步地，尽管示例性方法被示出为用于仅LV起搏，但是所述方法也可以通过仅起搏RV并且感测左心室激动以确定用于RV起搏的AV延迟而用于患有右束支传导阻滞的患者。

图7A至图7C是植入有示例性植入式心脏系统400的患者14的概念图，所述系统包括胸骨下/胸骨后LPD 16以便递送CRT(例如，融合起搏、双心室起搏或自适应CRT(即，在双心室起搏与融合起搏之间切换)。植入式心脏系统400可以实施如本文所描述的方法300。图7A是植入有植入式心脏系统400的患者14的正视图。图7B是具有植入式心脏系统400的患者14的侧视图。图7C是具有植入式心脏系统400的患者14的横向视图。植入式心脏系统400包括连接到医疗电引线416的植入式医疗设备(IMD)414，比如植入式心脏除颤器(ICD)或起搏器。示例性胸骨下引线在2015年12月9日提交的名称为EXTRAVASCULAR IMPLANTABLEELECTRICAL LEAD HAVING UNDULATING CONFIGURATION(具有波浪形配置的血管外植入式电引线)的US20160158567A中示出并进行了描述，US20160158567通过引用以其全文结合在此。在图7A至图7C中所展示的示例中，IMD 414皮下地植入在患者14的左腋中线上。然而，IMD 414可以植入在患者14身体上的其他皮下位置处，如本文所描述的。

除颤引线416包括连接至IMD 414的近端以及包括一个或多个电极的远端。除颤引线416在皮下从IMD 414向剑突延伸。在靠近剑突的位置处，除颤引线416弯曲或转弯，并且基本上平行于胸骨422皮下地向上方延伸。除颤引线416的远端可以定位在患者14的第二根或第三根肋骨附近。然而，根据IMD414的位置和其他因素，除颤引线416的远端可以定位在更上方或更下方。虽然在图7A至图7C的示例中示出为是从胸骨422横向偏离并且基本上平行于所述胸骨延伸，但是除颤引线416可以植入在胸骨422上方，偏离胸骨422，但不平行于胸骨422(例如，在近端或远端处从胸骨422横向成角)。

除颤引线416包括除颤电极424(D1)，其可以是朝向除颤引线416的远端的细长线圈电极。除颤引线416被放置成使得除颤电极424(D2)与IMD 414的壳体电极或金属壳电极之间的治疗向量基本上横跨心脏12的心室。

除颤引线416还可以包括朝向除颤引线416的远端定位的感测电极和/或起搏电极428和430。在图7A至图7C所示的示例中，感测电极(分别地S1、S2)428和430通过除颤电极424彼此分离。IMD 414可以经由感测向量的组合来感测心脏12的电活动，所述感测向量的组合包括电极428和430与IMD 414的壳体或金属壳电极的组合。例如，IMD 414可以获得使用电极428与430之间的感测向量所感测的电信号，获得使用电极428与IMD 414的导电壳体或者金属壳电极之间的感测向量所感测的电信号，获得使用电极430与IMD 414的导电壳体或金属壳电极之间的感测向量所感测的电信号，或其组合。在一些实例中，IMD 414甚至可以使用包括除颤电极424的感测向量来感测心脏电信号。

ICD 414可以分析来自除颤引线416的感测向量中的一个或多个的感知电信号，以检测心室不同步和/或其他心脏病症(例如，心动过速、纤颤)。响应于检测到心室不同步，IMD 414可以与LPD 16通信以发起融合起搏或双心室起搏，以试图终止心室不同步。LPD 16与IMD 414之间的通信手段与本文所描述的相同或相似。

LPD 16被胸骨下/胸骨后地植入并且通信地耦合到IMD设备414。LPD 16和IMD设备414可以例如都包括通信模块，这些设备经由所述通信模块交换无线通信。LPD 16和IMD设备414可以例如经由电感耦合、RF耦合、组织传导通信或其他无线通信机制耦合。

如以上所指出的，LPD 16被胸骨下/胸骨后地植入，例如，在胸骨下方的胸骨下/胸骨后空间中，但不在心包空间或胸膜腔内。在一个示例中，可以将LPD 16放置在纵膈436中并且更具体地在前纵膈中。前纵隔在侧面由胸膜440界定，在后面由心包438界定，并且在前面由胸骨422界定。可以将LPD 16植入纵膈内，使得LPD 16的所述一个或多个电极位于如经由荧光检查所观察的心室的心脏轮廓之上。在图7A至图7C中展示的示例中，LPD 16基本上居中定位在胸骨422下方。然而，在其他实例中，LPD 16可以植入成使得其横向地从胸骨的中心偏移。

尽管在本文中被描述为植入在胸骨下/胸骨后的空间、纵膈或者前纵膈中，但是可以将LPD 16植入在其他心包外位置中。在本公开中，术语“心包外位置”是指在外心脏表面周围但不与外心脏表面接触的区域中的位置。被定义为心包外的区域包括在心包的周边周围以及在心包的附近但是不与心包接触的间隙、组织、骨、或者其他解剖学特征。这些可以包括上纵隔、中纵隔、后纵隔、在剑突下或下剑突区域中、在心尖附近、或不与心脏紧密接触且不是皮下的其他位置。

LPD 16被配置为包括壳体31、耦合到壳体或由壳体形成的电极432和434、以及用于将LPD 16附接在期望的胸骨下/胸骨后位置的固定机构(例如，图3的尖齿)。除了尖齿之外，LPD 16可以具有其他固定机构。

LPD 16可以经由电极432和434感测心脏12的电活动，并且经由电极432和434向心脏12提供起搏脉冲。提供给心脏12的起搏脉冲可以响应于心脏的经由LPD 16的电极432和434感测的或经由除颤引线416的一个或多个电极组合感测的感知电信号。LPD 16可以生成并递送具有多个幅度和脉冲宽度中的任何一个的起搏脉冲以便夺获心脏12。

LPD 16还可以分析来自LPD 16的感测向量中一个或多个和/或来自IMD的感知电信号，以便检测心室不同步。LPD 16可以不递送CRT治疗(例如，融合起搏或双心室起搏)，直到LPD 16从IMD 414接收到指示由IMD 414检测心室不同步的通信。

以上在图7A至图7C中所描述的配置涉及经由LPD 16提供心室起搏。然而，其他LPD16可以位于更上方或更下方。在一些实例中，可以将多于一个LPD 16用于双腔起搏，例如，其中一个LPD 16提供心房起搏，并且另一个LPD 16提供心室起搏。可替代地，LPD 16可以定位在心室上方并且包括向上延伸到心房的小系绳，其中，在系绳上具有电极。LPD 16可以经由系绳上的电极进行感测和/或起搏。作为另一种替代方案，LPD 16可以伸长以在胸骨下用于此目的，使得在壳体上存在对心脏腔室之一进行感测/起搏的一个或多个电极以及在壳体上存在对心室进行感测/起搏的一个或多个电极。在更进一步的实施例中，LPD 16可以与在胸骨下植入的起搏引线组合使用以提供双腔起搏。

ICD 414可以包括壳体，所述壳体形成保护IMD 414的组件的气密密封。IMD 414的壳体可以由诸如钛等导电材料形成。IMD 414还可以包括连接器组件(也被称为连接器块或连接器头)，所述连接器组件包括电馈通，通过所述电馈通进行引线416内的导体与包括在壳体内的电子组件之间的电连接。如将在本文中更详细描述的，壳体可以容纳一个或多个处理器、存储器、发射器、接收器、传感器、感测电路系统、治疗电路系统和其他适当的组件。壳体434被配置为用于植入在患者体内，例如，患者14。

引线416包括引线体，所述引线体包括位于远端引线端附近或沿引线体长度的其他位置的电极424、428和430。引线416的引线体还包含一个或多个细长电导体(未展示出)，所述电导体通过引线体从IMD 414的设置在近端引线端处的连接器组件延伸到引线416的一个或多个电极。引线416的引线体可以由包括硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物、以及其他适当的材料在内的非导电材料形成并且被成型以形成所述一个或多个导体在其内延伸的一个或多个管腔。然而，这些技术并不限于这类构造。

引线416的引线体内所包含的所述一个或多个细长电导体可以与电极424、428和430中的对应电极相接合。在一个示例中，电极424、428和430中的每一个电耦合至其相关联的引线体内的对应导体。对应导体可以经由在连接器组件中的连接(包括相关联的馈通)而电耦合至IMD 414的电路系统中，如治疗模块或感测模块。电导体将治疗从IMD 414内的治疗模块传送至电极424、428和430中的一个或多个，并且将感知电信号从电极424、428和430中的一个或多个传送至IMD 414内的感测模块。

在图7A至图7C中所展示的示例在本质上是示例性的，并且不应当被视为限制在本公开中描述的技术。在其他示例中，IMD 414和除颤引线416可以植入在其他位置处。例如，IMD 414可以植入右胸部内的皮下囊袋中。在本示例中，除颤引线416可以在皮下从设备处朝着胸骨的胸骨柄延伸，并且弯曲或转弯并在皮下在下地从胸骨的胸骨柄与胸骨基本上平行地延伸。

在图7中所展示的示例中，系统400包括提供的IMD系统，但是所述技术可适用于其他心脏系统，包括心脏再同步治疗除颤器(CRT-D)系统、复律系统、或其组合。

技术人员应当理解，胸骨下/胸骨后IMD系统400可以被配置为递送双心室起搏以使心室彼此同步。双心室起搏由利用RV电极起搏右心室(RV)以及利用LV电极起搏左心室(LV)组成。电极428和430可以被配置为将起搏脉冲递送给LV。LV和/或RV通过单独的电极(例如，通过尖齿连接到RV的壁的内表面或外表面的LPD 16、医疗电引线上的电极等)来起搏。在一个或多个实施例中，IMD系统400可以被配置为在双心室起搏与融合起搏之间自动切换。通常，主要目标是确保心室彼此同步。单心室起搏(也被称为融合起搏)优于双心室起搏，只要心室实现同步即可。技术人员应当理解，患者的心脏可能需要自适应CRT，其中，在一段时间(例如，1小时、一天、一周等)期间需要双心室起搏，并且在另一时间，使心室恢复同步可能仅需要融合起搏。通常，融合起搏涉及起搏LV；然而，存在仅起搏RV的情况。

自适应LV起搏通过预先起搏LV以与固有RV激动同步来利用固有RV传导。基于心房到固有QRS间期测量(AV间期)来自动调整LV起搏的计时。一个或多个实施例可以将LV起搏设置为在固有AV间期的大约70％处发生，但是至少在固有QRS之前40ms。

一个或多个其他实施例可以将LV起搏设置为在大约适度延长的QRS处发生。例如，如果QRS宽度超过120ms但不超过160ms，则选择具有融合的LV起搏。否则，如果QRS宽度大于160ms，则选择双心室(BiV)起搏。实施适度延长的QRS阈值可以使心力衰竭的患者受益。仅LV起搏或双心室起搏的功效可通过适度延长的QRS持续时间来预测。示例性适度延长的QRS对应于130ms至150ms范围内的QRS宽度。与超声心动图优化相比，适度延长的QRS的LV起搏可以实现优异的结果。

在一个或多个实施例中，自动对固有AV传导进行评估。在一个或多个其他实施例中，IMD(例如，ICD等)、LPD和/或SD基于来自远场EGM的QRS持续时间自动地对固有心室传导进行评估，或者由IMD或SD自动地对来自IMD感测标记的右心室感测到左心室感测(RVs-LVs)间期进行评估。授予Markowitz等人的美国专利号4,374,382描述了IMD感测标记，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。基于所述结果，融合起搏(即，仅LV起搏或仅RV起搏)或双心室起搏。不超过150ms的RVs-LVs间期可以对应于仅LV起搏，而>150ms可以将算法切换到双心室起搏。在一个或多个其他实施例中，不超过80ms的RVs-LVs间期对应于融合起搏，而大于80ms切换到双心室起搏。通常，RVs-LVs比相应的QRS宽度短。因此，感测RV中的QRS起始需要花费大约40ms，并且在QRS结束之前也感测到LV中的QRS的最终部分。

在一个或多个其他实施例中，IMD(例如，SD 30)可以随时间推移跟踪适度延长的QRS，并且然后依赖于趋势数据以在双心室起搏与融合起搏之间进行切换。例如，假设适度延长的QRS在连续6周上分别为120ms、125ms、130ms、135m、140ms和145ms。这种增加的趋势可能会在满足用于切换至双心室起搏的阈值之前触发切换到双心室起搏。

在另一实施例中，SD 30可以向LPD 16发送控制信号以发起CRT。LPD 16可以从患者的心脏感测心脏信号(即，第二电信号)。基于所述心脏信号，LPD 16可以判定是否从LPD16向心脏递送CRT。例如，基于第二电信号，LPD可以确定CRT是不必要的。LPD可以考虑感知数据是否满足预先指定的阈值。例如，如果QRS宽度不超过120ms，则LPD 16可以停止CRT治疗的递送(例如，LPD然后可以基于心脏信号而向SD发出不应递送CRT的信号)。SD可以被配置为执行更详细的分析，其中，对至少一个或多个参数(比如至少两个参数)进行评估。然后，SD可以发送确认、拒绝或覆写LPD 16的另一个命令信号。

在另一实施例中，LPD 16可以感测指示应当发生融合起搏与双心室起搏之间的切换的心脏信号，并且将向SD发信号。除非满足某些条件，否则SD可以被配置为向LPD发送覆写信号。

在又另一实施例中，LPD 16可以确定在违背SD 30通信的情况下需要双心室起搏而不是融合起搏。在一个实施例中，LPD 16将递送双心室起搏。在一个或多个其他实施例中，LPD 16可以确定在违背SD 30通信的情况下需要融合起搏而不是双心室起搏。在这种场景下，LPD 16可以递送融合起搏。

在另一实施例中，SD将控制信号传送到LPD以发起CRT。LPD从患者的心脏感测心脏信号(即，第二电信号)。基于所述心脏信号，LPD可以判定是否递送CRT或从LPD递送到心脏的CRT的类型。在一个或多个实施例中，基于第二电信号，LPD可以初始地确定CRT是不必要的。由LPD进行的初始确定可以使用非常简化的测试，比如一个或多个参数的阈值。在一个或多个实施例中，SD可以执行关于是否应当递送CRT的更详细的分析。使用来自LPD和/或SD的感知数据，SD可以生成到LPD的确认、拒绝或覆写LPD初始确定的另一信号。

在另一实施例中，LPD可以感测指示应当发生融合起搏与双心室起搏之间的切换的心脏信号。判定是否在融合起搏与双心室起搏之间切换可以基于一个或多个参数(例如，适度延长的QRS等)来确定。LPD可以被配置为在融合起搏与双心室起搏之间自动切换，或者等待直到SD确认或拒绝CRT起搏模式(即，融合起搏与双心室起搏)之间的切换。SD可以被配置为发送确认信号或拒绝LPD切换起搏模式的信号。

在又另一实施例中，LPD可以确定在违背SD通信的情况下需要双心室起搏而不是融合起搏。在一个实施例中，LPD将递送双心室起搏。在一个或多个其他实施例中，LPD可以确定在违背SD通信的情况下需要融合起搏而不是双心室起搏。在这种场景下，LPD可以递送融合起搏。

在一个或多个其他实施例中，SD被植入在患者心脏中或附近。例如，SD可以是常规的ICD或本文中所述的SD。然后感测电信号，所述电信号包括来自患者心脏的适度延长的QRS持续时间数据。基于感知电信号中的适度延长的QRS持续时间，判定心脏再同步起搏治疗(CRT起搏)是否适当。使用电极将CRT起搏脉冲递送到心脏。在一个或多个实施例中，SD可以基于从心脏感测的数据(例如，适度延长的QRS等)在融合起搏与双心室起搏之间切换。

存在可以利用本文所描述的方法实施的许多不同的实施例。承载一个或多个电极的一个或多个LPD可以植入在患者心脏的各个腔室内或以其他方式紧邻心肌。在这些位置处，LPD可以感测具有高信噪比的ECG信号以检测心律失常。另外，LPD可以在所植入LPD的位置处提供心脏起搏。在一些示例中，SD和LPD中的一者或两者可以共享所检测的信号或生理信息(例如，R-R间期、电描记图形态测量结果和/或心电图或电描记图)，使得接收这种信息的设备可以确定患者14的病症(例如，判定患者14是否正在经历心律失常和或心室之间缺乏同步。LPD与SD之间的通信在2013年1月31日提交的美国专利号8,744,572中进行了描述，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。

在一些示例中，SD与LPD之间的通信可以用于发起治疗和/或确认应当递送治疗。SD还可以向LPD传送指示LPD改变限定CRT治疗的一个或多个参数的通信消息。在这种单向通信示例中，SD可以被配置为向LPD发射通信，并且LPD可以被配置为从SD接收通信。可替代地，可以建立单向通信，使得LPD可以被配置为向SD发射通信(例如，来自LPD 16的通信)。在其他示例中，双向通信可以允许在递送任何治疗之前确认检测到心脏病症(例如，心室不同步、快速性心律失常、心动过缓等)。在2013年5月26日提交的名称为“SYSTEMS AND METHODSFOR LEADLESS PACING AND SHOCK THERAPY(用于无引线起搏和电击治疗的系统和方法)”的美国专利号8,744,572中更详细地描述了SD与LPD之间的通信，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。

本文所描述的系统和技术一般可以涉及使用诸如SD和LPD等多个植入设备进行对患者的协作监测和/或向患者的治疗递送。在一个示例中，SD和LPD可以检测彼此的功能和/或进行通信以协调监测和诸如CRT等治疗。然而，SD和LPD可以协调其他监测特征和治疗特征。例如，使用本文所述的通信技术，在SD或LPD递送治疗之前，可以使用来自这两个设备的感知数据来判定是否应当递送治疗。在一些示例中，SD或LPD可以被配置为在是否正在发生生理病症之间存在偏差的情况下覆写其他设备。在任何情况下，SD和LPD可以被配置为一起用于监测和/或向患者14提供治疗。

本文所描述的技术可以提供SD 30和LPD 16在患者体内协同操作以监测心脏的心律失常并递送适当的治疗以治疗任何所检测的心律失常。例如，SD 30和LPD 16可以检测心室不同步并递送CRT。植入在胸腔外部的SD与植入在心脏内的一个或多个LPD之间的无线通信可提供各种ECG或EGM感测向量。

对于呈现出左束支传导阻滞(LBBB)和/或小于(<)230ms平均PR间期的CRT患者，使用RV引线向RV递送起搏脉冲可能是不必要的。因此，本公开被配置为去除起搏系统10中用于递送起搏脉冲(例如，CRT起搏，比如仅LV起搏或双心室起搏等)的RV引线。如前所述，系统10被配置为包括布置在心室组织(例如，LV)中或上的一个或多个心室起搏电极(例如，LV起搏引线、无引线起搏电极，比如MICRA^TM)以及被策略性地定位以感测心脏活动的一个或多个感测电极。由于起搏系统10没有RV引线，所以图8中所示的方法300通过从采用RV引线的CRT患者处获取的数据来估算RV计时。从许多患者处获取的CRT数据被存储到IMD的存储器(优选地，IMD是SD 30，但可以是LPD 16)和/或与诸如编程器等计算设备相关联的存储器中。数据由计算设备(IMD(例如，SD 30)或患者身体外部，比如编程器等)的处理器访问以确定如何估算特定患者的RV计时。

方法300在(多个)植入式医疗设备(例如，心脏起搏器，比如SD 30等)已经植入到患者期间或之后开始。例如，还可以实施方法300来在患者进行随访以对IMD重新编程时调整CRT脉冲的计时。虽然方法300一般被描述为SD 30处理器执行方法300的用于确定CRT起搏脉冲的计时的计算机指令，但是技术人员应当理解，也可以使用其他治疗递送设备处理器来确定方法300的CRT起搏脉冲的计时。另外，方法300不限于LPD 16附装到左心室的壁(例如，内壁或外壁)并与SD 30无线通信的图1至图7实施例。可以使用其他配置，如例如，RV可以经历融合起搏而不是LV融合起搏。另外，一个或多个LPD 16可以放置在LV和/或RV的外壁上。

方法300开始于框302，在所述框中，由通过通道耦合至处理器的策略性放置的一对电极来从患者的心脏感测心脏活动。被配置为接收电描记图信号的每个通道包括正灵敏度阈值和负灵敏度阈值(图9中所示的虚水平线)，所述灵敏度阈值在感知信号超过灵敏度阈值之一时激活计时器线程。

参考图9，在单个通道上从每对电极生成的示例性的一组电描记图200。例如，P波数据202是从图9中所示的心房近场电描记图202获取的(即，例如使用靠近RA组织或在RA组织上的电极从右心房获取的心房感测数据)。心房近场电描记图202是通过经由靠近或直接接触心房组织的一对电极(例如，位于心房引线上的尖端到环形电极)传导到IMD处理器的信号生成的。示例性心房事件数据(例如，As)是由结合计时器线程工作的IMD处理器经由电极(例如，非接触式子胸骨电极)从心房近场电描记图获得的。计时器线程是可以独立于其他进程或线程而操作的一个独特的进程、任务或例程。例如，计时器线程被配置为测量时间间期。

计时器线程寻求超过分别以虚线212a、212b示出的正阈值和/或负阈值的As数据。一旦As数据超过阈值212a、212b，则计时器线程就从As事件开始计时以测量间期。间期测量的详细解释可以在可从位于明尼苏达州明尼阿波利斯市的美敦力公司(Medtronic,Inc.)获得的名称为AMPLIA MRI^TM QUAD CRT-D SURESCAN^TM DTMB2Q1的CRT-D设备手册(以下简称“美敦力AMPLIA^TM手册”)(2016)，所述手册通过引用以其全文结合在此。AMPLIA^TM MRI^TMCRT-D设备可以被配置为实施DDD起搏模式或VDD起搏模式，如美敦力AMPLIA^TM手册中所描述的。另外，AMPLIA^TM MRI^TM CRT-D设备可以被配置为实施RV起搏或LV起搏。

一旦Qon超过其与其通道相关联的灵敏度阈值214a、214b，计时器线程就停止测量AV间期。然后，IMD的处理器使所测得的As-Qon间期(即，160ms)存储到IMD的存储器中。可用于从测量ECG或EGM信号的电极通道估算QRS起始(Qon)的信号处理方法在美国专利号9,132,274中进行了描述，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。一旦LV-s超过其与LV感测(LV-s)相关联的灵敏度阈值之一，另一个计时器线程就会停止。用于IMD(例如，SD 30)的处理器使得从As到LVs的所测得As-LVs间期(即，在图9上表示为参考标记905的280ms)被存储到IMD的存储器(例如，SD 30的存储器)中。从图9中描绘的LV近场电描记图206获得的左心室感测数据(LV-s)是根据位于LV引线双极引线上的尖端电极到环形电极传送的双极信号生成的。

参考远场电描记图204，QRS起始数据(Qon)在参考标记902处示出，而Q波在图9上的参考标记903处被检测。

可替代地，可以从胸骨下电极测量Qon。检测QRS起始数据的示例可以参见关于2015年9月15日发布并且被转让给本发明受让人的名称为DETERMINING ONSETS ANDOFFSETS OF CARDIAC DEPOLARIZATION AND REPOLARIZATION WAVES(确定心脏去极化和复极化波的起始和偏移)的美国专利号9,132,274，所述美国专利的公开内容通过引用以其全文结合在此。在框304处，As-Qon的心房事件到QRS起始间期由访问来自IMD存储器的数据的IMD处理器(例如，SD 30)来测量。例如，IMD处理器获取心房事件(心房感测(As)或心房起搏(Ap))的时间和QRS起始的时间。然后，IMD处理器被配置为测量As的时间与QRS起始的时间之间的间期。参考图9，As-Qon间期是160ms。

在框306处，如本文所描述的，对起搏配置中的任何一种测量P波到LVs波间期(例如，As-LVs)。(多个)优选实施例是本文所描述的采用非接触式胸骨下电极来感测心房活动的皮下起搏系统实施例中的任何一种。用于实施与本文的任一种方法相关联的指令的另一实施例可以包括采用RA引线和LV引线而没有RV引线的DDD起搏器。可以从LV引线的金属壳(Can)LV尖端电极获取包括Qon数据的远场电描记图。可以从诸如LV尖端-LV环形电极等LV引线电极获取LV感测数据。在一个或多个其他实施例中，可以采用与布置在LV中或上的LPD电通信的SD 30。在SD 30和LPD 16的实施例中，心房感测数据是从与SD 30的远场向量(例如，金属壳-D1(Can-D1))相关联的P波获取的。远场电描记图(用于获得Q on)可以是相同的电描记图向量金属壳-D1(Can-D1)。可替代地，远场电描记图(用于获得Q on)可以是胸骨下向量S1-S2之一，并且LV感测是从LPD获取的。

IMD的处理器访问存储在存储器中的间期数据。示例性As-LVs为280ms。

在框308处，由IMD处理器估算AV间期(例如，A-RV)。估算A-RV包括由IMD的访问来自IMD的存储器的数据的处理器进行的一系列计算。例如，从(As-LVs)中减去(As-Qon+t)以获得所估算的AV间期208，如电描记图202处的虚线所示。在图9中，“t”等于30ms。

计算(As-Qon+t)，其中，t被设置为30ms(或约30ms)，如图9中所示。先前在框304处测量As-Qon(即，160ms)，并将其存储到IMD的存储器中。存储到IMD的存储器中的时间常数“t”是从使用RV引线的患者群体推导出的。时间常数t表示QRS起始与如通过从具有植入的RV引线的一组患者处收集的数据确定的RV感测计时之间的差。将时间常数“t”用作校正因子以获得新的As(Ap)-LVs计时或AV间期。

所述差计算如下：

d＝As-LVs-(As-Qon+30ms)＝280ms-190ms

d＝90ms。

技术人员应当理解，90ms仅是一个示例，并且许多不同的示例可以基于特定患者来提供不同的结果。

在框310处，将在框308处估算的新延迟(例如，SAV和/或PAV)保存到IMD(例如，SD30)的存储器中。IMD(例如，SD 30)处理器将校正因子“d”应用至LV感测AV延迟(As-LVs)以估算RV感测AV延迟(As-RVs)。在不存在RV引线的情况下，计算机指令所需并且由IMD(例如，SD 30)处理器执行的周期性测量如下：

As-LVs和As-Qon

d＝As-LVs-(As-Qon+t)，其中，“t”可以等于30ms

As-RVs(所估算的)＝As-LVs-d

IMD处理器(例如，SD 30等)可以基于As-LVs-d来确定新的AV延迟。例如，IMD处理器可以将新的AV延迟设置为(As-LVs-d)的某个百分比(例如，70％)，其将是(0.70)*(280ms-90ms)＝133ms。As-Qon可以不那么频繁地测量(例如，每天一次，因为其是从EGM推导出的测量)，而As-LVs(感测延迟的直接结果)可以每分钟进行测量。校正因子d的最新值将存储在存储器中并且用于每分钟获得新AV延迟的值。关于心房起搏，将用Ap代替As。

新确定的起搏延迟可以被配置用于CRT治疗，比如，仅LV起搏或双心室起搏。

在框312处，然后使用新的起搏参数(例如，As(Ap)-LVs计时)将CRT起搏脉冲递送到心脏。此后，使用IMD(例如，SD、无引线起搏设备等)感测来自患者心脏的后续电信号。基于后续电信号，SD判定由所述LPD 16进行的CRT起搏是否提供了有效的再同步，并且是否应当修改后续CRT起搏脉冲的递送和计时。

在决策框318处，IMD处理器(SD 30)判定时间延迟1是否已经到期。决策框318的目的是确定这样的时间段，在所述时间段之后，IMD(SD 30)将进行检查以测量从心房事件到左心室感测时间的时间间期，并相应地使用此测量和可用As-Qon的最新测量来更新用于起搏的AV延迟。延迟1可以被预设为任何值。一个示例性值可以是1分钟。延迟1也可以是2分钟、3分钟、…、1小时等。如果足够的时间(例如，1分钟)已经到期，则YES(是)路径继续到框306。若否，则NO(否)路径继续到框312。

在决策框319处，IMD(例如，SD 30)处理器判定时间延迟2是否已经到期。决策框319的目的是确定这样的时间段：在所述时间段之后，IMD(例如，SD 30)处理器将检查以测量从心房事件到远场向量上的QRS起始的测量计时间期，并相应地更新测量As-Qon。延迟2可以被预设为任何时间值(例如，1周、2周等)。一个示例性时间值可以是1周。如果在框319处足够的时间(例如，1周)已经到期，则由IMD处理器(例如，SD)执行的计算机指令遵循到框304的YES(是)路径。若否，则由IMD处理器(例如，SD)执行的计算机指令遵循到框312的NO(否)路径。

图10是描绘方法500的流程图，所述方法用于在不使用RV引线的情况下使用仅LV起搏器或起搏系统10来高效地更新一个或多个起搏参数(例如，AV延迟)。方法500不像方法300那样频繁地执行Qon设置。相反，设备(例如，SD 30)或起搏系统10执行LVs时间与所估算的RV时间之间的一次性差“d”计算，并将此差值应用于每个后续测量的As-LVs。因此，设备避免了对更频繁地确定Q-on(例如，每分钟一次)的需要并且可以以较低的频率(例如，每天一次或每周一次)来进行。相反，设备可以每周执行方法一次(即，以更低的频率)，而不是更频繁地执行方法300。从实施方式的角度来看，避免更频繁地执行Qon评估(例如，每分钟一次)可以节省功率并降低实施方式的复杂度。

除了计算的频率之外，方法500与方法300相同或类似。除了如关于计算频率所示的之外，方法300的描述通过引用结合在此。方法500开始于框502，其中，如图9中所示的确定在LV感测时间与所估算RV感测时间之间的差“d”。然后，计算机指令使IMD处理器在框504处计算延迟。基于As-LVs-d(例如，0.7*(As-LVs-d))来计算最佳起搏延迟SAV/PAV。更具体地，将70％应用至结果，所述结果是从心房事件到LVs间期中减去心房事件到Qon间期和时间间期“t”而获得的。例如，如果结果为200ms，则用于左心室起搏的新AV延迟将是140ms(即，0.70*200ms＝140ms)。

(多个)新起搏延迟存储在植入式医疗设备的存储器中(例如，SD 30或LPD 16)。使用IMD的处理器，CRT起搏然后在框506处采用新起搏延迟。然后在框508处判定是否已经过了延迟(例如，大约一(1)分钟的延迟等)。如果是这样，则在框510处中止或暂停仅LV起搏，使得可以使用本文所描述的技术在1次搏动(或几次搏动)上测量As-LVs。如果时间延迟(例如，1分钟等)尚未到期，则返回路径继续到框506以递送起搏治疗。返回到计算“d”的框，如果在框512处已经经过了预定时间量(例如，1周或者由医生设置或由设备制造商预设的其他时间段)，则重复d的计算。

可以将简化的CRT系统配置为在不使用RV引线的情况下有效地实施CRT。自适应CRT已经表明，再同步治疗的RV起搏组件在相当大的患者群组中是不必要的，这导致了具有不使用RV起搏电极的简化低成本再同步系统的想法。CRT计时需要估算RV感测。如前所述，示例性简化系统10被配置为在不使用RV引线的系统中执行LV-DDD、VDD起搏或无引线心室起搏(例如，LV起搏)。

电激动时间或局部电活动是相对于基准的计时、全局心脏事件(例如，心脏腔室的激动的计时、心脏腔室的起搏的计时等)的指示来确定的。例如，基准可以是近场或远场电描记图(EGM)的QRS起始、QRS峰值(例如，最小值、最小斜率、最大斜率)、过零点、阈值越限等，起搏电刺激的应用的起始等。

在传导测试搏动期间(或在没有传导测试搏动的情况下)从固有节律的第一电信号中提取心电图(ECG)数据之后，用低通滤波器对ECG数据进行滤波。例如，低通滤波器可以被实施为在方法500的两个循环中执行的移动平均。可以调整移动平均中的样本数量，以便对于例如以256Hz的采样速率设置，在50Hz和60Hz的线路频率下实现良好的衰减。然后，可以使用常规方法来计算信号的时间导数(dV/dt)。与QRS复合波或P波相关联的基准点可以通过找到导数在预定边界之外的样本来确定，如授予Sambelashvili的美国专利号7,941,218中所描述的，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。

SD 30的处理器70从来自存储器72的第一电信号(即，基线)检索数据，并且由SD30确定关于由LPD 16将电刺激(例如，起搏脉冲等)递送到心脏组织的适当计时。可以预先确定递送起搏脉冲的计时并将其作为查找表存储到SD 30的存储器72和/或LPD 16中。所述计时也可以由系统的用户编程。例如，由LPD 16进行的起搏的计时可以通过在P波结束之后以预先指定的间期递送起搏来优化。预先指定的间期是固定数值或由SD 30根据P波和起搏QRS复合波的宽度来计算的。在一个或多个实施例中，预先指定的间期的固定数值范围从大约0ms到大约60ms，并且通常可以设置为大约30ms。可替代地，由LPD 16进行的起搏的计时可以通过相对于QRS复合波的起始以预先指定的间期递送起搏来优化。预先指定的固定数值范围可以为从0到60ms，并且通常设置为0ms。

总之，与SD 30通信的LPD 16被配置为以预先指定的间期相对于基准点进行起搏(例如，在所检测的QRS起始时、在检测到P波结束之后30ms或另一个适用于起搏计时的规则)。

然后，SD 30向LPD 16无线地发送命令信号以将电刺激(例如，起搏脉冲)递送到LPD 16周围的组织。在另一实施例中，LPD 16可以在没有SD 30的情况下进行操作。在此实施例中，LPD 16确定何时以及如何将脉冲递送到目标组织。

另外，方法300和/或方法500可以被配置为判定CRT治疗是否有效地治疗患者。当在起搏期间感测到的QRS复合波与固有节律的QRS复合波充分不同时，融合起搏被认为成功地治疗了心室不同步。小波分析可以用于执行QRS复合波比较，如授予Jeffrey Gillberg等人的美国专利号6,393,316中所描述的，所述美国专利通过引用结合在此。小波分析可以量化融合并优化计时，如美国专利号8,145,308中所描述的，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。另外，可以通过授予Van Gelder等人的美国专利号8,214,041来优化AV间期，所述美国专利通过引用以其全文结合在此。

虽然关于包括患者体内的皮下设备(SD)和患者心脏中的无引线起搏设备(LPD)的系统10描述了方法300，但是技术人员应当理解，本公开可以利用缺乏RV引线的任何起搏配置来实施。例如，方法300和/或500可以仅由包含在植入式医疗设备(例如起搏器、ICD等)内的处理器执行。可以实施方法300和/或500的一个示例性IMD可以由LPD 16单独地执行。LPD可以定位在心脏组织(例如，LV、RV、LA、RA)中或上以执行心脏治疗(例如CRT、希氏束起搏、起搏)来解决心动过缓、抗心动过速起搏。定位LPD的一个示例性位置可以是用于执行心脏治疗(例如，心房心室(VfA)心脏治疗)的科赫三角形(Triangle of Koch)组织，如于2018年3月23日提交的美国专利申请序列号62/647,426、62/647,441、62647414、15/934,517所示和所描述的，这些美国专利通过引用以其全文结合在此。在诸如SD(或仅LPD)等植入式医疗设备(IMD)中采用处理器以基于感知心脏活动来判定心脏再同步起搏治疗(CRT起搏)是否适当。

SD可以用于确定用于通过LPD递送到心脏组织的CRT起搏脉冲的计时，并将指示其的信号发送到LPD。CRT起搏脉冲的计时包括由SD微处理器执行的一组指令。

技术人员应当理解，可以使用许多不同类型的胸骨下引线来实施本公开。例如，图7D描绘了在心脏系统400中使用的波浪形胸骨下引线。

一个或多个其他实施例涉及包括从植入式复律除颤器(ICD)9延伸的波浪形医疗电引线的心脏系统400。具有波浪形配置的血管外植入式电引线在2015年12月9日提交的名称为“EXTRAVASCULAR IMPLANTABLE ELECTRICAL LEAD HAVING UNDULATINGCONFIGURATION(具有波浪形配置的血管外植入式电引线)”的US 2016-0158567 A1中进行了描述，所述专利通过引用以其全文结合在此。

引线480包括由两个除颤电极段28a和28b(也分别被称为除颤段D2和D1)形成的除颤电极。除颤电极段28沿着波浪形部分442的大部分延伸，例如，至少沿着波浪形部分442的80％延伸。除了波浪形部分中包括电极31b被布置的间隙450的部分之外，除颤电极段28a从波浪形部分的近端沿着波浪形的大部分延伸。在一个实施例中，间隙450和电极31b可以沿着波浪形部分442的从峰值到峰值过渡的部分定位。引线480还包括两个起搏/感测电极31a和31b。电极31a和31b可以沿着波浪形部分442布置成使得每个电极31a和31b基本上沿主纵轴“x”对齐或以其他方式沿所述主纵轴布置。电极31a和31b的取向可以不同地配置，即使当远端部分植入患者体内时它们也基本上布置在基本同一水平位置处。此外，电极31沿着波浪形部分442布置在使得电极31将沿着前中线而不是左胸骨线彼此基本对齐的位置处。在这种情况下，除颤电极段28a沿着峰值布置并且当植入时将朝向胸骨的左侧延伸，并且除颤电极段28b沿着峰值布置并且当植入时将朝向胸骨的右侧延伸。

除颤电极段28和起搏/感测电极31可以包括以上关于图7A至图7D描述的结构和功能，包括但不限于段28与电极31之间的间距、段28和31的大小、电极和引线体尺寸、间距、材料、形状等。另外，如以上关于图7A至图7D所描述的，在一些配置中，除颤电极段28可以各自连接到公共导体，使得可以同时向所有除颤电极段28施加电压(并且这些电极段用作单极性)以向患者的心脏递送除颤电击。在其他配置中，除颤电极段28可以附接到单独的导体，使得每个除颤电极段28可以独立于其他除颤电极段28而施加电压。在这种情况下，ICD 9或引线480可以包括一个或多个开关或其他机构，以将除颤电极段电连接在一起以用作共用极性电极，使得除了能够独立地施加电压之外，可以同时向所有除颤电极段28施加电压。

每个电极31基本上沿主纵轴(“x”)对齐。在一个示例中，主纵轴由细长引线体的一部分、例如基本线性部分21来限定。在另一示例中，主纵轴相对于患者的身体来限定，例如，沿着前中线(或中线)、胸骨线(或胸骨外侧线)之一左胸骨旁线或其他线。电极31a和31b可以沿着波浪形配置22布置成使得每个电极31a和31b基本上沿主纵轴“x”对齐或以其他方式沿所述主纵轴布置。在一种配置中，每个电极31a和31b的中点沿着主纵轴“x”，使得当远端部分植入患者体内时，每个电极31a和31b至少布置在基本同一水平位置处。在其他配置中，电极31可以布置在沿着布置在除颤电极段28之间、在所述除颤电极段近端或远端处的远端部分的任何纵向或水平位置处，如本文其他实施例中所描述的。在图7A至图7D中所展示的示例中，电极31沿着波浪形配置22布置在比除颤电极段28更靠近患者心脏的位置处。如图7D中所示，例如，电极31沿左胸骨线基本上彼此对齐。除颤电极段28沿着朝向胸骨的右侧远离心脏延伸的峰值来布置。此配置将起搏/感测电极31放置在更靠近心脏的位置处，并且由此降低起搏阈值并且更好地感测心脏的心脏活动。

技术人员应当理解，虽然方法300和500已经被描述为实施处理步骤的SD处理器，但是技术人员可以理解，LPD 16可以被配置为同样实施处理步骤。

本公开中描述的技术，包括归属于IMD、编程器24或各种组成组件的那些技术可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实施。例如，技术的各方面可以在一个或多个处理器中实施，包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效集成或分立逻辑电路系统以及此类组件的任何组合，这些组件实施在诸如临床医师或患者编程器等编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备中。术语“模块”、“处理器”或“处理电路系统”可以大体指前述逻辑电路系统中的任一个，单独地或结合其他逻辑电路系统或任何其他等效电路系统。

此类硬件、软件和/或固件可以在同一设备或单独设备内实施以便支持本公开中描述的不同操作和功能。另外，所描述的单元、模块或组件中的任一项可以被实施为在一起或单独地作为分立但彼此协作的逻辑设备。将不同特征描绘为模块或单元旨在突显不同的功能方面，并且并不一定暗示此类模块或单元必须通过单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以通过单独的硬件或软件组件来执行、或集成在共同的或单独的硬件或软件组件内。

当在软件中实施时，授予本公开中描述的系统、设备和技术的功能可以被实施为计算机可读介质(诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存、磁性数据存储介质、光学数据存储介质等)上的指令。所述指令可以由一个或多个处理器执行以便支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。系统10为发展中市场、和发达市场的一部分提供了低成本、低复杂度和更简化的再同步解决方案。

虽然关于放置在左心室中的LPD 16描述了方法300，但是技术人员应当理解，本公开可以应用于其中SD 30与LPD 16组合使用的许多不同实施例。例如，LPD可以在植入在心脏腔室内或者胸骨下/胸骨后植入，如在2013年5月6日提交的名称为“IMPLANTABLEMEDICAL DEVICE SYSTEM HAVING IMPLANTABLE CARDIAC DEFIBRILLATOR SYSTEM ANDSUBSTERNAL LEADLESS PACING DEVICE(具有植入式心脏除颤器系统和胸骨下无引线起搏设备的植入式医疗设备、系统)”的通过引用以其全文结合在此的美国临时专利申请序列号61/819,946(代理人案卷号C0005682.USP1)、2013年5月6日提交的名称为“ANCHORING ANIMPLANTABLE MEDICAL DEVICE WITHIN A SUBSTERNAL SPACE(在胸骨下空间中锚固植入式医疗设备)”的美国临时专利申请序列号61/820,024(代理人案卷号C0005684.USP1)以及2013年5月6日提交的名称为“SYSTEMS AND METHODS FOR IMPLANTING A MEDICALELECTRICAL LEAD WITHIN A SUBSTERNAL SPACE(用于在胸骨下内植入医疗电引线的系统和方法)”的美国临时专利申请序列号61/820,014(代理人案卷号C0005685.USP1)中所描述的，所有这些美国临时专利通过引用结合在此。SD被配置为在没有任何引线植入患者的脉管系统和/或心脏内的情况下向患者递送电击。

技术人员应当理解，虽然新的AV延迟可以为0.7(As-LVs-d)，但百分比可以不同于70％。例如，可以确定可以使用不同的百分比(例如，高达65％、高达75％、高达80％、高达85％)。

还应当理解，可以确定由LPD使用新起搏延迟递送的CRT起搏脉冲以便提供有效的再同步以及是否应当使用各种方法来修改后续CRT起搏脉冲的递送和计时。在2014年6月10日的名称为EFFECTIVE CAPTURE TEST(有效的夺获测试)的US 8,750,998中公开了一种这样的方法，所述专利的公开内容通过引用以其全文结合在此。例如，判定心室起搏刺激是否在心脏再同步治疗期间有效地夺获起搏心室包括以下各项步骤：递送心室起搏刺激；响应于心室起搏刺激而感测信号；判定信号的正偏转是否先于信号的负偏转；以及响应于确定正偏转是否先于负偏转而判定心室起搏刺激是否正在夺获起搏心室。当正偏转先于负偏转时，心室起搏刺激未夺获心室。

本公开已经参考说明性实施例被提供，并且不意味着以限制性意义来解释。如前所述，本领域的技术人员将认识到，其他各种说明性应用可以使用如本文所描述的技术，以利用本文所描述的装置和方法的有益特征。说明性实施例的各种修改以及本公开的附加实施例将在参考本说明书时变得明显。

Claims (15)

1.一种心脏起搏系统，包括：

无引线起搏设备LPD；以及

皮下设备SD，其包括感测模块和控制模块，

所述感测模块包括感测电路，所述感测电路用于使用所述SD从患者的心脏获取包括心房事件和心室事件在内的心脏活动，并且使用所述LPD获取左心室事件LVs；以及

所述控制模块包括被配置为执行以下操作的电路：

(a)基于使用所述SD所感测的所述心脏活动来判定心脏再同步起搏，即CRT起搏，是否适当；

(b)确定用于通过所述LPD递送到心脏组织的CRT起搏脉冲的计时，其中，确定所述CRT起搏脉冲的所述计时包括：

(1)检测心房事件并且根据使用所述SD所感测的所述心脏活动确定基线QRS起始Qon；

(2) 测量心房事件到Qon的间期；

(3) 测量心房事件到LVs的间期；

(4) 从所述心房事件到LVs的间期中减去所述心房事件到Qon的间期和时间间期“t”以获得校正因子；以及

(5) 使用所述校正因子获得用于所述LPD的新起搏延迟；

所述感测模块进一步被配置为，在使用所述LPD并使用所述新起搏延迟向所述心脏递送CRT起搏脉冲之后，使用所述SD来感测来自患者心脏的心脏活动；并且

所述控制模块进一步被配置为由所述SD基于随后的感知心脏活动判定使用所述LPD、使用所述新起搏延迟递送的所述CRT起搏脉冲是否提供了有效的再同步、以及是否应当修改后续CRT起搏脉冲的递送和计时。

2.如权利要求1所述的系统，其中，所述新起搏延迟包括房室延迟， 即AV延迟，和室间延迟，即VV延迟，二者之一。

3.如权利要求1所述的系统，其中，判定是否应当修改后续CRT起搏脉冲的递送和计时包括：

(1) 检查As-LVs或Ap-LVs延迟是否适当；

(2) 通过减去先验确定的延迟来将计时转换为As-RV或者Ap-RV；以及

(3) 计算所述新起搏延迟。

4.如权利要求1至3中任一项所述的系统，其中，计算所述新起搏延迟等于0.7 *As-RV，或者等于0.7 *Ap-RV。

5.如权利要求1所述的系统，其中，所述时间间期“t”是处于20 ms至30 ms的范围内的恒定参数。

6.如权利要求1所述的系统，其中，不使用右心室引线，即RV引线，来感测RV活动。

7.如权利要求1所述的系统，其中，所述控制模块被配置为：

通过所述LPD周期性地评估通过所述SD监测的固有传导数据来确保连续的同步CRT递送。

8.如权利要求1所述的系统，其中，所述感测模块被配置为：

感测来自从所述SD延伸出的胸骨下放置引线的电信号。

9.如权利要求1所述的系统，其中，所述LPD被配置为在使用时与左心室的壁接触。

10.如权利要求1所述的系统，其中，采用DDD起搏模式。

11.如权利要求1所述的系统，其中，采用VDD起搏模式。

12.如权利要求1所述的系统，其中，所述控制模块进一步被配置为响应于由所述SD确定由所述LPD进行的CRT起搏未提供有效的再同步，将由所述LPD递送的所述CRT起搏从第一模式切换到第二模式。

13.如权利要求12所述的系统，其中，CRT起搏模式的所述切换包括在融合起搏与双心室起搏之间进行切换。

14.如权利要求1所述的系统，其中，至少一个电极被配置为向患者心脏的左心室递送起搏。

15.如权利要求1所述的系统，其中，所述系统被配置为向患者的心脏递送双心室起搏，并且其中，所述控制模块被配置为发起向患者的心脏递送双心室起搏。