CN109890455B - 起搏器介导的心动过速检测和干预 - Google Patents

Abstract

一种采用植入式医疗设备来检测起搏器介导的心动过速(PMT)并响应于确认所述PMT而调整参数(例如，PVARP)的方法。该方法包括，利用位于所述植入式医疗设备中的处理器，(1)测量第一Vp‑As(VA1)，(2)响应于测量VA1而针对一次心跳将SAV加长50ms，(3)测量第二Vp‑As(VA2)，(4)返回到正常的SAV，(5)测量第三Vp‑As(VA3)，(6)确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，(7)响应于确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，而确认PMT的存在，以及(8)响应于确认PMT的存在，而延长PVARP。

Description

起搏器介导的心动过速检测和干预

相关申请的交叉引用

本申请要求2016年10月28日提交的美国临时申请No.62/414,375和2017年3月7日提交的美国临时申请No.62/468,319的权益。以上申请的公开内容通过引用以其全部内容结合于此。

技术领域

本公开涉及对起搏器介导的心动过速(PMT)的检测，并且更具体地，涉及调整植入式设备的操作以消除、终止或减少PMT。

背景技术

起搏器介导的心动过速(PMT)(也被称为无限循环心动过速(endless looptachycardia))发生在心脏起搏器按照不适当的快的频率起搏心室达持续的时间段时。当在心房与心室之间的结缔组织可以将逆行(retrograde)电信号从心室传输到心房期间的时间处发生心室事件时，发生PMT。心室信号至心房的传导在心房中提供假性(spurious)电信号，该假性电信号被起搏器视为自然的心房事件。起搏器感测到假性逆行心房信号，并随后在信号之后编程的AV时间段处起搏心室。起搏的心室信号被传导到心房，并且再次被起搏器错误地检测为自然的心房事件。因此，起搏器继续按照相对高的频率起搏心室，该相对高的频率由编程的AV间期和心室与心房之间的逆行传导时间的总和限定。起搏器无限期地维持高的频率，因为逆行传导确保起搏器检测到似乎是高频率的心房事件并通过生成对应的高频率心室起搏来跟踪这些假性心房事件。

PMT可以由室性早搏(PVC)后的逆行传导引起，右心室(RV)起搏可以产生逆行传导回到心房。响应于逆行传导，由植入式设备检测到的心房感知事件反过来导致按照编程的感知到的房室(SAV)间期递送RV起搏。这产生了被称为PMT的设备的不适当地快速起搏的周期，如Baker等人的美国专利No.4,554,920中所描述的。

用于检测PMT的现有算法可以能够实现改进的PMT检测，尤其是针对经历高的固有频率的患者。高的固有频率可导致不适当的PMT干预(例如，针对一个周期延长心室后心房不应期(PVARP))，这可导致心跳下降或CRT起搏的中断。因此，期望开发被配置成避免、消除、终止或减少PMT的设备和方法。

发明内容

本公开采用植入式医疗设备，其被配置成确认是否已检测到起搏器介导的心动过速(PMT)。PMT确认涉及对感知到的房室(SAV)间期的周期性延长和对所得到的心室心房(VA)间期的测量。如果心室心房(VA)间期未改变，则确认PMT。如果VA间期改变，则不存在真正的PMT。

本公开的算法将确认阶段添加到现有PMT检测算法。在确认阶段期间，如果加长SAV不改变心室起搏-心房感测(Vp-As)间期，则确认PMT。由医疗设备实现的示例性方法包括具有处理器。处理器执行各种功能，包括对间期进行测量、计时和调整中的所有。例如，执行指令的处理器实现测量周期，该测量周期包括：(1)测量Vp-As(VA1)，(2)针对一次心跳将SAV加长50ms，(3)测量Vp-As(VA2)，(3)返回到正常的SAV，(4)测量Vp-As(VA3)，(5)如果VA1不等于VA2，则不确认PMT。替代地，如果VA1＝VA2，则确认PMT。重复测量周期多次(例如，两次(再6次心跳))，以确认检测到PMT。响应于PMT被确认，针对一次心跳将PVARP持续时间延长到400ms，如图7中所示的。

一个或多个实施例涉及采用植入式医疗设备来检测起搏器介导的心动过速(PMT)并响应于检测到PMT而调整参数(例如，心室后心房不应期(PVARP))的方法。该方法包括，利用位于植入式医疗设备中的处理器，(1)测量第一Vp-As(VA1)，(2)响应于测得VA1而针对一次心跳将SAV加长50ms，(3)测量第二Vp-As(VA2)，(4)返回到正常的SAV，(5)测量第三Vp-As(VA3)，(6)确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，(7)响应于确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，而确认PMT的存在，以及(8)响应于确认PMT的存在，而延长PVARP。

以上发明内容不旨在描述本公开的每一个实施例或每一种实现方式。通过参考以下结合所附附图获得的具体实施方式以及权利要求书，更完整的理解将变得明显和可理解。

附图说明

图1是示出被配置成传输指示心力衰竭的诊断信息的示例系统的概念图，该示例系统包括被耦合到植入式医疗引线的植入式医疗设备(IMD)。

图2A是示出图1的示例IMD和引线连同心脏的概念图。

图2B是示出被耦合到不同配置的植入式医疗引线的图1的示例性IMD连同心脏的概念图。

图3是示出了图1的IMD的示例配置的功能框图。

图4是示出促进用户与IMD通信的外部编程器的示例配置的功能框图。

图5描绘了由本文公开的植入式医疗设备实现的方法的流程图，该方法确认是否已检测到PMT。

图6是总体描绘了具有疑似的PMT和经确认的PMT的心房事件和心室事件的事件时序图。

图7描绘了简化的事件时序图，其中针对一次心跳将PVARP持续时间延长到400ms。

图8是总体描绘了VA1、VA2和VA3间期并且将AV间期加长了50ms的事件时序图。

具体实施方式

将参照图1-8描述示例性系统、方法和界面。图5-8和所附的文本描述了确认PMT的方式。对本领域技术人员将是显而易见的是，来自一个实施例的元件或过程可与其他实施例的元件或过程结合使用，并且使用本文中所阐述的特征的组合的此类方法、装置和系统的可能的实施例不限于附图中所示和/或本文所描述的特定的实施例。进一步地，将认识到，本文中所描述的实施例可包括并不一定按比例示出的许多元件。仍进一步地，将认识到，本文中的过程的计时以及各种元件的尺寸和形状可被修改但仍落在本公开的范围内，虽然某些计时、一个或多个形状和/或尺寸、或元件的类型相对于其他计时、形状和/或尺寸、或元件的类型可能是有利的。

图1是示例的概念图，系统10包括IMD 16，IMD 16被耦合到引线18、20和22以及编程器24。IMD 16可以是例如植入式心脏起搏器、复律器、和/或除颤器，其经由耦合到引线18、20和22中的一个或多个的电极向心脏12提供电信号。患者14通常是，但不一定是人类患者。

通常，本公开中描述的技术可由任何医疗设备(例如，植入式或外部的)实现，其感测指示心脏活动、患者14活动和/或患者14体内的流体体积的信号。在图1的示例中，引线18、20、22延伸至患者14的心脏12中，以感测心脏12的电活动和/或将电刺激递送给心脏12。在图1中所示的示例中，右心室(RV)引线18延伸通过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26，并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26并且进入到冠状窦30中，到达邻近心脏12的左心室32的游离壁(freewall)的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入到心脏12的右心房26中。

在一些示例中，系统10可附加地或替代地包括一个或多个引线或一个或多个引线段(图1中未示出)，它们在腔静脉或其他静脉内部署一个或多个电极。此外，在一些示例中，系统10可附加地或替代地包括具有被植入在心脏12外部的电极的临时或永久心外膜引线或皮下引线，作为经静脉的心脏内引线18、20和22的替代或补充。这些引线可用于心脏感测、起搏或心脏复律/除颤中的一个或多个。例如，这些电极可允许在一些患者体内提供改善的或补充的感测的替代电感测配置。

IMD 16可经由被耦合到引线18、20、22中的至少一个引线的电极(图1中未示出)来感测伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号。在一些示例中，IMD 16基于在心脏12内感知到的电信号来向心脏12提供起搏脉冲。IMD 16所使用的用于感测和起搏的电极的配置可以是单极或双极的。IMD16可检测心脏12的心律失常(诸如，心房26和36和/或心室28和32的心动过速或纤颤)，并且还可经由位于引线18、20、22中的至少一个上的电极来提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。在一些示例中，可对IMD 16进行编程以递送累进的治疗(例如，具有增大的能量水平的脉冲)，直到心脏12的纤颤停止为止。IMD 16可采用本领域已知的一种或多种纤颤检测技术来检测纤颤。

另外，IMD 16可以针对存储在IMD 16中和/或用于生成心力衰竭风险水平的患者度量来监测心脏12的电信号。IMD 16可以利用引线18、20、22上携载的任何电极中的两个来生成心脏活动的电描记图。在一些示例中，IMD 16还可以使用IMD 16的壳体电极(未示出)来生成电描记图并监测心脏活动。尽管这些电描记图可用于监测心脏12的潜在的心律失常和其他紊乱以进行治疗，但电描记图还可用于监测心脏12的状况。例如，IMD 16可监测心率(夜间时间和白天时间)、心率变异性、心室或心房固有起搏频率、血流的指标、或心脏12泵送血液的能力或心力衰竭进展的其他指标。

IMD 16还可与外部编程器24通信。在一些示例中，编程器24包括外部设备，例如，手持式计算设备、计算机工作站、或联网的计算设备。编程器24可包括从用户接收输入的用户界面。在其他示例中，用户还可经由联网的计算设备与编程器24远程交互。用户可以与编程器24交互以与IMD 16通信。例如，用户可以与编程器24交互以发送询问请求并且从IMD16检取患者度量或其他诊断信息。用户还可与编程器24交互以对IMD 16进行编程，例如，选择用于IMD 16的操作参数的值。虽然用户是医生、技师、外科医生、电生理学家、或其他医疗保健专业人员，但在一些示例中用户可以是患者14。

作为另一示例，用户可使用编程器24来从IMD 16检取关于系统10的IMD 16或诸如IMD 16的引线18、20和22或电源之类的其它部件的性能或完整性的信息。在一些示例中，任何这种信息可以作为警报(例如，通知或指令)呈现给用户。进一步地，每当可由IMD 16检测到编程器24时，可从IMD 16推送警报以促进警报递送。IMD 16可以无线地传输警报或其他诊断信息，以便于立即通知心力衰竭状况。

IMD 16和编程器24可经由使用本领域已知的任何技术的无线通信来进行通信。通信技术的示例可包括例如射频(RF)遥测术，但是也可以考虑其他通信技术，诸如磁耦合。在一些示例中，编程器24可包括可以邻近患者的身体靠近IMD 16植入部位放置的编程头，以便改善IMD 16与编程器24之间的通信质量或安全性。

IMD 16可自动检测患者度量中的每一个并将它们存储在IMD内以供稍后传输。尽管在一些示例中IMD 16可以自动检测多个(例如，10个或更少)不同的患者度量，但是在其他示例中，IMD 16可以检测更多或更少的患者度量。例如，患者度量可包括：心动过速、心房纤颤持续时间、心房纤颤期间的心室收缩率、患者活动、夜间心率、心率变异性、心脏再同步治疗(CRT)百分比(例如，提供心脏再同步起搏的心动周期的百分比)或治疗性电击的发生或数量。度量特定阈值可以包括：大约6小时的心房纤颤持续时间阈值、大约等于每天1小时达连续七天的患者活动阈值、大约每分钟85次心跳达连续七天的夜间心率阈值、大约40毫秒达连续七天的心率变异性阈值、为90％达连续七天中五天的心脏再同步治疗百分比阈值、或为1次电击的电击阈值。

图2A是更详细地示出系统10的IMD 16以及引线18、20和22的概念图。如图2A中所示的，IMD 16被耦合到引线18、20和22。引线18、20、22可以经由连接器块34被电耦合到IMD16的信号发生器(例如，刺激发生器)和感测模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可包括电耦合到IMD 16的连接器块34内的相应电触头的电触头。另外，在一些示例中，引线18、20、22可借助于固定螺钉、连接销、卡扣连接器或另一种适合的机械耦合机构机械地耦合到连接器块34。

引线18、20、22中的每一个包括细长的绝缘引线主体，其可携载许多的通过管状绝缘鞘而彼此分隔开的同心线圈式导体。双极电极40和42被定位成在右心室28中邻近引线18的远端。另外，双极电极44和46被定位成在冠状窦30中邻近引线20的远端，而双极电极48和50被定位成在右心房26中邻近引线22的远端。在所示出的示例中，不存在位于左心房36中的电极。然而，其他示例可包括在左心房36中的电极。

电极40、44和48可采取环形电极的形式，并且电极42、46和50可以采取分别可回缩地安装在绝缘电极头52、54和56内的可延伸的螺旋尖端电极的形式。在其它示例中，电极42、46、和50中的一个或多个可在齿状引线或其它固定元件的尖端处采取小型圆形电极的形式。引线18、20、22还分别包括可采取线圈形式的细长电极62、64、66。电极40、42、44、46、48、50、62、64和66中的每一个可被电耦合到其关联引线18、20、22的引线主体内的线圈式导体中的相应的一个，并由此被耦合到引线18、20和22的近端上的电触头中的相应的一个。

在一些示例中，如图2A中所示，IMD 16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电极58，其可与IMD 16的气密密封壳体60的外表面一体地形成或以其它方式耦合到壳体60。在一些示例中，壳体电极58由IMD 16的壳体60的面向外的部分的非绝缘部分来限定。可采用壳体60的绝缘与非绝缘部分之间的其他分隔来限定两个或更多个壳体电极。在一些示例中，壳体电极58包括基本上全部的壳体60。如参照图3进一步详细描述的，壳体60可封围信号发生器以及感测模块，信号发生器生成诸如心脏起搏脉冲和除颤电击之类的治疗刺激，感测模块用于监测心脏12的心律。

IMD 16可经由电极40、42、44、46、48、50、62、64和66来感测伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号。电信号经由相应的引线18、20、22从电极被传导至IMD 16。IMD 16可以经由电极40、42、44、46、48、50、62、64和66的任何双极组合来感测此类电信号。此外，电极40、42、44、46、48、50、62、64和66中的任一个可用于结合壳体电极58进行的单极感测。用于感测的电极组合可被称为感测配置或电极向量。

在一些示例中，IMD 16经由电极40、42、44、46、48和50的双极组合来递送起搏脉冲以产生心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，IMD 16经由电极40、42、44、46、48和50中的任何电极与壳体电极58组合以单极配置递送起搏脉冲。

此外，IMD 16可经由细长电极62、64、66、与壳体电极58的任何组合向心脏12递送除颤脉冲。电极58、62、64、66还可用于向心脏12递送心脏复律脉冲。电极62、64、66可以由任何适合的导电材料制成，诸如但不限于铂、铂合金或已知可用于植入式除颤电极的其他材料。用于递送刺激或感测的电极、其相关联的导体和连接器、以及电极之间的任何组织或流体的组合可定义电路径。

图1和图2A中示出的系统10的配置仅为一个示例。在其他示例中，替代或除了图1中示出的经静脉引线18、20、22之外，系统可以包括心外膜引线和/或皮下电极。可以实现本公开的教导的又另一替代配置涉及如相对于美国专利申请No.14/173,328所示出和所描述的具有胸骨下引线的皮下设备，该专利申请的公开内容以其整体通过引用被并入。此外，IMD 16不需要被植入患者14体内。在IMD 16未被植入在患者14体内的示例中，IMD 16可经由经皮引线来感测电信号和/或向心脏12递送除颤脉冲和其他治疗，所述经皮引线通过患者14的皮肤延伸到心脏12内或外的各个位置。

另外，在其它示例中，系统可包括耦合到IMD 16的任何合适的数量的引线，且引线中的每一根可延伸到心脏12内的或接近心脏12的任何位置。例如，根据本公开的系统可以包括如图1和图2中所示出的进行定位的三个经静脉引线以及被定位在左心房36内或接近左心房36的附加引线。作为另一示例，系统可以包括从IMD 16延伸到右心房26或右心室28中的单个引线，或延伸到右心室26和右心房26中的相应一者中的两条引线。图2B中示出了两个引线类型的系统的示例。位于这些附加引线上的任何电极可用在感测和/或刺激配置中。

IMD 16可利用电极40、42、44、46、48、50、62、64、66和58中的任何电极来感测或检测用于生成患者14的心力衰竭风险水平的患者度量。通常，IMD 16可从用于医治患者14的那些电极向量检测并收集患者度量。例如，IMD 16可从生成的电描记图导出心房纤颤持续时间、心率和心率变异性度量，以递送起搏治疗。然而，当其他电信号可能更适合于治疗时，IMD 16可利用其他电极来从患者14检测这些类型的度量。

除了心脏信号的电描记图之外，电极40、42、44、46、48、50、62、64、66和58中的任何电极可用于感测非心脏信号。例如，两个或更多个电极可以用于测量患者14胸腔内的阻抗。例如，线圈电极62和壳体电极58可以针对胸内阻抗用作感测向量，因为电极62位于RV 28内并且壳体电极58位于通常在上胸部区域中的IMD 16植入部位处。然而，也可以使用跨过患者14的多个器官或组织的其他电极，例如，仅用于测量胸阻抗的附加植入电极。

图2B是示出另一示例系统70的概念图，其类似于图1和2A的系统10，但包括两根引线18、22，而不是三根引线。引线18、22分别被植入右心室28和右心房26内。在图2B中示出的系统70可用于生理感测和/或向心脏12提供起搏、复律或其他治疗。可以以本文关于三根引线系统所描述的方式在两根引线系统中执行根据本公开的对患者诊断数据的检测。在其他示例中，类似于系统10和70的系统可仅包括用于递送治疗的一根引线(例如，引线18、20、和22中的任何一个)和/或传感器并检测与监测心力衰竭的风险相关的患者度量。替代地，可以在利用皮下引线、皮下IMD或甚至外部医疗设备的系统中实现诊断数据。尽管图1-2提供了一些有用的IMD 16植入示例，但是技术人员理解IMD 16及其相关联的电极可以被植入身体的其他位置中并且可以包括引线或者是无引线的。

图3是示出了IMD 16的示例配置的功能框图。在示出的示例中，IMD 16包括处理器80、存储器82、度量检测模块92、信号发生器84、感测模块86、遥测模块88和电源90。存储器82包括计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理器80执行时，致使IMD 16和处理器80执行归属于本文中的IMD 16和处理器80的各种功能。处理器80执行各种功能，包括对间期进行测量、计时和调整中的所有。例如，执行指令的处理器导致实现测量周期，该测量周期包括：(1)测量Vp-As(VA1)，(2)针对一次心跳将SAV加长50ms，(3)测量Vp-As(VA2)，(3)返回到正常的SAV，(4)测量Vp-As(VA3)，(5)如果VA1不等于VA2，则不确认PMT。替代地，如果VA1＝VA2，则确认PMT。重复测量周期若干次(例如，两次(再6次心跳))，以确认检测到PMT。响应于PMT被确认，针对一次心跳将PVARP持续时间延长到400ms，如图7中所示的。

处理器80可包括以下各项中的任何一个或更多个：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)、或等效的分立或模拟逻辑电路系统。在一些示例中，处理器80可包括多个部件，诸如以下各项的任何组合：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以及其他分立或集成逻辑电路系统。归属于本文中的处理器80的功能可实现为软件、固件、硬件、或它们的任何组合。

处理器80根据可以存储在存储器82中的治疗参数来控制信号发生器84向心脏12递送刺激治疗。例如，处理器80可以控制信号发生器84递送具有由治疗参数指定的振幅、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。

存储器82可包括任何易失性的、非易失性的、磁、光或电介质，诸如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或任何其他数字或模拟介质。

信号发生器84例如经由相应引线18、20、22的导体，或者在壳体电极58的情况下经由设置在IMD 16的壳体60内的电导体，被电耦合到电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66。在所示的示例中，信号发生器84被配置成生成电刺激治疗(例如，起搏脉冲)并向心脏12递送电刺激治疗(例如，起搏脉冲)。例如，信号发生器84可经由至少两个电极58、62、64、66向心脏12递送除颤电击。信号发生器84可经由分别被耦合到引线18、20、和22的环形电极40、44、48、和/或分别是引线18、20、和22的螺旋电极42、46、和50来递送起搏脉冲。在一些示例中，信号发生器84以电脉冲的形式递送起搏、心脏复律、或除颤刺激。在其他示例中，信号发生器可以其他信号形式(诸如，正弦波、方波、或其他基本上连续的时间信号)来递送这些类型的刺激中的一种或多种。

信号发生器84可包括开关模块，并且处理器80可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除颤脉冲或起搏脉冲。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适合于将刺激能量选择性地耦合至所选择的电极的任何其他类型的开关设备。

电感测模块86监测来自电极40、42、44、46、48、50、58、62、64或66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，或者检测心律失常或其他电信号。感测模块86还可包括开关模块，以取决于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。在一些示例中，处理器80可经由感测模块86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86可包括一个或多个检测通道，其中每个检测通道可耦合至所选择的电极配置，以用于经由该电极配置检测心脏信号。一些检测通道可被配置成检测心脏事件(诸如P波或R波)，并向处理器80提供发生这种事件的指示，例如，如1992年6月2日公布的Keimel等人的题为“用于监测电生理信号的装置(APPARATUS FOR MONITORING ELECTRICALPHYSIOLOGIC SIGNALS)”的美国专利No.5,117,824中所描述的，并且该专利通过引用其整体被结合于此。处理器80可通过经由数据/地址总线提供信号来控制感测模块86的功能。

处理器80可包括计时和控制模块，该计时和控制模块可实现为硬件、固件、软件、或它们的任何组合。计时和控制模块可包括与其他处理器80部件(诸如微处理器)分开的专用硬件电路(诸如ASIC)、或由处理器80的部件(其可以是微处理器或ASIC)执行的软件模块。计时和控制模块可实现可编程计数器。如果IMD 16被配置成生成起搏脉冲并将起搏脉冲递送到心脏12，则这种计数器可控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR、CRT以及其他起搏模式相关联的基本时间间期。

由处理器80内的计时和控制模块定义的间期可包括心房和心室起搏逸搏(escape)间期、不应期、和起搏脉冲的脉冲宽度，在不应期期间感知到的P波和R波对重启逸搏间期的计时无效。作为另一示例，计时和控制模块可在向心脏12递送电刺激期间和之后抑制(withhold)来自感测模块86的一个或多个通道的感测达一时间间期。可由处理器80响应于存储器82中所存储的数据而确定这些间期的持续时间。处理器80的计时和控制模块还可确定心脏起搏脉冲的振幅。

一旦用感测模块86的检测通道感测到R波和P波，就可重置由处理器80的计时和控制模块实现的间期计数器。在IMD 16提供起搏的示例中，信号发生器84可包括起搏器输出电路，该起搏器输出电路例如由开关模块选择性地耦合至电极40、42、44、46、48、50、58、62或66的任意组合，该组合适于将双极或单极起搏脉冲递送至心脏12的各腔室中的一个。在这些示例中，处理器80可在由信号发生器84生成起搏脉冲时重置间期计数器，并且由此控制对包括抗快速性心律失常起搏的心脏起搏功能的基本计时。

当由感知到的R波和P波重置时存在于间期计数器中的计数的值可被处理器80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，该R-R间期、P-P间期、P-R间期和R-P间期的持续时间是可存储在存储器82中的测量。处理器80可使用间期计数器中的计数来检测快速性心律失常事件，诸如心房纤颤(AF)、房性心动过速(AT)、心室纤颤(VF)或室性心动过速(VT)。这些间期还可用于检测总的心率、心室收缩率、和心率变异性。存储器82的一部分可被配置成多个再循环缓冲区，该多个再循环缓冲区能保存一系列测得的间期，处理器80响应起搏或感测中断的发生而分析这些测得的间期，以确定患者的心脏12目前是否正表现出房性或室性快速性心律失常。

在一些示例中，心律失常检测方法可包括任何合适的快速性心律失常检测算法。在一个示例中，处理器80可利用在以下美国专利中描述的基于规则的检测方法的全部或子集：Olson等人的、在1996年8月13日公布的题为“用于心律失常的诊断和医治的基于优先规则的方法和装置”(“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSISAND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS”)的美国专利No.5,545,186；或Gillberg等人的、在1998年5月26日公布的题为“用于心律失常的诊断和医治的基于优先规则的方法和装置”(“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENT OFARRHYTHMIAS”)的美国专利No.5,755,736。Olson等人的美国专利No.5,545,186和Gillberg等人的美国专利No.5,755,736通过引用其整体结合于此。然而，在其它示例中，处理器80也可采用其它心律失常检测方法。

在一些示例中，处理器80可通过标识缩短的R-R(或P-P)间期长度来确定已发生了快速性心律失常。一般而言，当间期长度降到低于220毫秒(ms)时，处理器80检测到心动过速，且在间期长度降到低于180ms时，处理器80检测到纤颤。这些间期长度仅是示例，并且用户可按期望来定义间期长度，这些间期长度随后可被存储在存储器82内。作为示例，可能需要检测该间期长度达某个数量的连续周期、达移动窗口内的周期的某个百分比，或针对某个数量的心动周期检测该周期长度的移动平均值。

在处理器80基于来自感测模块86的信号来检测房性或室性快速性心律失常，并且期望抗快速性心律失常起搏治疗方案的情况下，用于控制由信号发生器84生成抗快速性心律失常起搏治疗的时间间期可由处理器80加载到计时和控制模块中，以控制其中的逸搏间期计数器的操作并且定义不应期，在该不应期期间R波和P波的检测对重启用于抗快速性心律失常起搏的逸搏间期计数器无效。处理器80在IMD 16检查和/或询问时间点处检测数据(例如，数据观察值等)。基于来自感测模块86的信号来感知数据。附加地，基于感知到的数据，可以确定需要心脏复律或除颤电击，并且处理器80可控制由信号发生器84递送的电击的振幅、形式和计时。

存储器82被配置成存储数据。示例性数据可以与各种操作参数、治疗参数、感测到的和检测到的数据以及与对患者14的治疗和医治相关的任何其他信息相关联。在图3的示例中，存储器82还包括度量参数83和度量数据85。度量参数83可包括处理器80和度量检测模块92感测并检测用于生成由IMD 16传输的诊断信息的患者度量中的每一个所需的参数和指令中的所有。度量数据85可存储从对每个患者度量的感测和检测生成的所有数据。以此方式，存储器82将多个自动检测的患者度量存储为生成由于心力衰竭而被许可进入医院的患者14的风险水平所需的数据。

度量参数83可包括对由度量检测模块92自动感知到的或测得的患者度量中的每一个的定义。这些定义可包括关于在对每个度量的检测中使用什么电极或传感器的指令。优选的度量包括(1)阻抗趋势指数(也被称为可从位于MN的美敦力公司商购的IMD中的

)、(2)胸内阻抗、(3)房性心动过速/心房纤颤(AT/AF)负荷、(4)AT/AF期间的平均心室率、(5)患者活动、(6)V率、(7)白天和夜间心率、(8)CRT起搏百分比、和/或(9)电击的次数。关于美国专利No.7,986,994描述了阻抗趋势指数，并且其被转让给本发明的受让人，该美国专利的公开内容通过引用以其整体并入本文。也可以使用其他合适的度量。例如，为患者建立参考或基线水平阻抗，随后获取的原始阻抗数据与该参考或基线水平阻抗进行比较。例如，可以从电极(例如，RV线圈到罐(Can))获取原始阻抗，并将其与参考阻抗(也称为正常阻抗或基线阻抗)进行比较。可以通过对7天(1个星期)到90天(3个月)的持续时间内的阻抗进行平均来导出基线阻抗。

度量参数83还可以存储由度量检测模块92自动检测到的患者度量中的每一个的度量特定阈值。度量阈值可以是预定的并且在对患者14的整个监测中保持恒定。然而，在一些示例中，度量阈值可以在治疗期间由用户修改，或者处理器80可以自动修改一个或多个度量阈值以补偿某些患者状况。例如，如果在治疗期间正常或基线心率已经改变，则可在监测的进程中改变心率阈值。

在一个示例中，这些度量特定阈值可包括约60的胸部流体指数阈值、约连续6小时的心房纤颤负荷阈值、约等于每分钟90次心跳达24小时的心室收缩率阈值、约等于每天1小时达连续七天的患者活动阈值、约每分钟85次心跳达连续七天的夜间心率阈值、约40毫秒达连续七天的心率变异性阈值、90百分比达连续七天中的五天的心脏再同步治疗百分比阈值、以及一次电击的电击数量阈值。这些阈值在其他示例中可以不同，并且可以由用户(例如，临床医生)针对个体患者来配置。

度量数据85是存储器82的一部分，其可存储由度量检测模块92感知到的和/或检测的患者度量数据中的一些或全部。度量数据85可在评估窗口期间滚动地存储每个度量的数据。当新数据进入评估窗口时，评估窗口可仅保留最近的数据并从评估窗口中删除较旧的数据。以此方式，评估窗口可以仅包括预定时间段内的最近数据。在一个或多个其他实施例中，存储器可以被配置用于对数据的长期存储。当需要检取和传输患者度量数据和/或生成心力衰竭风险水平时，处理器80可以访问度量数据。另外，度量数据85可存储与患者14的心力衰竭风险相关的任何和所有数据观察、心力衰竭风险水平或其他生成的信息。存储在度量数据85中的数据可以作为诊断信息的一部分被传输。虽然度量参数83和/或度量数据85可以由分开的物理存储器组成，但是这些部件可以简单地是较大存储器82的分配的部分。

度量检测模块92可以自动地感测和检测患者度量中的每一个。度量检测模块92可随后基于患者度量生成诊断数据，例如指示阈值已被越过的数据、风险水平。例如，度量检测模块92可以测量胸阻抗，分析心脏12的电描记图，监测递送给患者14的电刺激治疗，或感测患者活动。注意，归属于本文中的度量检测模块92的功能可以实现为软件、固件、硬件或其任何组合。在一些示例中，度量检测模块92可以至少部分地是由处理器80执行的软件进程。在一个示例中，度量检测模块92可将患者度量中的每一个与在度量参数83中定义的它们相应的度量特定阈值进行比较，以生成心力衰竭风险水平。度量检测模块92可以自动地检测两个或更多个患者度量。在其他示例中，度量检测模块92可以检测不同的患者度量。

在一个示例中，度量检测模块92可以分析从感测模块86接收到的电描记图，以检测心房纤颤或房性心动过速，并且确定房性心动过速或纤颤负荷(例如，持续时间)以及心房纤颤期间的心室收缩率。度量检测模块92还可以结合实时时钟、例如来自活动传感器96的患者姿势或活动信号、和/或指示患者何时睡着或醒来的其他生理信号来分析电描记图，以确定夜间时间(或睡眠)心率或白天时间(或醒着)心率或白天心率和夜间心率之间的差异，并且还分析电描记图以确定心率变异性或来自一个或多个电描记图的任何其他可检测的心脏事件。如以上所描述的，度量检测模块92可以使用峰值检测、间期检测或其他方法来分析电描记图。

另外，度量检测模块92可包括和/或控制阻抗模块94和活动传感器96。阻抗模块94可以用于检测用于生成胸流体指数的胸阻抗。如本文所述，阻抗模块94可以利用图1、图2或图3中的电极中的任一个来进行胸内阻抗测量。在其他示例中，阻抗模块94可利用耦合到IMD 16或者与遥测模块88无线通信的分开的电极。一旦阻抗模块94测量到患者14的胸内阻抗，度量检测模块92就可以生成胸流体指数并将该指数与在度量参数83中定义的胸流体指数阈值进行比较。

活动传感器96可以包括一个或多个加速度计或能够检测患者14的运动和/或位置的其他设备。活动传感器96可因此检测患者14的活动或患者14所参与(engage)的姿势。度量检测模块92可例如基于每个活动的幅度或持续时间来监测患者活动度量，并将确定的度量数据与在度量参数83中定义的活动阈值进行比较。除了检测患者14的事件之外，度量检测模块92还可以检测由信号发生器84递送的某些治疗(例如，如处理器80所指示的)。度量检测模块92可通过信号发生器84监测信号或直接从处理器80接收治疗信息以用于检测。通过这种方法检测到的示例患者度量可以包括心脏再同步治疗百分比或与电击的递送相关的度量。

例如，心脏再同步治疗(CRT)度量可以是IMD 16向心脏12递送心脏再同步治疗(作为示例)的每天的时间的量或百分比、或心动周期的百分比的量。

低CRT量或百分比可指示没有正在有效地递送有益的治疗，并且对治疗参数(例如，房室延迟或更低的起搏频率)的调整可以改善治疗功效。在一个示例中，较高的CRT量或百分比可指示，心脏12正借助于治疗充分地泵送血液通过脉管以防止流体累积。在其他类型的心脏起搏(非CRT)或刺激治疗的示例中，较高的治疗百分比可能指示心脏12不能跟上血流需求。

电击可以是用于让心脏12返回到正常节律的除颤事件或其他高能量电击。度量相关的电击可以是电击的次数或频率，例如一段时间内的电击次数。度量检测模块92还可以检测这些患者度量，并将它们分别与在度量参数83中定义的心脏再同步治疗百分比和电击事件阈值进行比较，以确定每个患者度量何时变得关键。在一个示例中，当例如在一段时间内递送阈值数量的电击时，或者甚至当患者14甚至接收到一次治疗性电击时，电击事件度量可变得关键。

度量检测模块92可以包括检测和监测用于监测患者14和/或生成HF事件(例如，HFH)风险水平的其他患者度量的附加子模块或子例程。在一些示例中，度量检测模块92或其部分可以被并入到处理器80或感测模块86中。在其他示例中，用于产生患者度量数据的原始数据可被存储在度量数据85中，以用于稍后处理或传输到外部设备。外部设备可随后从原始数据(例如，电描记图或原始胸内阻抗)产生每个患者度量，该患者度量随后与参考阻抗进行比较。在其他示例中，度量检测模块92可附加地从用于检测每个度量(IMD 16可以将其存储为度量数据)的一个或多个植入或外部设备接收数据。

在一些示例中，用于生成风险水平的患者度量阈值可以随着时间而改变，例如，患者度量阈值可以由用户修改或基于其他患者状况自动改变。遥测模块88可从编程器24接收命令，以例如修改一个或多个度量参数83(例如，度量创建指令或度量特定阈值)。在一些示例中，如果患者14存在某些状况，则处理器80可以自动调整度量特定阈值。例如，如果患者14正在经历某些心律失常，或者被包含在心电图中的数据以需要阈值变化的方式改变(例如，存在ST升高的偏差，或存在心室早搏)，则可以调整阈值。

如上所述，处理器80可以向例如编程器24的用户提供关于来自任何患者度量和/或HF事件风险水平的数据的警报。在一个示例中，当编程器24或另一设备与IMD 16通信时，处理器80可以提供具有HFH风险水平的警报。遥测模块88包括用于与另一设备(诸如，编程器24(图1))通信的任何合适的硬件、固件、软件或其任何组合。在处理器80的控制下，遥测模块88可借助于天线(其可以是内部的和/或外部的)从编程器24接收下行链路遥测并向编程器24发送上行链路遥测。处理器80可例如经由地址/数据总线提供将被上行链路至编程器24的数据和用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可经由多路复用器向处理器80提供接收到的数据。

在一些示例中，处理器80可将由感测模块86内的心房和心室感测放大器电路产生的心房和心室心脏信号(例如，EGM)传输到编程器24。编程器24可询问IMD 16以接收心脏信号。处理器80可将心脏信号存储在存储器82内，并从存储器82中检取存储的心脏信号。处理器80还可生成并存储指示感测模块86检测到的不同心脏事件的标记代码，并将该标记代码传输给编程器24。在Markowitz的1983年2月15日公布的题为“用于医疗设备的标记通道遥测系统(MARKER CHANNEL TELEMETRY SYSTEM FOR A MEDICAL DEVICE)”的美国专利No.4,374,382中描述了具有标记通道能力的示例起搏器，并且该专利通过引用其整体结合于此。

在一些示例中，IMD 16可信号通知编程器24进一步与临床医生通信并通过网络(诸如由明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力(Medtronic)公司开发的Medtronic

网络)或一些链接患者14的其它网络来将警报传递给临床医生。以这种方式，网络的计算设备或用户界面可以是递送警报(例如，患者度量数据)的外部计算设备。在其他示例中，心力衰竭风险水平的生成中的一个或多个步骤可以发生在患者14外部的设备内，例如编程器24内或与编程器24联网的服务器内。以此方式，IMD 16可以在将患者度量传输到不同的计算设备之前检测并存储患者度量。

处理器80可以控制遥测模块88以将诊断信息传输给临床医生或其他用户。如果自动检测到的患者度量中的一个超过其相应的度量特定阈值，则处理器80可控制遥测模块对该患者度量和可能的其他患者度量进行传输，以允许临床医生更准确地诊断患者14的问题。

图4是示出外部编程器24的示例配置的功能框图。如图4中所示，编程器24可包括处理器101、存储器102、用户界面104、遥测模块106、和电源108。编程器24可以是具有用于对IMD 16进行编程的专用软件的专用硬件设备。替代地，编程器24可以是运行使编程器24能够对IMD 16进行编程的应用的现成(off-the-shelf)计算设备。

用户可使用编程器24来配置IMD 16(图1)的操作参数和从IMD 16(图1)检取数据。临床医生可经由用户界面104与编程器24交互，用户界面可包括用以向用户呈现图形用户界面的显示器、以及键盘或用于从用户接收输入的另一机构。另外，用户可以经由编程器24从IMD 16接收指示心力衰竭风险水平和/或患者度量的警报或通知。换言之，编程器24可以从IMD 16接收诊断信息。

处理器101可采取一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等的形式，且归属于本文中的处理器101的功能可实现为硬件、固件、软件、或它们的任何组合。存储器102可存储使处理器101提供归因于本文中的编程器24的功能的指令，和由处理器101使用以提供归因于本文中的编程器24的功能的信息。存储器102可包括任何固定的或可移除的磁性、光学或电介质，诸如RAM、ROM、CD-ROM、硬磁盘或软磁盘、EEPROM等。存储器102还可包括可用于提供存储器更新或增加存储器容量的可移除的存储器部分。可移除存储器还可允许容易地将患者数据转移到另一计算设备，或在使用编程器24来对针对另一患者的治疗进行编程之前将该患者数据移除。

编程器24可与IMD 16无线地通信，诸如使用RF通信或近侧感应交互。该无线通信通过使用遥测模块106而成为可能，该遥测模块106可耦合到内部天线或外部天线。被耦合到编程器24的外部天线可对应于编程头，该编程头可被放置在心脏12上，如以上参考图1所描述的。遥测模块106可类似于IMD 16的遥测模块88(图4)。

遥测模块106还可被配置成经由无线通信技术与另一计算设备通信或通过有线连接直接通信。可以被采用来促进编程器24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或蓝牙规范设置的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。以此方式，其他外部设备可以能够在无需建立安全的无线连接的情况下与编程器24进行通信。与编程器24通信的附加的计算设备可以是联网的设备，诸如能够处理从IMD 16检取到的信息的服务器。

以此方式，遥测模块106可将询问请求传输到IMD 16的遥测模块88。因此，遥测模块106可接收由请求选择的或者基于已经输入到IMD 16的患者状态的数据(例如，诊断信息、与心动过速有关的实时数据等)或诊断信息。所述数据可以包括来自IMD 16的遥测模块88的患者度量值或其他详细信息。所述数据可以包括来自IMD 16的遥测模块88的对心力衰竭风险水平的警报或通知。当心力衰竭风险水平变得严重时，可由IMD 16自动传输或推送警报。另外，该警报可以是给医疗保健专业人员(例如，临床医生或护士)的风险水平的通知，和/或给患者14的针对可需要重新住院的潜在的心力衰竭状况尚未得到医治而寻求医疗医治的指令。响应于接收到警报，用户界面104可以向医疗保健专业人员呈现关于风险水平的警报或者向患者14呈现寻求医疗的指示。

本文描述的示例性方法和/或设备可以跟踪或监测心房和/或心室事件(例如，诸如右心室激动时间、左心室激动时间、心房激动时间之类的激动时间或起搏事件等)，以确定是否确认在受监测的事件中存在实际的PMT。一旦确认了PMT存在，就可以调整心室后心房不应期(PVARP)。例如，可以延长或增加PVARP的持续时间。延长PVARP确保在心房事件与心室事件之间发生适当的计时，从而允许心脏恢复到正常节律。在图5的示例性方法200中可以看到基本逻辑流程的一种表现形式。图5和所附文本涉及实现方法200的IMD 16，以确认是否已检测到PMT。通常，当加长SAV不会显著地改变心室起搏(Vp)-心房感测(As)间期时，检测到PMT。响应于PMT的实际确认，PVARP持续时间被延长(例如，从300ms到400ms)以确保在PVARP期间发生心房事件。在PVARP期间发生的示例性心房事件在图7中显示为Ar。

方法200开始于框202，其中使用分别位于RV和RA引线18、22上的电极监测RV-RA间期，以用于感测心脏活动。例如，RV引线18包括用于感测来自RV的心脏活动的电极，而RA引线22包括用于感测来自RA的心脏活动的电极。LV引线20还包括用于感测从左心室发出的心脏活动的电极。

在框201处，由IMD 16脉冲发生器生成心室起搏脉冲，并通过LV引线20将心室起搏脉冲递送到左心室，以便开始测量间期并感测心房去极化。技术人员理解，可以单独地将起搏脉冲递送到左心室(也被称为单心室起搏或融合起搏)，或者可以将双心室起搏脉冲递送到左心室和右心室。

在框204处，IMD 16的处理器确定是否Vp-As<时间1。可以将示例性时间1设置为400毫秒(ms)。替代地，可以基于由IMD 16为患者获取的历史数据和/或其他合适的手段，为每个患者定制时间1。如果IMD 16处理器80确定Vp-As<时间1，则来自框204的“是”路径继续到框206。相反，如果IMD 16处理器确定Vp-As不小于时间1，则来自框204的“否”路径继续到框202以继续监测RV-RA间期。

在框206处，IMD 16处理器确定是否已经对预先指定的连续数量的V-A间期进行计数。例如，可以将预先指定的数量设置为8个连续的V-A间期，每个间期满足框204中所阐述的条件。如果IMD 16处理器80确定每个监测到的V-A间期都满足Vp-As<时间1，则来自框206的“是”路径继续到框208，在框208中，疑似PMT。相反，来自框206的“否”路径导致由IMD 16处理器80执行的计算机指令返回到框202并继续监测RV-RA间期。“否”路径指示少于预先指定的连续数量的VA间期被计数。在疑似PMT状态之前发生的任何Vs事件、心房起搏(Ap)事件或不应期心房感知事件(Ar)导致返回到对寻找8个连续的As-Vp<400ms的检测。

在框210处，IMD 16处理器测量并记录第一VA间期。所有数据都被存储到IMD 16的存储器中。示例性VA间期可以是500ms。

在框212处，IMD 16处理器80被配置成调整SAV间期。例如，可以将SAV持续时间加长或延长一定的时间量。举例来说，可以将SAV延长多达50ms，如图6中所示的。

在框214处，IMD 16处理器80被配置成测量并记录第二VA间期。示例性VA间期可以是400ms。

在框216处，IMD 16处理器80被配置成返回到正常SAV间期。正常SAV间期是针对特定患者的编程的SAV。可以将正常SAV预编程到IMD 16中。框218，可选地，IMD 16处理器测量并记录第三VA间期，以进行与VA1间期的另一比较，以进一步确保检测到PMT。

在框220处，IMD 16处理器被配置成将第一VA(即VA1)与第二VA(即VA2)彼此进行比较，以便确定是否VA1＝VA2。简要地参考图6和图8，如果VA1＝VA2，则可能存在PMT。相反，如果VA1≠VA2，则不太可能存在PMT。通常，在评估VA1和VA2的相等性时可以应用某个容差(tolerance)。例如，当确定VA1与VA2是否基本相等时，处理器80被配置成：如果在从VA2减去VA1时存在具有正或负15ms的容差的范围，则声明VA1＝VA2。

可选地，方法200还可以检查是否VA1＝VA3作为用于更高特异性的附加检查。在图6中示出了示例性VA1间期、VA2间期和VA3间期。

在框222处，使用框220处阐述的条件来作出关于是否仍然疑似PMT的确定。例如，如果VA1＝VA2，则疑似PMT。VA1＝VA2在15ms范围内。相反，如果VA1≠VA2，则不确认存在PMT。

来自框222的“是”路径继续至框224。在框224处，IMD 16处理器确定返回到框210的循环是否重复了特定的次数。例如，计算机指令要求框224到框210的循环必须继续预先指定的次数。可以将预先指定的次数设置为三次。如果发生小于预先指定的次数的循环，则“否”路径返回到框210。

在框226处，IMD 16处理器确定PMT被确认。如果确认了PMT，则“是”路径继续到框228，其中调整PVARP预先指定周期。例如，延长PVARP，如图6中所示的。如果未确认PMT，则“否”路径继续返回路径框202。

在框230处，IMD 16处理器80采用定时器，以确保在通过返回到图5的框202来重新启动方法200中所阐述的算法以继续监测RV-RA间期之前允许预先指定的时间量(即，框230中的X时间)期满。

如由处理器80实现的方法200适当地确认PMT，并随后延长或加长PVARP的持续时间，以确保在心房事件与心室事件之间发生适当的计时，从而允许心脏返回到正常节律。附加地，通过方法200确认PMT避免了不适当的PMT干预(例如，针对一个周期延长心室后心房不应期(PVARP))，这可能导致心跳下降或CRT起搏的中断。

本公开中所描述的这些技术，包括归属于IMD、编程器和各个构成部件的技术，可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实现。例如，可在一个或多个处理器内实现该技术的各个方面，该一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路，以及实现在编程器(诸如，医生或患者编程器、刺激器、远程服务器或其他设备)中的这种部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种、或任何其他等效电路系统。

这种硬件、软件、固件可被实现在相同的设备内，或被实现在分开的设备内以支持本公开内容中描述的各种操作和功能。例如，本文描述的技术或过程中的任一个可以在一个设备内执行或者至少部分地在两个或更多个设备之间分布。此外，所描述的单元、模块或部件中的任一个可一起被实现，或分开地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。

本公开中所描述的技术还可实现或编码在包括利用指令进行编码的计算机可读存储介质的制品中。被嵌入或被编码在包括编码的计算机可读存储介质的制品中的指令可以，诸如当被包括或被编码在计算机可读存储介质中的指令由一个或多个处理器执行时，致使一个或多个可编程处理器或其他处理器实现在本文中所描述的技术中的一项或多项。示例计算机可读存储介质可包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦可编程只读存储器(EEPROM)、闪存、硬盘、光盘ROM(CD-ROM)、软盘、磁带盒、磁介质、光介质或任何其他计算机可读存储介质或有形计算机可读介质。

在一些示例中，计算机可读存储介质包括非瞬态介质。术语“非瞬态”可指示存储介质没有被实现在载波或传播信号中。在某些示例中，非瞬态存储介质可存储可以随时间变化的数据(例如，在RAM或高速缓存中)。已经描述了用于经由皮下植入式心脏复律除颤器和/或无引线起搏设备来检测PMT的各种示例。在2014年2月5日提交的题为“用于无引线心脏再同步治疗的系统和方法(Systems and Methods For Leadless CardiacResynchronization Therapy)”的并被转让给本申请的受让人的US 2015-0142069 A1中描绘和描述了可以实现本公开的皮下配置的示例，该专利的公开内容通过引用以其整体被并入。

总之，本公开能够确认PMT是否实际存在，从而优化起搏治疗的递送。例如，如果8个连续的Vp-As间期<400ms，则疑似PMT。如果加长SAV不会改变VP-AS间期，则确认PMT。通常，IMD 16处理器80执行以下计算机指令以确认PMT：

·测量Vp-As(VA1)

·针对一次心跳将SAV加长50ms

·测量Vp-As(VA2)

·返回到正常SAV

·测量Vp-As(VA3)

·如果VA1≠VA2，则不是PMT-退出PMT确认算法。(也可选择地检查以确认VA1＝VA3)

·如果VA1＝VA2，则PMT是可能的

·重复测量周期两次(再6次心跳)以确认PMT

如果在Vp被期望的任何时间发生Vs，则退出PMT算法的检测。当确认PMT时，针对一次心跳将PVARP延长至400毫秒。任何进一步的干预被暂停达85秒。仅在存在真正的PMT时才延长PVARP最小化了对起搏治疗的干扰。

说明性实施例的概述

从1到24连续列举的以下段落提供了本发明的各个方面。

实施例1是一种采用植入式医疗设备来检测起搏器介导的心动过速(PMT)并响应于检测到所述PMT而调整参数的方法，所述方法包括：

利用位于所述植入式医疗设备中的处理器，

(1)测量第一Vp-As(VA1)，

(2)响应于测量VA1，针对一次心跳将第一感知到的房室间期(SAV)加长多达50ms至第二SAV，

(3)测量第二Vp-As(VA2)，

(4)返回到第三SAV，

(5)测量第三Vp-As(VA3)，

(6)确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，

(7)响应于确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，确认PMT的存在，以及

(8)响应于确认PMT的存在，调整所述参数。

实施例2是实施例1的方法，其中被调整的所述参数是延长心室后心房不应期(PVARP)。

实施例3是实施例2或3的方法，其中延长PVARP。

实施例4是实施例2-3中任一项的方法，其中VA1被认为在+/-15毫秒的范围内约等于VA2。

实施例5是实施例1-4中任一项的方法，其中如果VA1不等于VA2，则不确认PMT。

实施例6是实施例1-5中任一项的方法，其中重复测量周期多次以确认检测到PMT。

实施例7是实施例3-6的方法，其中响应于PMT被确认，针对一次心跳将PVARP延长到400ms。

实施例8是实施例4-7的方法，其中针对10个周期延长PVARP。

实施例9是实施例4-8的方法，其中PVARP被延长超过1个周期。

实施例10是实施例1-9中任一项的方法，其中第一SAV和第三SAV彼此相等。

实施例11是一种采用植入式医疗设备来检测起搏器介导的心动过速(PMT)并响应于检测到所述PMT而调整参数的系统，所述系统包括：

具有位于所述植入式医疗设备中的处理器，

(1)测量第一Vp-As(VA1)，

(2)响应于测量VA1而针对一次心跳将SAV加长50ms，

(3)测量第二Vp-As(VA2)，

(4)返回到正常SAV，

(5)测量第三Vp-As(VA3)，

(6)确定是否VA1＝VA2，

(7)响应于确定是否VA1＝VA2，确认PMT的存在，

(8)响应于确认PMT的存在，延长PVARP。

实施例12是实施例11中任一项的系统，其中被调整的所述参数是PVARP。

实施例13是实施例11-12中任一项的系统，其中PVARP被延长。

实施例14是实施例11-13中任一项的系统，其中VA1被认为在+/-15毫秒的范围内约等于VA2。

实施例15是实施例11-14中任一项的系统，其中如果VA1不等于VA2，则不确认PMT。

实施例16是实施例11-15中任一项的系统，其中重复测量周期多次以确认检测到PMT。

实施例17是实施例12-16的系统，其中响应于PMT被确认，针对一次心跳将PVARP延长到400ms。

实施例18是实施例11-17中任一项的系统，其中针对10个周期延长PVARP。

实施例19是一种采用植入式医疗设备来检测起搏器介导的心动过速(PMT)并响应于检测到所述PMT而调整参数的系统，所述系统包括：

具有位于所述植入式医疗设备中的处理器，所述处理器提供用于以下操作的装置：

(1)测量第一Vp-As(VA1)，

(2)响应于测量VA1而针对一次心跳将第一SAV加长50ms，

(3)测量第二Vp-As(VA2)，

(4)返回到第二SAV，

(5)测量第三Vp-As(VA3)，

(6)确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，

(7)响应于确定是否VA1＝VA2并且VA1＝VA3，确认PMT的存在，

(8)响应于确认PMT的存在，调整所述参数。

实施例20是实施例19的系统，其中被调整的所述参数是PVARP。

实施例21是实施例20的系统，其中PVARP的持续时间被延长。

实施例22是实施例20-21中任一项的系统，其中VA1被认为在+/-15毫秒的范围内约等于VA2。

实施例23是实施例20-22中任一项的系统，其中第一SAV和第三SAV彼此相等。

实施例24是一种采用植入式医疗设备来检测起搏器介导的心动过速(PMT)并响应于检测到所述PMT而调整参数的系统，所述系统包括：

具有位于所述植入式医疗设备中的处理器，所述处理器被配置成：

(1)测量第一Vp-As(VA1)，

(2)响应于测量VA1而针对一次心跳将第一SAV加长50ms，

(3)测量第二Vp-As(VA2)，

(4)返回到第二SAV，

(5)确定是否VA1＝VA2，

(6)响应于确定是否VA1＝VA2，确认PMT的存在，

(7)响应于确认PMT的存在，加长PVARP持续时间。

构想了所描述的操作或功能的任何组合。这些以及其他示例在以下权利要求的范围内。

Claims (15)

1.一种植入式医疗设备，其被配置成检测起搏器介导的心动过速PMT，所述植入式医疗设备包括：

感测模块，所述感测模块被配置成感测心房事件As；

信号发生器，所述信号发生器被配置成生成和递送电心室刺激脉冲Vp；

处理器，所述处理器被耦合到所述感测模块和所述信号发生器，并且被配置成控制所述信号发生器在所述心房事件As之后的所限定的感知到的房室SAV间期的期满时递送所述心室刺激脉冲Vp，所述处理器被进一步配置成：

(1)测量第一Vp与第一As之间的Vp-As间期，记为VA1，

(2)响应于测量VA1，针对一个心动周期将后续的SAV间期在所限定的SAV间期之上加长一定的时间量，

(3)后续地测量第二Vp与第二As之间的Vp-As间期，记为VA2，

(4)确定VA1是否等于VA2，

(5)响应于确定VA1等于VA2，确认PMT的存在，

(6)响应于确认PMT的存在，将在后续的Vp之后的心室后心房不应期PVARP延长预先指定的时间量，以及

(7)响应于未能确认PMT的存在，使在所述后续的Vp之后的心室后心房不应期PVARP保持不变。

2.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述处理器被配置成响应于确定VA1与VA2相差小于限定的持续时间而将VA1指定为等于VA2。

3.如权利要求2所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述处理器被配置成响应于确定VA1＝VA2+/-15毫秒而将VA1指定为等于VA2。

4.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，重复所述步骤1-4多次，以确认检测到PMT。

5.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，响应于PMT被确认，针对一个心动周期将所述PVARP延长至400ms。

6.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，针对多达10个心动周期延长所述PVARP。

7.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述处理器进一步被配置用于：

(a)测量第三Vp与第三As之间的Vp-As间期，记为VA3，

(b)确定VA1是否等于VA3，

(c)响应于确定VA1是否等于VA3时，提供对PMT的附加确认。

8.如权利要求7所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述处理器被配置成响应于确定VA1与VA3相差小于限定的持续时间而将VA1指定为等于VA3。

9.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，将所述后续的SAV间期加长多达50ms。

10.一种用于检测起搏器介导的心动过速PMT的系统，所述系统包括：

感测装置，所述感测装置用于感测心房事件As；

信号装置，所述信号装置用于生成和递送电心室刺激脉冲Vp；

处理装置，所述处理装置用于控制所述感测装置在所述心房事件As之后的所限定的感知到的房室SAV间期的期满时递送所述心室刺激脉冲Vp，所述处理装置被进一步配置成：

(1)测量第一Vp与第一As之间的Vp-As间期，记为VA1，

(2)响应于测量VA1，针对一个心动周期将后续的SAV间期在所限定的SAV间期之上加长一定的时间量，

(3)后续地测量第二Vp与第二As之间的Vp-As间期，记为VA2，

(4)确定VA1是否等于VA2，

(5)响应于确定VA1等于VA2，确认PMT的存在，

(6)响应于确认PMT的存在，将在后续的Vp之后的心室后心房不应期PVARP延长预先指定的时间量，以及

(7)响应于未能确认PMT的存在，使在所述后续的Vp之后的心室后心房不应期PVARP保持不变。

11.如权利要求10所述的系统，其特征在于，所述处理装置被配置成响应于确定VA1与VA2相差小于限定的持续时间而将VA1指定为等于VA2。

12.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述处理装置被配置成响应于确定VA1＝VA2+/-15毫秒而将VA1指定为等于VA2。

13.如权利要求10所述的系统，其特征在于，重复所述步骤1-4多次，以确认检测到PMT。

14.如权利要求10所述的系统，其特征在于，响应于PMT被确认，针对一个心动周期将所述PVARP延长至400ms。

15.如权利要求10所述的系统，其特征在于，针对多达10个心动周期延长PVARP。

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