CN109789308B - 心内心室起搏器中的心房跟踪 - Google Patents

心内心室起搏器中的心房跟踪 Download PDF

Info

Publication number
CN109789308B
CN109789308B CN201780060227.7A CN201780060227A CN109789308B CN 109789308 B CN109789308 B CN 109789308B CN 201780060227 A CN201780060227 A CN 201780060227A CN 109789308 B CN109789308 B CN 109789308B
Authority
CN
China
Prior art keywords
ventricular
event
atrial
pacemaker
time interval
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201780060227.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN109789308A (zh
Inventor
V·E·斯普莱特
T·J·谢尔登
Y·K·曹
W·M·戴默
M·K·埃里克森
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Priority to CN202310095726.7A priority Critical patent/CN115887924A/zh
Publication of CN109789308A publication Critical patent/CN109789308A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN109789308B publication Critical patent/CN109789308B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36578—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by mechanical motion of the heart wall, e.g. measured by an accelerometer or microphone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36542—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by body motion, e.g. acceleration
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36585—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by two or more physical parameters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/3756—Casings with electrodes thereon, e.g. leadless stimulators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/37205—Microstimulators, e.g. implantable through a cannula
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/37512—Pacemakers

Abstract

心内心室起搏器被配置成从由起搏器控制电路从运动传感器接收到的运动信号检测心室舒张事件。所述控制电路开始心房不应期，所述心房不应期具有基于检测到所述心室舒张事件的时间而设置的期满时间。控制电路在心房不应期的期满之后从运动信号检测心房收缩事件，并控制起搏器的脉冲发生器在心房收缩检测之后按照第一房室起搏时间间期向患者心脏的心室递送起搏脉冲。

Description

心内心室起搏器中的心房跟踪
相关申请的交叉引用
本申请要求2016年9月29日提交的美国申请序列No.15/280,538的权益，该美国申请的全部内容通过引用结合于此。
技术领域
本公开涉及心内心室起搏器以及用于从运动传感器信号检测心房事件并控制由起搏器递送的心房同步心室起搏的相关联的方法。
背景技术
植入式心脏起搏器经常被放置在皮下囊袋中，并被耦合到携载被定位在心脏中的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或者是双腔起搏器，该单腔起搏器被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，该双腔起搏器被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，其可以被耦合到例如用于将用于起搏和感测的电极定位在一个心房腔室以及右心室和左心室两者中的三个引线。
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，并且在没有感知到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)感测以用于提供心房同步心室起搏，以便维持有规律的心律。
发明内容
一般而言，本发明涉及心室起搏器和用于从运动传感器信号检测心房收缩事件以用于通过心室起搏器控制心房同步心室起搏的技术。根据本文公开的技术操作的起搏器从运动传感器信号检测心室舒张事件，并基于心室舒张事件的计时来设置心房不应期。起搏器在心房不应期的期满之后检测心房收缩事件，并响应于检测到心房收缩事件设置房室起搏间期以用于提供心房同步心室起搏。
在一个示例中，本公开提供了一种心内心室起搏器，其包括脉冲发生器，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包括心室舒张事件和心房收缩事件的运动信号；以及控制电路，所述控制电路被耦合到所述运动传感器和所述脉冲发生器。所述控制电路被配置成从所述运动信号检测所述心室舒张事件；开始心房不应期，所述心房不应期具有基于检测到所述心室舒张事件的时间而设置的期满时间；在所述心房不应期的期满之后，从所述运动信号检测心房收缩事件；并且控制所述脉冲发生器在所述心房收缩事件检测之后以房室起搏时间间期向所述心室递送起搏脉冲。
在另一示例中，本公开提供了一种由心内起搏器执行的方法。所述方法包括从由控制电路从运动传感器接收到的运动信号检测心室舒张事件；开始心房不应期，所述心房不应期具有基于检测到所述心室舒张事件的时间而设置的期满时间；在所述心房不应期的期满之后，从所述运动信号检测心房收缩事件；并且控制所述起搏器的脉冲发生器在所述心房收缩事件检测之后以房室起搏时间间期向患者心脏的心室递送起搏脉冲。
在另一示例中，本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质，其存储一组指令，所述一组指令当由具有运动传感器的心内心室起搏器的控制电路执行时，致使所述起搏器从由所述运动传感器产生的运动信号检测心室舒张事件；开始心房不应期，所述心房不应期具有基于检测到所述心室舒张事件的时间而设置的期满时间；在所述心房不应期的期满之后，从所述运动信号检测心房收缩事件；并且控制所述起搏器的脉冲发生器在所述心房收缩事件检测之后以房室起搏时间间期向患者心脏的心室递送起搏脉冲。
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1是示出可用于感测由心脏运动和流动的血液引起的心脏电信号和运动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中所示的心内心室起搏器的概念图。
图2B是图1中所示的心内心室起搏器的另一示例的概念图。
图3是图2A的起搏器的示例配置的示意图。
图4是可以由被包括在图1的心室心内起搏器中的运动传感器在心动周期内获取的运动传感器信号的示例。
图5是由心内心室起搏器执行的用于从运动传感器信号检测心房收缩事件并控制心室起搏的一种方法的流程图。
图6是在两个不同的心室周期内获取的运动传感器信号的示例。
图7是平均运动传感器信号。
图8是根据另一示例的由心内心室起搏器执行的用于检测心房事件和控制心房同步心室起搏的方法的流程图。
图9是在按照两个不同的AV起搏间期的心室起搏期间的感知到的运动传感器信号事件的时序图。
图10是用于由心内心室起搏器更新心房不应期的方法的流程图。
具体实施方式
图1是示出可用于感测由心脏运动和流动的血液引起的心脏电信号和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，其可适于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，但是其他位置是可能的。本文公开的技术不限于图1的示例中所示的起搏器位置，并且心脏8中的其他位置和彼此相对位置是可能的。例如，心室心内起搏器14可以被定位在LV中并且被配置成使用本文公开的技术检测心脏运动信号并将心房同步心室起搏递送到LV。
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内侧的任何其他位置处。例如，起搏器12可被定位在右心房或左心房的外侧或之内，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，并用于通过心室腔室内的运动传感器感测运动信号。
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内的心脏电信号，该来自RA内的心脏电信号可以用于产生RA心内电描记图(EGM)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心脏电信号，以用于产生RV EGM信号。心脏电信号可以由相应的起搏器12或14使用基于壳体的电极来感知，所述基于壳体的电极也用于将起搏脉冲递送到相应的RA或RV。
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被配置成以促进RA激动和RV激动之间的同步(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动(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从包括由心室事件和心房事件引起的运动信号的运动传感器信号检测心房激动。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)产生的信号检测由心房激动(有时被称为“心房驱血(atrialkick)”)引起的血液流动通过RA和RV之间的三尖瓣16进入RV中的加速度。下面结合图4描述由RV起搏器14检测到的其他运动信号，诸如，由心室收缩引起的运动、由心室松弛(relaxation)引起的运动、以及由心室的被动充盈(passive filling)引起的运动。
伴随心房去极化的心房P波是在由起搏器14接收到的近场RV心脏电信号中的相对低幅度的信号(例如，与近场R波相比)，并且因此可能难以从由RV起搏器14获取到的心脏电信号被可靠地检测到。因此，当仅基于由RV起搏器14接收到的心脏电信号时，RV起搏器14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动或心房收缩相对应的心房事件。通过设置可编程的房室(AV)起搏间期，将心室起搏脉冲与从加速度计信号检测到的心房事件进行同步，该AV起搏间期控制心室起搏脉冲相对于检测到的心房收缩事件的计时。如以下所描述的，用于使心室起搏脉冲与心房收缩同步的对心房收缩事件的检测可以包括对其他心脏事件运动信号的检测，以便肯定地标识心房收缩事件。
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收缩事件的时间开始，或者从心房事件信号的被标识的基准点开始。可以基于对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接收到的心脏电信号和由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机械事件的相对计时，而确定目标AV间期是最佳的。
起搏器12和14各自能够与外部设备20进行双向无线通信，以用于编程AV起搏间期和其他起搏控制参数以及用于从运动传感器信号检测心室机械事件和心房收缩事件的机械事件感测参数。外部设备20的各方面通常可以与美国专利No.5,507,782(Kieval等人)中公开的外部编程/监测单元相对应，该美国专利籍此通过引用其整体被并入于此。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中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)中的植入式遥测电路系统进行双向通信。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
Figure BDA0002010295600000061
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系统进行通信，该距离遥测算法和电路系统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中实施的示例RF遥测通信系统总体上被公开在美国专利No.5,683,432(Goedeke等人)中，籍此通过引用将其整体并入于此。
外部设备20可向用户显示与起搏器功能相关的数据和信息以用于查看起搏器操作和被编程的参数以及从起搏器14或起搏器12传输的EGM信号、由起搏器14获取的运动传感器信号、或在询问会话期间由起搏器12和/或14获取并从起搏器12和/或14检取的其他生理数据。
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，并且例如在查看了EGM、运动传感器信号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。因此，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的情况下的通信。然而，如本文所公开的，RV起搏器14被配置成如逐个心跳一般频繁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脏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并感测心脏电信号。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的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穿过壳体150的电馈通件(feedthrough)被耦合到被壳体所封围的内部电路系统，例如，起搏脉冲发生器和心脏电信号感测电路系统。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施为被封围在壳体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，以如以下所描述的用于信号处理和分析，以用于检测心室机械事件和心房收缩事件，以用于对心室起搏脉冲进行计时。
壳体150进一步包括电池子组件160，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，在此通过引用将这两个专利整体合并于此。
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啮合和/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预授权公开U.S.2012/0172892(Grubac等人)中所公开的一组固定尖齿，在此通过引用将其整体合并于此。
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。
图2B是RV起搏器14的另一示例的概念图。在图2B中，RV起搏器14包括延伸远离壳体150并且携载一对感测电极167和168的近侧感测延伸件165。近侧感测延伸件165可以被耦合到壳体150，以用于对返回感测电极168或167进行定位，返回感测电极168或167可以以增加的电极间的距离(与基于壳体的电极162和164的电极间的间距相比)与远侧电极164配对。增加的电极间的距离可以有助于感测远场心房信号，诸如，伴随心房去极化的P波。
替代地，电极167和168可以形成用于感测心房P波的感测电极对。当沿着RV尖端固定远端102时，感测延伸件165可延伸朝向RA，从而将电极167和168定位成更靠近心房组织，以用于感测远场心房P波。一个电极167可以经由穿过壳体150的电馈通件而被耦合到被封围在壳体150中的感测电路系统，并且一个电极168可以被耦合到壳体150以用作接地电极。
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。在本文描述的示例中运动传感器212被实施为加速度计，并且在本文中也可以被称为“加速度计212”。然而，运动传感器212不限于是加速度计，并且可以在起搏器14中成功地利用其他运动传感器，以用于根据本文描述的技术来检测心脏运动信号。可在起搏器14中实施的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)，其中每个轴提供可以单独或组合分析以用于检测心脏机械事件的信号。例如，当经受流动的血液和心脏运动时，运动传感器212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。在美国专利No.5,885,471(Ruben等人)中总体上公开了用于植入式医疗设备的加速度计的一个示例，该美国专利通过引用以其整体并入于此。例如在美国专利号4,485,813(安德森(Anderson)等人)和美国专利号5,052,388(希瓦拉(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植入式医疗设备布置，这些专利均籍此通过引用以其整体结合在此。在美国专利No.5,593,431(谢尔登(Sheldon))和美国专利No.6,044,297(谢尔登(Sheldon))中总体上描述了可在起搏器14中实施的并且用于使用当前公开的技术来检测心脏机械事件的三维加速度计的示例，这些专利均籍此通过引用以其整体结合在此。其他加速度计设计可用于产生电信号，该电信号与由于心室事件和心房事件而在起搏器14上施加的运动相关。
图3中所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接收心脏电信号。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，以放大被传递到模数转换器(ADC)226的“原始”心脏电信号。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)和/或心房电事件，例如P波。对心脏电事件的标识可以被用于从运动传感器信号检测心房收缩事件的算法中。来自ADC 226的数字信号可以被传递到整流器和放大器电路222，整流器和放大器电路222可以包括用于将心脏信号传递到R波检测器224的整流器、带通滤波器和放大器。
R波检测器224可以包括感测放大器或将输入的经整流的心脏电信号与R波检测阈值进行比较的其他检测电路系统，R波检测阈值可以是自动调整的阈值。当输入的信号越过R波检测阈值时，R波检测器224产生R波感知事件信号(R-感测)，该R波感知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，以用于通过比较器、对数字EGM信号的形态信号分析或其他R波检测技术来检测R波。从R波检测器224传递到控制电路206的R波感知事件信号可用于通过起搏计时电路242来安排心室起搏脉冲，并用于在由心房事件检测器电路240执行的算法中标识心室电事件的计时，以用于从接收自运动传感器212的信号检测心房收缩事件。
控制电路206包括心房事件检测器电路240、起搏计时电路242和处理器244。心房事件检测器电路240被配置成从接收自运动传感器212的信号来检测心房机械事件。如以下所描述的，可以从给定心动周期中的运动传感器信号检测一个或多个心室机械事件，以根据心室周期期间的运动传感器信号促进对心房收缩事件的肯定检测。
控制电路206可以从感测电路204接收R波感知事件信号和/或数字心脏电信号，以用于检测和确认心脏事件并控制心室起搏。例如，当起搏器14以非心房跟踪心室起搏模式操作时，R波感知事件信号可以被传递到起搏计时电路242，以用于抑制经安排的心室起搏脉冲或安排心室起搏脉冲。R波感知事件信号也可以被传递到心房事件检测器电路240，以用于设置例如如结合图6所示和所描述的心室事件检测窗口和/或心房事件不应期。
心房事件检测器电路240从运动传感器212接收运动信号，并响应于心室电事件(例如，来自感测电路204的R波感知事件信号或由脉冲发生器202的起搏脉冲的递送)开始心房不应期。心房事件检测器电路240在不应期之外确定运动传感器信号是否满足心房机械事件检测标准。在不应期期间的运动传感器信号可以由心房事件检测器电路240监测，以便检测心室机械事件，该心室机械事件可以用于确认或验证心房收缩事件检测和/或设置心房收缩事件检测控制参数，如以下例如结合图10进一步描述的。这样，可以在心房不应期期间设置心室机械事件检测窗口，并且可以根据标识到心室电事件之后的预定的时间间期来设置心室机械事件检测窗口。心房事件检测器电路240可以被配置为在心房不应期期间的相应心室事件检测窗口期间检测一个或多个心室机械事件。对心室机械事件的计时和检测可以用于更新心房不应期和/或心房收缩检测阈值幅度，并且可以用于确认检测到在预期的心室机械事件之后发生的心房收缩事件。
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/或起搏计时电路242。起搏计时电路242(或处理器244)可附加地从R波检测器224接收R波感知事件信号，以用于控制由脉冲发生器202递送的起搏脉冲的计时。处理器244可以包括一个或多个时钟，以用于生成时钟信号，该时钟信号被起搏计时电路242用于对AV起搏间期倒计时(timeout)，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。起搏计时电路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检取以用于设置由起搏计时电路242所使用的AV起搏间期的可编程间期。
起搏计时电路242可以附加地包括用于控制最小心室起搏频率的较低起搏频率间期定时器。例如，如果从运动传感器信号没有检测到导致以经编程的AV起搏间期触发心室起搏脉冲的心房收缩事件，则可在较低起搏频率间期的期满时由脉冲发生器202递送心室起搏脉冲以防止心室心搏停止并维持最小心室率。
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。除了向起搏计时电路242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、应用于心脏电信号的各种消隐间期和不应期间期，以及给心房事件检测器电路240以用于检测和确认心房收缩事件的心房事件检测控制信号，例如，心室事件检测窗口、心房不应期、应用于运动传感器信号的检测阈值幅度、以及由被包括在心房事件检测器电路240中的电路系统所应用的任何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系统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执行的从运动传感器信号的心房收缩事件检测和心室起搏控制操作可在控制电路206中实施，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。
如本文所公开的对被包括在起搏器14中的电路系统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系统和治疗递送电路系统来确定。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，该电起搏脉冲经由阴极电极164和返回阳极电极162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，可以在电压调节器的控制下通过电源214的多个电池电压信号将该保持电容器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(或较低频率起搏间期)的期满时由从起搏计时电路242接收到的计时信号激活，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(凯尔瓦(Kieval)等人)以及在共同转让的美国专利No.8,532,785(克拉奇菲尔德(Crutchfield)等人)中总体上公开的起搏电路系统的示例可以被实施在起搏器14中以用于在控制电路206的控制下将起搏电容器充电至预定的起搏脉冲幅度并递送起搏脉冲，这两项美国专利都通过引用以其整体结合在此。
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执行贯穿本公开归属于起搏器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可以存储计时间期和其他数据，该计时间期和其他数据由控制电路206使用，以例如通过由心房事件检测器电路240从运动传感器信号检测心房机械事件以及设置被包括在起搏计时电路242中的起搏逸搏间期定时器来控制通过脉冲发生器202递送起搏脉冲。
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209以及天线211。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。运动传感器信号和心脏电信号，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是可以由运动传感器212在心动周期内获取的运动传感器信号250的示例。垂直虚线252和262表示两个连续心室事件(固有心室去极化或心室起搏)的计时，标记心室周期251的相应开始和结束。运动信号包括A1事件254、A2事件256、A3事件258和A4事件260。A1事件254是在心室收缩期间发生的并且标记心室机械收缩的近似开始的加速度信号(在该示例中，当运动传感器250被实施为加速度计时)。A1事件在本文中也被称为“心室收缩事件”。A2事件265是在心室松弛期间发生的并且标记心室机械收缩的近似偏移或结束的加速度信号。A2事件在本文中也被称为“心室松弛事件”。A3事件258是在被动心室充盈期间发生的并且标记心室机械舒张的加速度信号。A3事件在本文中也被称为“心室被动充盈事件”。由于A2事件发生在心室收缩结束时，因此它是心室舒张的开始的指示符。A3事件发生在心室舒张期间。因此，A2和A3事件可以统称为心室机械舒张事件，因为它们两者都是心室舒张期的指示符。
A4事件260是在心房收缩和主动心室充盈期间发生的并且标记心房机械收缩的加速度信号。A4事件260在本文中也被称为“心房收缩事件”或仅仅被称为“心房事件”，并且是由心房事件检测器电路240从运动传感器信号250检测到的心房收缩事件，以用于响应于检测到A4事件260而控制起搏计时电路242通过开始AV起搏间期来触发心室起搏脉冲递送。如以下所描述的，控制电路206可以被配置为从运动传感器信号250检测A1、A2和A3事件中的一个或多个达至少一些心室心动周期，以用于肯定地检测A4事件260并设置心房事件检测控制参数。可以检测和表征A1、A2和/或A3事件以避免错误检测到A4事件并促进可靠的A4事件检测，以用于对心房同步心室起搏脉冲的正确计时。
图5是由起搏器14执行的用于检测A4事件和控制心室起搏的一种方法的流程图300。在框302处，控制电路206标识心室事件。心室事件可以是从感测电路204接收到的R波感知事件信号或由脉冲发生器202递送的心室起搏脉冲。由于心室A1、A2和A3事件在固有的心室节律期间可能具有与在心室经起搏的节律期间不同的特性，因此可以针对固有的心室节律和心室经起搏的节律两者确定本文描述的用于确定A1、A2和A3事件的幅度、时间间期或其他特性以用于设置A4检测控制参数或确认A4事件检测的方法。
例如，如结合本文呈现的流程图和时序图所描述的，可以基于A1、A2和A3事件中的一个或多个的特性来设置各种时间间期、感测窗口、心房不应期和心房事件检测阈值幅度。可以确定并存储一组A4检测控制参数和A1、A2和A3事件的特性以在心室感测(心室固有节律)的发作期间使用，并且可以确定并存储另一组A4检测控制参数和A1、A2和A3事件的特性以在心室起搏的发作期间使用。
在心室感测期间，控制电路206可以被配置为将正常窦性R波与室性早搏(premature ventricular contraction，PVC)区分开，使得在框302处标识的用于开始搜索来自运动传感器信号的A1至A4事件的心室事件不包括PVC。当在框302处标识出不是PVC的感知到的心室事件或经起搏的心室事件时，起搏计时电路242可以将逸搏间期定时器设置为较低频率(LR)起搏间期。如果较低频率起搏间期期满(如以下结合框315所描述的)，则可以递送与心房活动异步的心室起搏脉冲，以便维持一些最小的基础心室率。
在框304处，心房事件检测器240检测A1至A3运动信号。简言之，心房事件检测器240可以在响应于在框302处标识心室事件以用于检测A1至A3事件而设置的一个或多个时间窗口期间将运动传感器信号与一个或多个预定的检测阈值幅度进行比较。在一些示例中，还可以在框304处检测A4事件，以增加对给定心动周期中的四个运动传感器信号A1至A4中的每一个的肯定标识的置信度。在该示例中，可以在逐个心跳的基础上检测A1至A3事件以及可选地A4。
在检测到A1至A3事件之后，在框304确定A1-A3时间间期作为从A1事件检测到A3事件检测的时间间期。在框308处，A1-A3时间间期可用于更新A1-A3间期趋势。例如，可以在框308处使用最近的N个A1-A3时间间期测量值(例如，最近的三到十二个A1-A3时间间期)来更新移动平均A1-A3时间间期。
在框310处，A1-A3时间间期用于设置心室后心房不应期。该心房不应期在本文中也被称为“A4不应期”，因为在心房不应期期间A4事件检测被抑制。当在框302处标识出心室事件时，心房事件检测器240可以在框310处开始心房不应期。可以将心房不应期设置为比A1-A3时间间期长一百分比或比A1-A3时间间期长固定间期。例如，可以将心房不应期设置为比A1-A3时间间期长50至150ms，但是可以将更短或更长的固定间期添加到A1-A3时间间期以用于设置心房不应期。在一些示例中，用于设置心房不应期的固定时间间期可以根据心率而变化。
在心房不应期期间，为了触发心室起搏脉冲和开始AV起搏间期，忽略检测到的任何运动传感器事件或越过检测阈值幅度的任何运动传感器事件。如在框304所指示的，可以在心房不应期期间周期性地或在逐个心跳的基础上检测心室机械事件A1至A3，以确定A1-A3时间间期并且更新A1-A3间期趋势(框306和308)。
在框312处，心房事件检测器电路240监测运动传感器信号以在心房不应期的期满之后检测A4事件。如果在较低起搏频率间期期满(框315)之前未检测到A4事件，则在框316处递送心室起搏脉冲以确保最小心室率，例如每分钟40至60次心跳。此外，应当理解，如果在检测到A4事件之前感知到固有R波，则图5的过程可以返回到其中感知到的R波被标识为心室电事件的框302，并且控制电路206重新开始在下一心室周期上检测A4事件的过程。
如果在较低起搏频率间期期满之前检测到A4事件，则控制电路206响应于检测到A4事件而在框314处设置AV起搏间期。如果在AV起搏间期期间感测电路204没有从心脏电信号感知到固有R波，即框316的“否”分支，则在AV起搏间期的期满时，在框318处由脉冲发生器202递送心室起搏脉冲。心室起搏脉冲(如果递送了心室起搏脉冲的话)以及感知到的R波(未递送心室起搏脉冲的话)在框302处被标识为下一心室事件，并且重复该过程。
以这种方式，可以在逐个心跳(或较低频率)的基础上从运动传感器信号检测A1至A3事件以用于更新A1-A3时间间期趋势，该A1-A3时间间期趋势用于设置心房不应期以提供肯定地检测到A4事件以及对与心房事件同步的心室起搏脉冲正确地计时的高的可能性。通过应用基于A1-A3计时设置的心房不应期，其他运动传感器信号事件A1至A3不太可能被错误地检测为A4事件。
在一些示例中，不是确定A1-A3时间间期，而是可以确定到A2事件的时间间期，使得基于A1-A2时间间期设置延伸通过至少A2事件并且在A3事件之前期满的心房不应期。在该示例中，A4检测阈值幅度可以被设置为高于预期的A3事件幅度，以允许在心室周期中较早地(例如，当心房率增加时)检测到A4事件。在其他情况下，可以确定从经标识的心室电事件到A1、A2或A3事件的时间间期并将其用于设置心房不应期。
在一些示例中，周期性地而不是在逐个心跳的基础上执行框304到308的过程。例如，在心房不应期期间的对A1-A3事件的检测可以按照如下频率发生：每第三个心动周期、每第八个心动周期、每分钟一次或用于更新用于在框310处设置心房不应期的A1-A3时间间期(或如以上所讨论的其他心室事件时间间期)的其他预定时间表。在一些情况下，可以监测心率(经起搏的或固有的)，并且当心率变化超过预定量时，可以检测A1-A3事件以用于更新A1-A3间期趋势。例如，可以在框302处标识心室事件时确定连续心室事件之间的心室事件间期。心室事件间期可以是连续感知到的固有R波之间的RR间期或连续递送的心室起搏脉冲之间的VV间期，并且可以包括感知到的固有R波与连续递送的起搏脉冲之间的RV间期以及递送的起搏脉冲与连续感知到的R波之间的VR间期。例如，当起搏器14是频率应答起搏器时，固有心率和经起搏的频率都可以改变。如果心室事件间期改变或心室事件间期的趋势改变超过预定量，则控制电路可执行框304至308以更新用于设置心房不应期的A1-A3间期趋势。
在其他示例中，如果在心房不应期之后并且下一心室事件(固有的或经起搏的)在框302处被标识之前，在框312处未检测到A4事件，则控制电路206可以执行框304到306的过程达预定数量的连续或非连续心动周期，以更新用于设置心房不应期的A1-A3间期趋势，以恢复A4检测。
图6是在两个不同的心动周期内获取的运动传感器信号400和410的示例。对于两个心动周期，在时间0.0秒处递送心室起搏脉冲。在一个心动周期内接收到顶部的传感器信号400，并且在不同的心动周期内接收到底部的传感器信号401。两个信号400和410在时间0.0秒处对齐，该时间0.0秒处即心室起搏脉冲递送的时间。
观察到相应运动传感器信号400和410的在心室收缩期间发生的A1事件402与412在时间0.0秒处的心室起搏脉冲之后的时间上很好地对齐。类似地，A2事件404与414(在心室松弛期间发生)以及A3事件406与416(在被动心室充盈期间发生)在时间上很好地对齐。由于A1、A2和A3事件是分别在心室收缩、心室松弛和被动心室充盈期间发生的心室事件，所以预期这些事件在心室电事件(在该示例中为心室起搏脉冲)之后并相对于彼此以相对一致的间期发生。与感知到的固有R波之后的A1、A2和A3事件的时间关系相比，心室起搏脉冲之后的A1、A2和A3事件的时间关系可能不同，但是，在稳定的经起搏的心室节律或固有的心室节律期间，预期A1、A2和A3事件彼此之间以及A1、A2和A3事件与紧接在前的心室电事件之间的相对计时是一致的。
第一和第二运动传感器信号400和410分别的A4事件408和418在时间上不对齐。A4事件发生在心房收缩期间，并且因此在紧接在前的心室电事件(感知到的R波或心室起搏脉冲)以及在前的A1至A3事件之后的A4事件的时间间期可以在心动周期之间变化。
A1至A3事件相对于彼此以及A1至A3事件与紧接在前的心室电事件的计时的一致性可用于确定心房不应期以及增加可靠地检测A4事件408和418的置信度。在一些示例中，可以基于预期的V起搏-A1时间间期来设置A1感测窗口420。当运动传感器信号400或410越过A1感测阈值幅度440时，可以测得V起搏-A1时间间期430。可以基于在当前心动周期上确定的V起搏-A1时间间期430或移动平均V起搏-A1时间间期，在下一心动周期上调整A1感测窗口420。
可以基于预期的V起搏-A2时间间期(未明确示出但被理解为从0.0秒到A2事件检测的总时间)或A1-A2时间间期432(从A1检测的时间到A2检测的时间)来设置A2感测窗口422。可以在如下的时间处检测到A2事件404或414：在A2感测窗口422期间由运动传感器信号400或410正向越过A2感测阈值幅度442。可以基于在当前心动周期上确定的V起搏-A2时间间期或A1-A2时间间期432，在下一心动周期上调整A2感测窗口422。
类似地，可以基于预期的V起搏-A3时间间期(未明确标记但被理解为时间间期430和434的总和)、A1-A3时间间期434或A2-A3时间间期(未明确标记但被理解为从感知到的A2事件404或414到感知到的A3事件406或416的时间间期)来设置A3感测窗口424。在A3感测窗口424期间当运动传感器信号400或410分别越过A3感测阈值幅度444时，可以检测到A3事件406或416。可以基于在当前心动周期期间确定的V起搏-A3时间间期、A1-A3时间间期434或A2-A3时间间期，在下一心动周期上调整A3感测窗口424。
可以基于从心室起搏脉冲或感知到的固有R波到相应的A1事件402或412、A2事件404或414和A3事件406或416确定的时间间期的历史或者基于检测到的A1、A2和A3事件之间的时间间期的历史或其任何组合，来设置感测窗口420、422和424中的每一个。例如，可以将A2感测窗口422设置为基于在心室起搏脉冲或感知到的R波与检测到的A1事件之间测得的时间间期而开始。可以将A2感测窗口422的结束设置为基于A1-A2时间间期432或基于A1-A3时间间期434而开始。应认识到，可以设想许多方法以用于分别基于心室电事件(经起搏的或感知到的)以及后续A1、A2和A3事件的任何组合之间的预期时间间期的一致性来设置A1、A2和A3感测窗口420、422和424。此外，可以构想，可以根据不同的控制参数来设置这些感测窗口420、422和424，该不同的控制参数诸如，从测得的事件时间间期中添加或减去不同固定时间间期，其取决于心室电事件是经起搏的事件还是感知到的事件和/或取决于心率。可以测得并用于设置感测窗口420、422和424的开始、偏移和持续时间的事件时间间期可以包括以下项中的任一项：在经起搏的节律和/或固有的节律期间确定的V起搏-A1、V起搏-A2、V起搏-A3、R感测-A1、R感测-A2、R感测-A3、A1-A2、A1-A3和/或A2-A3时间间期。
可以分别在相应感测窗口420、422和424中的每一个期间唯一地设置感测阈值幅度440、442和444，或者针对所有感测窗口将感测阈值幅度440、442和444设置为固定值。感测阈值幅度440、442和444可以是固定阈值或衰减阈值，并且可以是自动调整的阈值，基于在每个相应窗口420、422和424期间检测到的峰值运动传感器信号幅度而将该自动调整的阈值设置到起始阈值。运动传感器信号400和410被示为原始信号，但是可以由被包括在运动传感器212中的电路系统对运动传感器信号进行滤波、放大和整流，以向控制电路206提供用于检测A1至A4事件的经整流的信号。
可以基于A1-A3时间间期434或基于V起搏-A3时间间期(V起搏-A1间期430和A1-A3时间间期434的总和)来设置心室后心房不应期436。在一些示例中，心房不应期436在A3感测窗口424的期满时结束。在其他示例中，心房不应期436在A3感测窗口424的期满之后结束。响应于由经整流的运动传感器信号正向越过A4感测阈值幅度446，可以检测到A4事件408或418。
在一些示例中，当在心房不应期436期间分别检测到A1、A2和A3事件时，确认A4检测。如果在心房不应期436期间未检测到A1、A2或A3事件中的任何一个，则基于越过阈值446的A4事件检测可能不被确认并且不用于开始AV起搏间期。在其他示例中，可能需要在逐个心跳的基础上在相应的感测窗口420、422或424期间检测到A1、A2或A3事件中的至少一个，以用于在心房不应期436之后确认A4检测。
如结合图5所描述的在逐个心跳的基础上或较低频率的基础上在相应的A1感测窗口420、A2感测窗口422和A3感测窗口424期间感知到的A1、A2和/或A3事件可用于更新心房不应期436，而不需要在每次心跳上对A1、A2和/或A3中的每一个的肯定检测来用于确认A4检测。基于A1至A3事件的检测和相对计时来设置心房不应期使得能够基于心室运动传感器信号事件的一致计时来设置心房不应期，使得即使A4事件相对于A1-A3事件和在前的心室电事件的计时是可变的，也可以以高可靠性检测到A4事件。
图7是平均运动传感器信号500，其可以由控制电路206通过对在多个心动周期内获得的运动传感器信号(例如，图6的信号400和410)进行平均来确定。平均运动传感器信号500可以表示3个至20个或其他预定数量的心动周期的平均。原始运动传感器信号或经滤波的、经放大的和/或经整流的运动传感器信号可以从在时间0.0秒处的心室电事件、起搏脉冲或感知到的R波开始缓冲，直到下一心室电事件。在一个心动周期内获得的缓冲运动传感器信号可以与在预定数量的其他心动周期内获得的缓冲运动传感器信号一起平均，以产生平均运动传感器信号500。
示出的心室电信号510在时间上与平均运动传感器信号500对齐。心室电信号510可以从感测电路204被传递到控制模块206，并且包括R波512以及T波514，R波512可以是诱发的R波或固有的R波。R波512之后是心室收缩A1事件502。心室松弛A2事件504发生在T波514期间。被动心室充盈A3事件506发生在T波514之后。
由于A1、A2和A3事件是心室机械事件，因此它们按照相对于彼此以及相对于心室电事件(R波512和T波514)一致的时间间期发生。结果，与图6的单个周期运动传感器信号400和410相比，平均运动传感器信号500中的A1信号502、A2信号504和A3信号506的信噪比得到改善。与如图6中所示的在单个心动周期的运动传感器信号400或410中观察到的A1、A2和A3事件相比，平均A1事件502、A2事件504和A3事件506具有改善的信噪比，使得来自平均运动信号500的A1、A2和A3事件检测更可靠。
可以定义单个事件检测阈值幅度540，使得由平均经整流的运动传感器信号500在A1感测窗口520、A2感测窗口522和A3感测窗口524内正向越过阈值540被检测为相应的A1事件502、A2事件504以及A3事件506。替代地，可以为每个感测窗口520、522和524定义唯一的检测阈值幅度，以用于检测相应的A1、A2和A3事件。可以根据心室起搏脉冲或R波512之后的预期A1、A2和A3事件计时来初始地设置感测窗口520、522和524，并且可以根据每个相应的A1事件502、A2事件504和A3事件506的实际检测时间来调整感测窗口520、522和524。可以基于心室起搏频率或心房事件频率(例如，基于A4-A4事件间期)来设置感测窗口520、522和524。由于与在固有心室节律期间相比在心室起搏期间A1、A2和A3事件和T波514的计时可能改变，因此也可以在心室起搏脉冲之后与在固有R波感知事件之后不同地设置感测窗口520、522和524。
相对于心室电事件和机械事件而言，与心室电事件计时无关的心房收缩A4事件计时从一个心动周期到下一心动周期可能是更加可变的，例如，如由信号400和410(图6)的A4事件408和418的相对计时所示的。结果，在图7中的平均运动信号500中，A4信号大大衰减。平均运动信号500中的A1至A3事件的改善的信噪比和A4事件的衰减使得控制电路206能够可靠地检测经信号平均的A1事件502、A2事件504和A3事件506，以用于如图6中所示的：确定一个或多个心室事件时间间期以用于分别设置A1、A2和A3检测窗口420、422和424，设置检测阈值幅度以供检测A1、A2、A3和/或A4事件，和/或设置用于在逐个心跳的基础上用于A4事件检测的心房不应期436。
例如，可以由控制电路206从平均运动信号500和心脏电信号510确定：心室R波或起搏脉冲到A1的时间间期530、A1-A3时间间期534、A1-A2时间间期536、心室R波或起搏脉冲到A3的时间间期516、和/或T波到A3的时间间期518。在递送心室起搏脉冲或感测固有R波时开始心房不应期436。心房不应期436可以被设置为在A3时间间期516之后的预定时间间期(例如30至100ms)之后期满。例如，如果时间间期516是700ms，则心房不应期436可以被设置为在开始心房不应期的心室起搏脉冲或感知到R波之后的750ms期满。代替使用以A3事件检测结束的时间间期，可以确定以A2事件检测结束的时间间期并将其用于控制心房不应期436的持续时间。如以上所描述的，在T波514期间发生的A2事件是心室机械收缩结束和心室机械心脏舒张开始的指示符。A3事件发生在心室机械舒张期间，在被动心室充盈期间。因此，A2事件504相对于另一心室电事件(心室起搏脉冲、R波512或T波514)的计时或A3事件506相对于另一心室电事件(心室起搏脉冲、R波512或T波514)的计时可用于控制心房不应期436的持续时间和期满时间。换言之，可以确定心室机械舒张事件、A2事件504或A3事件506的计时，并且可以将其用于设置心房不应期436，在逐个心跳的基础上应用该心房不应期436以用于检测A4事件。
可以由感测电路206在逐个心跳的基础上由控制电路206或由感测电路204从心脏电信号510感测T波514。可以在经整流的心脏电信号的最大峰值幅度处或在由控制电路206从感测电路204接收到的未经整流的心脏信号中的最大绝对峰值幅度处感测T波514。替代地，可由感测电路204响应于在心室起搏脉冲或R波感知事件信号之后心脏电信号越过T波感测阈值幅度，而感测到T波514。在一些情况下，可以在R波感知事件信号或递送的起搏脉冲之后应用T波感测窗口以促进T波感测。
可以在心房不应期436期间感测T波514。控制电路206可以在感测到T波514之后按照预定时间间期终止心房不应期436。例如，如果从平均运动信号500确定T波到A3的时间间期518是150ms，则控制电路206可以在感测到T波之后的180ms处终止心房不应期436，以促进对A4事件的可靠感测。
心房事件检测器电路240可以是基于处理器的电路，该基于处理器的电路：在多个心动周期内确定平均运动传感器信号500，从平均运动传感器信号500检测A1、A2和A3事件502、504和506，以及基于从平均运动传感器信号500检测到的至少一个心室机械舒张事件(例如，A3事件506)的计时来设置心房不应期436。在其他示例中，A2事件用作心室舒张机械事件，以用于标记心室舒张的开始的大致计时。可以在逐个心跳的基础上从非平均运动传感器信号在心房不应期436期满之后检测A4事件，例如事件408或418(图6)。
图8是根据另一示例的由起搏器14执行的用于检测心房事件和控制心房同步心室起搏的方法的流程图600。在框602处，标识心室电事件，该心室电事件可以是感知到的固有R波或递送的心室起搏脉冲。如结合图5所描述的，在标识心室电事件时，可以在框602处设置较低频率起搏间期，以便在没有A4事件检测的情况下维持最小的基础心室率。
在框604处，在心动周期内缓冲运动传感器信号，例如，直到标识出下一心室电事件。在框606处，将缓冲运动信号与在预定数量的心动周期内获取的缓冲运动传感器信号一起进行平均，以获得与非平均运动传感器信号相比具有改善的A1、A2和A3信噪比以及衰减的A4信号的平均运动信号。
在框608处，通过检测如以上结合图7所描述的经信号平均的A1、A2和A3事件，从平均运动传感器信号确定A1-A3时间间期或心室电事件到A3的时间间期。A3时间间期用于在框610处由心房事件检测器电路240设置心房不应期。如以上所描述的，心房不应期可以被设置为比A1-A3时间间期或心室电事件到A3的时间间期长预定百分比或固定时间间期，或者被设置为在基于A1、A2和A3事件的相对计时定义的A3感测窗口的期满时期满。在其他示例中，在框608处确定A2时间间期以用于设置A4不应期。A2和A3事件是心室机械舒张事件标志，其可用于控制对A4不应期的期满的计时发生在开始附近或心室被动充盈期期间，在与心房收缩相关联的主动心室充盈期之前。
在框602处标识出心室电事件(起搏脉冲或R波感知事件)时，在框610处开始心房不应期。在一些示例中，可以使用平均运动信号在逐个心跳的基础上发生信号平均和对A3时间间期(或A2时间间期)的确定以用于设置心房不应期。在其他示例中，周期性地或响应于心房率(例如，根据A4-A4间期来确定的)的变化、或感知到的心室节律与经起搏的心室节律之间的变化来确定A3时间间期。在框610处，可以使用根据平均运动传感器信号确定的最近更新的A3时间间期(或A2时间间期)来设置心房不应期。基于在当前心室周期期间确定的A3时间间期，可以在已经开始的心房不应期期间即时地(on the fly)设置心房不应期的期满。在其他示例中，在先前心室周期上确定的A3时间间期用于设置当前心室周期的心房不应期，使得心房不应期在A3事件的预期时间期间或之后结束，或者在某些情况下在预期A3事件之前但在预期A2事件之后结束。
在其他示例中，可以在逐个心跳的基础上通过如下操作来控制心房不应期的持续时间：在标识出心室事件时开始心房不应期、在心房不应期期间感测T波、以及在感知到的T波之后的预定时间间期终止心房不应期，其中该预定时间间期基于根据平均运动信号500(图7)确定的T波到A3的时间间期518。
如果在框612处在心房不应期期满之后从非平均运动传感器信号检测到A4事件，则在框614处设置AV起搏间期。可以基于由原始运动传感器信号或由经整流的信号的A4检测阈值幅度越过来检测A4事件。起搏计时电路242响应于检测到的A4信号在框614设置AV起搏间期。如果在AV起搏间期期满之前未感知到固有R波，如在框616处所确定的，则在框620处递送经安排的心室起搏脉冲。在一些情况下，在框615处在较低频率起搏间期期满之前可能未检测到A4事件。如果较低频率起搏间期在检测到A4事件之前期满，则可以在框620处递送心房异步心室起搏脉冲以维持经编程的最小心室基础频率，使得该过程返回到框602，其中将心室起搏脉冲标识为下一心室电事件。
图9是在按照两个不同的AV起搏间期的心室起搏期间的感知到的运动传感器信号事件的时序图700。计时标记701指示心房事件检测器电路240从运动传感器信号检测到A1、A2、A3和A4事件的时间。在该示例中，心房率是稳定的固有频率，使得A4事件按照规则的A4-A4间期720发生。在检测到的A4事件之后，按照第一AV起搏间期(AV1)708递送心室起搏脉冲702和704。在起搏脉冲702和704之后的V起搏-A3时间间期730和A3-A4时间间期740是一致的。
按照缩短的AV起搏间期(AV2)710递送第三心室起搏脉冲706。由于按照缩短的AV起搏间期710的较早的V起搏706，因此与在前的心室周期长度722相比，心室周期长度724被缩短。当调整AV起搏间期时，V起搏-A3时间间期730在心室周期722、724和726之间保持一致，因为A1、A2和A3事件是由于心室的电激动而发生的心室机械事件。A4-A4间期720不受AV起搏间期变化的影响。结果，A3-A4间期744被延长，因为A3事件跟随按照缩短的AV起搏间期710的较早的V起搏706。
可以由控制器206确定如下的这种变化：通过调整AV起搏间期(在稳定的心房心率期间)引起的，A3-A4时间间期744的这种变化或者在包括V起搏、A1、A2和A3事件的心室事件和后续的A4事件中的任何事件之间的时间的这种变化。如果由于改变AV起搏间期而发生A3-A4时间间期744的变化，则该变化证明A4事件是真正的A4事件。可以由控制模块206执行调整AV起搏间期以检查A3-A4时间间期中的对应变化，以用于验证检测到A4事件并避免将A3事件错误地检测为A4事件。在心房同步心室起搏期间，可以周期性地调整AV起搏间期以确定V起搏或A1、A2或A3事件中的任一个到A4事件之间的时间间期是否改变。如果是，则确认被检测为A4事件的事件。关于当AV起搏间期改变时从V起搏到A1、A2或A3事件中的任一个的时间间期没有变化的确定可用于：如果尽管AV起搏间期变化但还是按照从V起搏的一致时间间期检测到事件，则确认相应的A1、A2或A3事件或至少确认检测到的运动传感器事件不是A4事件。
图10是用于由起搏器14更新心房不应期的方法的流程图800。在框801处，使用初始心房不应期和A4检测阈值幅度来检测A4事件。在框802处，在检测到的A4事件之后按照AV起搏间期递送心室起搏脉冲。在递送心室起搏脉冲时，在框803处开始心房不应期，并且在框804处设置A1检测窗口。可以根据预期的V起搏-A1时间间期来设置A1检测窗口，例如，在心室起搏脉冲之后50到100ms开始并且在心室起搏脉冲之后300到400ms结束。响应于在A1检测窗口期间的阈值幅度越过，在框806处在A1检测窗口期间检测到A1事件。
在框808处设置A2检测窗口。A2检测窗口可以被设置为在如下时间开始预定间期：在心室起搏脉冲之后、在A1检测之后、在A1检测窗口期满之后、或者在A1检测窗口期满时。A2检测窗口可以在心室起搏脉冲之后300ms至400ms开始并且在心室起搏脉冲之后500至600ms结束。响应于在A2检测窗口期间运动传感器信号的阈值幅度越过，在框810处检测到A2事件。
在框814处设置A3检测窗口，并且在各自示例中，A3检测窗口可以基于对以下各项的计时：心室起搏脉冲、感知到的T波、A1检测、A2检测或A2检测窗口的期满。A3检测窗口可以在心室起搏脉冲之后500至600ms开始并且在心室起搏脉冲之后700至800ms结束。
上面给出的A1、A2和A3检测窗口的开始和结束时间的示例本质上是说明性的而不是限制性的。给定的示例可适用于高达每分钟约60次心跳的心率。随着心率的增大，V起搏-A3间期预计会减小。因此，当固有心房率更快时，A1、A2和A3检测窗口可以相对于紧接在前的心室起搏脉冲在时间上更早地开始和/或结束，从而导致跟踪心房A4事件的更快的心室起搏频率。
在框815处，在心房不应期期满之后检测到下一A4事件。响应于在心房不应期之外运动传感器信号的阈值幅度越过来检测到A4事件。心房不应期可以延伸通过A3检测窗口的至少一部分，并且可以延伸至晚于A3检测窗口。如以上所描述的，单个阈值幅度可以用于检测所有A1至A4事件，或者可以定义唯一的阈值幅度以用于在不应期之外检测A4事件。
在框816处，确定检测到的事件的时间间期。在一个示例中，确定至少V起搏-A3时间间期以用于与在调整AV起搏间期之后确定的V起搏-A3时间间期进行比较，如以下所描述的。在其他示例中，确定至少T波到A3的时间间期。在又其他示例中，可以在心室电事件与心室机械事件之间和/或在两个心室机械事件之间(例如，在心室起搏脉冲或感知到的T波与A1、A2和A3事件中的一个或多个之间和/或在A1、A2和A3事件中的一对或多对之间)确定多个时间间期。附加地，在框816处确定由A4事件检测时间定义的至少一个时间间期。例如，可以确定A1-A4、A2-A4、A3-A4、V起搏-A4和/或T波-A4的时间间期。这些时间间期被存储在存储器210中，以用于如以下所描述的确认检测到的A4事件。
在框818处按照经调整的AV起搏间期递送下一心室起搏脉冲。与在框802处使用的AV起搏间期相比，可以将AV起搏间期缩短预定间期。在框820处，检测A1至A4事件，并且在框822处针对当前心室周期重新确定在框816处确定的事件间期。心室事件间期(例如，V起搏-A1、V起搏-A2、V起搏-A3、T波-A3、A1-A2、A1-A3和/或A2-A3事件间期中的任何一个)被重新确定以验证先前在框816处确定的心室事件间期(多个)与在框822处确定的心室事件间期(多个)的一致性。在框824处，在框816处确定的心室事件间期与在调整AV起搏间期之后在框822处重新确定的心室事件间期之间进行比较，以验证：尽管AV起搏间期改变，但心室事件间期是一致的。对心室事件间期一致性的验证提供了对被检测为A1、A2或A3事件的事件实际上都不是心房事件的置信度。如果在框824处检测到对A1、A2或A3事件中的任何一个的计时的改变，则可以在框832处调整A1、A2和/或A3检测窗口。在一些示例中，还可以调整用于检测A1、A2和/或A3事件的检测阈值幅度(多个)。
在框826处，将从心室事件(V起搏、T波、A1、A2或A3)中的任何一个到A4事件的时间间期验证为与在框816处的从该心室事件到心房A4事件确定的类似(analogous)时间间期相比有变化。还可以在框826处确定A4-A4间期，并将其与一个或多个在前A4-A4间期或移动平均A4-A4间期进行比较，以验证心房率是稳定的并且没有变化的。如果AV起搏间期被缩短，则如果心房率不变的话，预期心室事件(机械的或电的)与A4心房事件之间的时间间期将延长对应的量。如果在调整AV起搏间期之后A4事件相对于在前的心室事件的计时没有改变，则检测到的A4事件可能不是真正的心房事件。如果在框822处确定的A4事件时间间期比在框816处确定的A4事件时间间期大一阈值差异，则可以检测到A4事件计时的改变。
例如，A3事件可能被错误地检测为A4事件。控制电路206可以在框832处调整A1、A2，A3检测窗口和/或心房不应期，并且重复在框801处开始的过程。在一些示例中，除了调整检测窗口和/或心房不应期之外或代替调整检测窗口和/或心房不应期，可以在框832处调整用于检测A1至A4事件中的一个或多个的检测阈值幅度。在框832处作出的调整可以基于在框816处确定的事件时间间期。替代地，可以执行上面结合图7所描述的获得用于检测A1、A2和A3事件的平均运动信号500的方法，以基于在A4事件信号衰减时从平均运动信号确定的事件时间间期来重置A1、A2和A3检测窗口。
如果在框824处验证了心室事件时间间期未改变，并且在框826处验证了心室事件到A4的时间间期增加了，则在框828处验证了A4事件检测。可以在框830处基于以下各项来更新心房不应期：V起搏-A3时间间期(或其他A2或A3事件时间间期)和/或在使用第一目标AV起搏间期时确定的心室事件到A4事件的时间间期。经更新的心房不应期在下一心室起搏脉冲或感知到的R波处开始。还可以在框830处基于对检测到的A1、A2和A3事件的计时来更新A1、A2和A3事件检测窗口。
应当认识到，在一些示例中，在给定的心动周期期间，在相应的检测窗口内可能未检测到A1、A2和A3事件中的所有三个。在心房不应期期间按顺序检测到所有三个A1、A2和A3事件可以提供在给定心动周期上的心房不应期之外进行的A4事件检测的更大的置信度。然而，在某些情况下，不需要检测到所有三个事件来确认A4检测和更新检测窗口以及心房不应期。例如，可以仅设置A3检测窗口以用于检测A3事件并确定V起搏-A3时间间期。在其他示例中，可以设置所有三个检测窗口，并且只要检测到A1、A2和A3事件中的至少一个或多个，就可以确定一致的心室事件间期以用于确认A4检测和更新检测窗口以及心房不应期。
可以周期性地或响应于心房率变化(基于A4-A4间期确定的)执行图10的方法，以使得能够对A1、A2和/或A3检测窗口和/或心房不应期作出调整，以持续地促进可靠的A4事件检测。通过在失去对A1至A4事件中的任何一个的检测之前调整检测窗口和/或心房不应期，可考虑由于心率或其他因素的变化而导致的A1至A4事件的计时的移位。以这种方式，由心室起搏器14可靠地持续检测A4心房收缩事件使得能够递送经适当定时的心房同步心室起搏脉冲。
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，本文所描述的各种方法可以包括以与本文所显示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施本文公开的技术的其他电路系统；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所附各权利要求的范围。

Claims (10)

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包括心室舒张事件和心房收缩事件的运动信号；以及
控制电路，所述控制电路被耦合至所述运动传感器和所述脉冲发生器，并且被配置用于：
从所述运动信号检测所述心室舒张事件；
开始心房不应期，所述心房不应期具有基于检测到所述心室舒张事件的时间而设置的期满时间；
在所述心房不应期的期满之后，从所述运动信号检测第一心房收缩事件；并且
控制所述脉冲发生器在第一心房收缩事件检测之后按照第一房室起搏时间间期向所述心室递送第一起搏脉冲。
2.如权利要求1所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被配置成通过检测心室被动充盈事件来从所述运动信号检测所述心室舒张事件。
3.如权利要求1-2中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路进一步被配置成在向所述心室递送在前的起搏脉冲时开始所述心房不应期，并且在检测到所述心室舒张事件之后的预定时间间期结束所述心房不应期。
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耦合到所述起搏器的电极接收心脏电信号；
其中，所述控制电路进一步被配置用于：
标识心室电事件，所述心室电事件是以下各项中的一项：所述心脏电信号的R波、所述心脏电信号的T波、或由所述脉冲发生器递送的起搏脉冲；
确定从所标识的心室电事件到所述心室舒张事件的时间间期；以及
基于所确定的时间间期设置所述心房不应期。
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耦合到所述起搏器的电极接收包括R波的心脏电信号；
其中，所述控制电路进一步被配置用于：
标识心室电事件，所述心室电事件是所述心脏电信号的R波和由所述脉冲发生器递送的起搏脉冲中的一者；
响应于标识出所述心室电事件而设置多个心室机械事件检测窗口，所述多个心室机械事件检测窗口包括：基于所述运动信号的心室收缩事件的估计时间而设置的第一检测窗口，基于所述运动信号的心室松弛事件的估计时间而设置的第二检测窗口，以及基于所述运动信号的心室被动充盈事件的估计时间而设置的第三检测窗口；以及
响应于在相应的第一检测窗口、第二检测窗口和第三检测窗口期间检测到所述心室收缩事件、所述心室松弛事件和所述心室被动充盈事件中的至少一者，确认在所述心房不应期期满之后检测到所述心房收缩检测。
6.如权利要求1-5中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被进一步配置用于：
在多个心室周期内接收所述运动信号；
对所述多个心室周期内的所述运动信号进行平均；
从平均运动信号检测所述心室舒张事件；
确定以检测到的心室舒张事件结束的时间间期；并且
基于所确定的时间间期设置所述心房不应期的所述期满时间。
7.如权利要求1-6中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被进一步配置用于：
在所述第一心室起搏脉冲之后的第一心室周期期间从所述运动传感器信号检测第一心室机械事件；
确定从所述第一心室起搏脉冲到所述第一心室机械事件的第一心室事件时间间期；
从所述运动信号检测第二心房收缩事件；
在第二心房收缩事件检测之后，控制所述脉冲发生器按照第二房室起搏时间间期向所述心室递送第二起搏脉冲，所述第二房室起搏时间间期与所述第一房室起搏时间间期不同；
在所述第二心室起搏脉冲之后的第二心室周期期间从所述运动传感器信号检测第二心室机械事件；
确定从所述第二起搏脉冲到所述第二心室机械事件的第二心室事件时间间期；
从所述运动信号检测第三心房收缩事件；并且
响应于所述第二心室事件时间间期与所述第一心室事件时间间期相比保持不变，确认检测到所述第三心房收缩事件。
8.如权利要求7所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路进一步被配置成通过以下方式确认检测到所述第三心房收缩事件：
确定从所述第一心房收缩事件到以下各项中的在前的一项的第一心室至心房事件时间间期：所述第一心室起搏脉冲和在所述第一心室周期期间从所述运动传感器信号检测到的第一心室机械事件；
确定从所述第二心房收缩事件到以下各项中的在前的一项的第二心室至心房事件时间间期：所述第二心室起搏脉冲和在所述第二心室周期期间从所述运动传感器信号检测到的第二心室机械事件；以及
检测到所述第二心室至心房事件时间间期与所述第一心室至心房事件时间间期相比的变化。
9.如权利要求1-8中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被进一步配置用于：
在多个心室周期内接收所述运动信号；
对所述多个心室周期内的所述运动信号进行平均；
设置感测窗口；
在所述感测窗口期间从平均运动信号检测所述心室舒张事件；
确定以检测到的心室舒张事件结束的时间间期；以及
将所述心房不应期设置为晚于所确定的时间间期结束，
所述心室舒张事件是心室松弛事件和心室被动充盈事件之一。
10.如权利要求1-9中任一项所述的起搏器，进一步包括：
壳体，所述壳体封围所述脉冲发生器、所述运动传感器和所述控制电路；以及
阴极电极和阳极电极，所述阴极电极和所述阳极电极由所述壳体携载并被耦合到所述脉冲发生器，以用于将所述第一起搏脉冲递送到所述患者的心室。
CN201780060227.7A 2016-09-29 2017-09-29 心内心室起搏器中的心房跟踪 Active CN109789308B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202310095726.7A CN115887924A (zh) 2016-09-29 2017-09-29 心内心室起搏器中的心房跟踪

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/280,538 2016-09-29
US15/280,538 US10532212B2 (en) 2016-09-29 2016-09-29 Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
PCT/US2017/054412 WO2018064533A1 (en) 2016-09-29 2017-09-29 Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310095726.7A Division CN115887924A (zh) 2016-09-29 2017-09-29 心内心室起搏器中的心房跟踪

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN109789308A CN109789308A (zh) 2019-05-21
CN109789308B true CN109789308B (zh) 2022-12-27

Family

ID=60043410

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201780060227.7A Active CN109789308B (zh) 2016-09-29 2017-09-29 心内心室起搏器中的心房跟踪
CN202310095726.7A Pending CN115887924A (zh) 2016-09-29 2017-09-29 心内心室起搏器中的心房跟踪

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310095726.7A Pending CN115887924A (zh) 2016-09-29 2017-09-29 心内心室起搏器中的心房跟踪

Country Status (4)

Country Link
US (3) US10532212B2 (zh)
EP (2) EP3519041B1 (zh)
CN (2) CN109789308B (zh)
WO (1) WO2018064533A1 (zh)

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10532212B2 (en) * 2016-09-29 2020-01-14 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
WO2018081721A1 (en) * 2016-10-31 2018-05-03 Cardiac Pacemakers, Inc Systems for activity level pacing
US10286214B2 (en) * 2016-11-03 2019-05-14 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10864377B2 (en) 2016-12-01 2020-12-15 Medtronic, Inc. Pacing mode switching in a ventricular pacemaker
US10328270B2 (en) 2016-12-13 2019-06-25 Medtronic, Inc. Input switching in a ventricular intracardiac pacemaker
US10744329B2 (en) * 2017-07-07 2020-08-18 Medtronic, Inc. Atrial tracking confirmation in an intracardiac ventricular pacemaker
US11185701B2 (en) 2018-04-09 2021-11-30 Medtronic, Inc. Pacing mode switching and rate response limit in a ventricular pacemaker
US11617889B2 (en) * 2018-04-20 2023-04-04 Medtronic, Inc. Rate smoothing to enhance atrial synchronous pacing in a ventricular pacemaker
EP4257179A3 (en) * 2018-06-28 2023-12-13 Medtronic, Inc. Pacing mode switching in a ventricular pacemaker
US11504536B2 (en) 2018-10-01 2022-11-22 Medtronic, Inc. Method and apparatus for atrial event detection
US11123005B2 (en) 2018-11-12 2021-09-21 Medtronic, Inc Method and apparatus for atrial tachyarrhythmia detection
US11207526B2 (en) 2018-11-14 2021-12-28 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for reducing current drain in a medical device
US11724113B2 (en) 2018-12-06 2023-08-15 Medtronic, Inc. Method and apparatus for establishing parameters for cardiac event detection
US11260234B2 (en) 2018-12-06 2022-03-01 Medtronic, Inc. Mode switching in a ventricular pacemaker to promote atrioventricular conduction
US11071872B2 (en) 2019-01-07 2021-07-27 Pacesetter, Inc. Systems and methods for performing pacing using multiple leadless pacemakers
US11097113B2 (en) * 2019-01-07 2021-08-24 Pacesetter, Inc. Systems and methods for performing pacing using leadless pacemakers
EP3769813B1 (en) * 2019-07-26 2023-03-08 BIOTRONIK SE & Co. KG Leadless cardiac pacemaker device configured to provide intra-cardiac pacing
CN110694176B (zh) * 2019-10-16 2023-05-30 乐普医学电子仪器股份有限公司 提高心室安全起搏可靠性的方法、电路、存储介质及装置
WO2021137202A1 (en) * 2020-01-05 2021-07-08 Impulse Dynamics Nv Lead condition testing in an implanted cardiac device
US20210228886A1 (en) 2020-01-23 2021-07-29 Medtronic, Inc. Adjustment of mechanical motion sensing for controlling cardiac pacing
US11826574B2 (en) 2020-01-30 2023-11-28 Medtronic, Inc. Method and apparatus for adjusting control parameters for cardiac event sensing
US11717688B2 (en) 2020-04-07 2023-08-08 Medtronic, Inc. Medical device and method for detecting atrioventricular block
US11819698B2 (en) 2020-11-09 2023-11-21 Medtronic, Inc. Medical device and method for determining atrioventricular synchrony
US20220323768A1 (en) 2021-04-12 2022-10-13 Medtronic, Inc. Rate smoothing in atrial synchronous ventricular pacemaker
EP4333973A1 (en) * 2021-05-05 2024-03-13 BIOTRONIK SE & Co. KG An implantable medical device configured to provide an intracardiac function

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0118306A1 (en) * 1983-03-04 1984-09-12 Medtronic, Inc. An atrial synchronized pacemaker having an adaptive atrial refractory period
US5085215A (en) * 1990-03-20 1992-02-04 Telectronics Pacing Systems, Inc. Metabolic demand driven rate-responsive pacemaker
US5123412A (en) * 1990-08-14 1992-06-23 Medtronic, Inc. Dual-chamber pacemaker with automatic selection of atrial refractory period
US5213098A (en) * 1991-07-26 1993-05-25 Medtronic, Inc. Post-extrasystolic potentiation stimulation with physiologic sensor feedback
WO1995027531A1 (en) * 1994-04-08 1995-10-19 Pacesetter, Inc. Cardiac pacemaker with physiological control and method
EP0681851A2 (en) * 1994-04-12 1995-11-15 Telectronics N.V. Forced atrioventricular synchrony dual chamber pacemaker
US5891176A (en) * 1996-05-09 1999-04-06 Pacesetter, Inc. System and method for providing hemodynamically optimal pacing
WO2016014352A1 (en) * 2014-07-25 2016-01-28 Medtronic, Inc. Atrial contraction detection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronous ventricular pacing

Family Cites Families (47)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4485813A (en) 1981-11-19 1984-12-04 Medtronic, Inc. Implantable dynamic pressure transducer system
US5052388A (en) 1989-12-22 1991-10-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator
US5628777A (en) 1993-07-14 1997-05-13 Pacesetter, Inc. Implantable leads incorporating cardiac wall acceleration sensors and method of fabrication
US5480412A (en) 1993-11-16 1996-01-02 Pacesetter, Inc. System and method for deriving hemodynamic signals from a cardiac wall motion sensor
US5507782A (en) 1994-03-17 1996-04-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for dual chamber cardiac pacing
US5674258A (en) 1995-03-08 1997-10-07 Medtronic, Inc. Packaged integrated accelerometer
US5593431A (en) 1995-03-30 1997-01-14 Medtronic, Inc. Medical service employing multiple DC accelerometers for patient activity and posture sensing and method
US5836987A (en) 1995-11-15 1998-11-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for optimizing cardiac performance by determining the optimal timing interval from an accelerometer signal
US5683432A (en) 1996-01-11 1997-11-04 Medtronic, Inc. Adaptive, performance-optimizing communication system for communicating with an implanted medical device
US6044297A (en) 1998-09-25 2000-03-28 Medtronic, Inc. Posture and device orientation and calibration for implantable medical devices
US6650940B1 (en) 2000-02-02 2003-11-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Accelerometer-based heart sound detection for autocapture
US7260432B2 (en) * 2001-10-11 2007-08-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Timing cycles for synchronized multisite cardiac pacing
US7127289B2 (en) 2001-12-05 2006-10-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization system employing mechanical measurement of cardiac walls
US7130681B2 (en) 2003-05-09 2006-10-31 Medtronic, Inc. Use of accelerometer signal to augment ventricular arrhythmia detection
US7751884B2 (en) 2005-04-28 2010-07-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Flexible neural stimulation engine
US8818510B2 (en) * 2007-10-30 2014-08-26 Pacesetter, Inc. Systems and methods for paired/coupled pacing
US8340763B2 (en) * 2008-09-08 2012-12-25 Backbeat Medical, Inc. Methods and apparatus to stimulate heart atria
ATE511881T1 (de) 2008-11-19 2011-06-15 Ela Medical Sa Aktives medizinisches implantat, das mit testmitteln zur aurikulären datenerfassung ausgestattet ist
ATE511880T1 (de) 2008-11-19 2011-06-15 Ela Medical Sa Aktives medizinisches implantat, das mit berechnungsmitteln der atrioventrikulären verzögerung ausgestattet ist
US8541131B2 (en) 2009-05-29 2013-09-24 Medtronic, Inc. Elongate battery for implantable medical device
WO2011069538A1 (en) * 2009-12-08 2011-06-16 St. Jude Medical Ab Implantable medical device for cardiac therapy
US8433409B2 (en) 2010-01-29 2013-04-30 Medtronic, Inc. Implantable medical device battery
US20120095521A1 (en) 2010-10-19 2012-04-19 Medtronic, Inc. Detection of heart rhythm using an accelerometer
US9775982B2 (en) 2010-12-29 2017-10-03 Medtronic, Inc. Implantable medical device fixation
US8805500B2 (en) * 2011-03-15 2014-08-12 Medtronic, Inc. Atrial nerve stimulation with ventricular pacing
US8996109B2 (en) * 2012-01-17 2015-03-31 Pacesetter, Inc. Leadless intra-cardiac medical device with dual chamber sensing through electrical and/or mechanical sensing
US8532785B1 (en) 2012-09-26 2013-09-10 Medtronic, Inc. Therapy delivery method and system for implantable medical devices
US20140121721A1 (en) 2012-10-30 2014-05-01 Medtronic, Inc. Apparatus and method for placement of lead for cardiac resynchronization therapy
US8923963B2 (en) 2012-10-31 2014-12-30 Medtronic, Inc. Leadless pacemaker system
EP2737925B1 (fr) 2012-11-29 2015-06-17 Sorin CRM SAS Prothèse cardiaque implantable active avec détection de l'activité mécanique auriculaire
US9814887B2 (en) 2014-02-06 2017-11-14 Medtronic, Inc. Selection of optimal accelerometer sensing axis for rate response in leadless pacemaker
JP6394134B2 (ja) 2014-07-11 2018-09-26 船井電機株式会社 プロジェクタおよびヘッドアップディスプレイ装置
US10441796B2 (en) 2014-07-17 2019-10-15 Medtronic, Inc. Multi-chamber intracardiac pacing system
US10674928B2 (en) 2014-07-17 2020-06-09 Medtronic, Inc. Leadless pacing system including sensing extension
US9889303B2 (en) 2014-09-08 2018-02-13 Medtronic, Inc. Far-field R-wave detection to control atrial pace timing in a dual-chamber leadless pacemaker
US9694186B2 (en) 2014-09-08 2017-07-04 Medtronic, Inc. Dual chamber timing for leadless pacemakers using infrequent atrial signals and ventricular contractions
US9393424B2 (en) 2014-09-08 2016-07-19 Medtronic, Inc. System and method for dual-chamber pacing
US9597513B2 (en) 2014-10-24 2017-03-21 Medtronic, Inc. Sensing and atrial-synchronized ventricular pacing in an intracardiac pacemaker
US9592392B2 (en) 2014-10-24 2017-03-14 Medtronic, Inc. Sensing and atrial-synchronized ventricular pacing in an intracardiac pacemaker
US9468766B2 (en) 2014-10-24 2016-10-18 Medtronic, Inc. Sensing and atrial-synchronized ventricular pacing in an intracardiac pacemaker
US9724518B2 (en) 2014-11-25 2017-08-08 Medtronic, Inc. Dynamic patient-specific filtering of an activity signal within a beating heart
US10350417B2 (en) 2014-11-26 2019-07-16 Medtronic, Inc. Atrial synchronized ventricular pacing system using intracardiac pacemaker and extracardiac atrial sensing
US10350416B2 (en) 2015-07-28 2019-07-16 Medtronic, Inc. Intracardiac pacemaker with sensing extension in pulmonary artery
US10080900B2 (en) 2016-03-22 2018-09-25 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10532212B2 (en) * 2016-09-29 2020-01-14 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10449366B2 (en) 2016-09-29 2019-10-22 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10286214B2 (en) * 2016-11-03 2019-05-14 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0118306A1 (en) * 1983-03-04 1984-09-12 Medtronic, Inc. An atrial synchronized pacemaker having an adaptive atrial refractory period
US5085215A (en) * 1990-03-20 1992-02-04 Telectronics Pacing Systems, Inc. Metabolic demand driven rate-responsive pacemaker
US5123412A (en) * 1990-08-14 1992-06-23 Medtronic, Inc. Dual-chamber pacemaker with automatic selection of atrial refractory period
US5213098A (en) * 1991-07-26 1993-05-25 Medtronic, Inc. Post-extrasystolic potentiation stimulation with physiologic sensor feedback
WO1995027531A1 (en) * 1994-04-08 1995-10-19 Pacesetter, Inc. Cardiac pacemaker with physiological control and method
EP0681851A2 (en) * 1994-04-12 1995-11-15 Telectronics N.V. Forced atrioventricular synchrony dual chamber pacemaker
US5891176A (en) * 1996-05-09 1999-04-06 Pacesetter, Inc. System and method for providing hemodynamically optimal pacing
WO2016014352A1 (en) * 2014-07-25 2016-01-28 Medtronic, Inc. Atrial contraction detection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronous ventricular pacing

Also Published As

Publication number Publication date
US20200121932A1 (en) 2020-04-23
WO2018064533A1 (en) 2018-04-05
US20220323769A1 (en) 2022-10-13
EP3858428A1 (en) 2021-08-04
EP3519041B1 (en) 2021-01-06
EP3519041A1 (en) 2019-08-07
US11305126B2 (en) 2022-04-19
CN115887924A (zh) 2023-04-04
US10532212B2 (en) 2020-01-14
CN109789308A (zh) 2019-05-21
US20180085589A1 (en) 2018-03-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN109789308B (zh) 心内心室起搏器中的心房跟踪
US11357987B2 (en) Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
CN109937070B (zh) 心内心室起搏器中的心房跟踪
CN110022933B (zh) 心室起搏器中的起搏模式切换
CN110072592B (zh) 心室心内起搏器中的输入切换
US20230226360A1 (en) Rate smoothing to enhance atrial synchronous pacing in a ventricular pacemaker
EP3773884B1 (en) Pacing mode switching and rate response limit in a ventricular pacemaker
US11752346B2 (en) Atrial tracking confirmation in an intracardiac ventricular pacemaker
EP4074374A1 (en) Rate smoothing in atrial synchronous ventricular pacemaker

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant