CN110022933A - 心室起搏器中的起搏模式切换 - Google Patents

Abstract

心内心室起搏器被配置成以心房跟踪心室起搏模式和非心房跟踪心室起搏模式中的选定的一个进行操作。所述起搏器的控制电路从运动信号确定至少一个运动信号度量，将所述至少一个运动信号度量与起搏模式切换标准进行比较；以及响应于满足所述起搏模式切换标准，从所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的所述选定的一个切换到所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的另一个，以用于控制由所述起搏器递送的心室起搏脉冲。

Description

心室起搏器中的起搏模式切换

相关申请的交叉引用

本申请要求2016年12月1日提交的美国申请序列No.15/366,993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

本公开涉及心室起搏器和用于基于运动传感器信号在心房跟踪心室起搏模式和非心房跟踪心室起搏模式之间切换的相关联的方法。

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

通常，本公开涉及用于通过在心房跟踪起搏模式与非心房跟踪起搏模式之间切换来控制心室起搏模式的心室起搏器和技术。心室起搏器可以是心内起搏器，并且可以被配置成从由被包括在心内心室起搏器中的运动传感器产生的运动信号中检测心房收缩事件。根据本文公开的技术操作的心室起搏器根据模式切换标准在心房跟踪起搏模式与非心房跟踪起搏模式之间自动切换，以便提供支持患者代谢需求的适当的心室起搏频率。

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、运动传感器和控制电路。所述脉冲发生器被配置成生成起搏脉冲并经由耦合到所述起搏器的电极将所述起搏脉冲递送到患者心脏的心室。所述运动传感器被配置成产生运动信号。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，并且被配置成：以心房跟踪心室起搏模式或非心房跟踪心室起搏模式中选定的一个操作，从所述运动信号确定至少一个运动信号度量，将所述至少一个运动信号度量与起搏模式切换标准进行比较；以及响应于满足所述起搏模式切换标准，从所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的所述选定的一个切换到所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的另一个，以用于控制由所述脉冲发生器递送的所述起搏脉冲。

在另一示例中，本公开提供了由心内心室起搏器执行的方法，所述心内心室起搏器具有被配置成产生运动信号的运动传感器。所述起搏器能够以心房跟踪起搏模式以及以非心房跟踪起搏模式操作。所述方法包括以心房跟踪心室起搏模式或非心房跟踪心室起搏模式中的选定的一个操作；由所述起搏器的控制电路从所述运动信号确定至少一个运动信号度量；将所述至少一个运动信号度量与起搏模式切换标准进行比较；以及响应于满足所述起搏模式切换标准，从所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的所述选定的一个切换到所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的另一个，以用于控制由所述起搏器递送的心室起搏脉冲。

在另一示例中，本公开提供了存储一组指令的非瞬态计算机可读介质，所述一组指令当由具有被配置成产生运动信号的运动传感器的心内心室起搏器的控制电路执行时，致使所述起搏器以心房跟踪心室起搏模式或非心房跟踪心室起搏模式中的选定的一个操作；从所述运动信号确定至少一个运动信号度量；将所述至少一个运动信号度量与起搏模式切换标准进行比较；以及响应于满足所述起搏模式切换标准，从所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的所述选定的一个切换到所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的另一个，以用于控制由所述起搏器递送的心室起搏脉冲。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。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是根据一个示例的用于由心内心室起搏器控制心室起搏模式的方法的流程图。

图10A是根据一个示例的由心内心室起搏器执行的用于从心房跟踪起搏模式切换到非心房跟踪起搏模式的方法的流程图。

图10B是根据另一示例的用于控制从心房跟踪起搏模式切换到非心房跟踪模式的起搏模式的方法的流程图。

图11是根据一个示例的用于控制心内起搏器中的起搏模式从非心房跟踪起搏模式切换到心房跟踪起搏模式的方法的流程图。

图12是根据另一示例的可以被执行以用于控制起搏模式从非心房跟踪模式切换到心房跟踪模式的方法的流程图。

图13是根据又另一示例的用于由心内心室起搏器控制起搏模式切换的方法的流程图。

图14是根据另一示例的由起搏器执行的用于控制起搏模式切换的方法的流程图。

具体实施方式

在心房同步心室起搏期间，在心房事件之后以房室(AV)起搏间期递送心室起搏脉冲，以在心房收缩和心室收缩之间提供适当的同步。为了使心室内起搏器提供心房同步心室起搏，心室内起搏器需要感测或检测心房事件以开始AV起搏间期。当心房率增加或减少时，心室起搏频率跟踪心房率。该心房同步心室起搏被称为“心房跟踪”起搏模式。在非心房跟踪心室起搏模式中，以心室较低频率(LR)起搏间期递送心室起搏脉冲，该LR起搏间期与心房事件无关并且不跟踪心房率。通常，当心脏的窦房结在设置固有心房率时正常运行或者针对患者的身体活动水平以适当的起搏频率起搏心房时，心房跟踪心室起搏模式是期望的。

然而，在某些情况下，不期望跟踪心房率，例如，在诸如心房纤颤或心房扑动之类的房性快速性心律失常期间。因此，需要用于在心房跟踪心室起搏模式与非心房跟踪心室起搏模式之间切换的方法，以基于患者对心室起搏的需要以及以不会导致起搏器介导的室性心动过速的方式来使心内心室起搏器能够递送在适当的时间处跟踪心房率并且在其他时间处不跟踪心房率的心室起搏。

本文公开了用于控制心室内起搏器中的心房跟踪心室起搏模式和非心房跟踪心室起搏模式之间的切换的技术。心室内起搏器具有用于检测心房收缩机械事件的运动传感器。在心房跟踪起搏模式期间，响应于检测到心房收缩机械事件而开始AV起搏间期。在心房跟踪模式和非心房跟踪模式两者期间的心房收缩机械事件检测可以用于确定是否满足起搏模式切换标准以用于控制起搏器何时在心房跟踪起搏模式和非心房跟踪起搏模式之间切换。

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以用于递送心室起搏。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AV起搏间期)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与心房收缩相对应的心房激动(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从由被包括在RV起搏器14中的运动传感器(例如，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，或者从心房收缩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可替代地被实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)和起搏模式切换标准编程到起搏器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中实现的示例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，该美国专利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器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，以用于当其他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进行通信。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的通信信号来提供心房事件检测来用于控制心房同步心室起搏和用于确定何时要切换到非心房跟踪起搏模式。

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现为被封围在壳体150内的加速度计。加速度计向被包括在控制电子器件子组件152中的处理器提供信号，以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，该共同转让的预授权公开籍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被实现为加速度计，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中实现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被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No.4,485,813(安德森(Anderson)等人)和美国专利No.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中实现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。

除了经受心脏运动的影响外，运动传感器212还在诸如行走、驾驶、锻炼、改变身体姿势、家务琐事和日常生活中的其他活动之类的身体(physical)活动期间经受患者身体运动的影响。运动传感器信号可以由控制电路206使用以用于如下面更详细描述的检测心脏机械事件，以及确定患者的身体姿势和/或患者身体活动的水平(例如，休息、非休息但在日常生活的正常活动的范围内、次最大锻炼或最大锻炼)。在以上被并入的参考中大体公开了用于从加速度计信号监测患者身体姿势和患者身体活动的技术。

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部件。

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。可以在用于从运动传感器信号检测心房收缩事件的算法中使用对心脏电事件的标识。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的信号来检测心房收缩事件。

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来检测一个或多个心室机械事件，以从心室周期期间的运动传感器信号来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。

一些R波感知事件信号可能由室性早搏(PVC)引起。控制电路206可以被配置成基于自在前的R波或心室起搏脉冲以来的R波感知事件信号的计时和/或基于R波信号形态来检测PVC。可以将PVC与正常传导的R波区别开，以避免基于PVC来安排起搏脉冲。如结合图12所描述的，在非心房跟踪起搏模式期间检测到的PVC可以触发LR起搏间期的延长，以促进在PVC之后的长补偿暂停期间从运动传感器信号的心房收缩事件检测。

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收缩事件检测标准。可以由心房事件检测器电路240监测在不应期期间的运动传感器信号，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。这样，可以在心房不应期期间设置心室机械事件检测窗口，并且可以根据在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。在美国专利No.9,399,140(Yong等人)中总体上公开了用于使用运动传感器信号控制心房同步心室起搏的技术，该美国专利通过引用以其整体并入于此。

起搏计时电路242可以附加地包括较低频率(LR)起搏间期定时器，以用于在没有检测到的心房事件的情况下控制最小心室起搏频率。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LR起搏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。

在非心房跟踪起搏模式期间，LR起搏间期定时器用于控制独立于心房率而被递送的心室起搏脉冲的频率。可以将LR起搏间期设置为最小或基础LR起搏间期以维持最小心室率，并且可以根据提供的频率应答起搏来将LR起搏间期调整为暂时LR起搏间期。可以基于可以从运动传感器信号确定的患者的身体活动水平来确定传感器指示的频率(SIR)。基于SIR设置的暂时LR起搏间期以大于最小或基础起搏频率的频率提供心室起搏脉冲。在非休息身体活动的时段期间基于SIR根据患者的代谢需求提供较高的心室率支持。在2014年2月6日提交的预授权美国专利申请No.2015/0217119 A1(Nikolski等人)中总体上公开了用于获得患者活动信号的在心内起搏器中的加速度计的使用，该预授权美国专利申请通过引用以其整体合并于此。在美国专利No.5,199,071(van Oort)和美国专利No.7,031,772(Condie等人)中总体上公开了使用患者活动信号来确定SIR并提供频率应答起搏，这两个美国专利均通过引用以其整体并入于此。

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。

归属于本文的起搏器14的功能可以被实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、固件或软件部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、固件或软件部件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，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中实现，该控制电路206执行存储在存储器210中的指令并依赖来自感测电路204和运动传感器212的输入。

如本文所公开的对被包括在起搏器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中所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，该保持电容器可以在电压调节器的控制下通过电源214的数个电池电压信号的倍数而被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LR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现在起搏器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收缩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心室起搏模式以及通过脉冲发生器202的对起搏脉冲的递送。

电源214根据需要向起搏器14的其他电路和部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部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部件之间的连接。

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被实现为加速度计时)。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”或仅称为“心房事件”。A4事件260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，以用于控制起搏计时电路242在起搏器14正以心房跟踪心室起搏模式操作时响应于检测到A4事件260而通过开始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执行的用于在心房跟踪起搏模式期间检测A4事件并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处标识的用于开始从运动传感器信号搜索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心室LR起搏间期。如果LR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，以便维持某个最小的基础心室率。

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，以增大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处确定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”，因为在一些示例中可在心房不应期期间抑制或忽略A4事件检测。当在框302处标识出心室电事件时，心房事件检测器240可以在框310处开始心房不应期。可以基于A1-A3时间间期将心房不应期设置为，例如，为比A1-A3时间间期长一百分比或比A1-A3时间间期长固定的间期。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处所指示的，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LR起搏间期期满(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，例如至少每分钟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LR起搏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，以例如当心房率增大时允许在心室周期中较早地检测到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，针对给定的心率，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。导致A3事件检测的阈值越过可以是首次正向越过阈值、(经整流的信号的)的最后负向越过阈值或A3事件信号的另一基准点。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)与后续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或组合：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设置为固定的共同值。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，该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被设置到起始阈值。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。可以响应于经整流的运动传感器信号越过A4感测阈值幅度446(例如，首次正向越过或最后负向越过)，而检测到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，以用于确认在心房不应期436之后的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。

在一些示例中，确定A3-A4事件间期445并将其用于调整A4不应期436。例如，可以通过在A3感测窗口424期间检测对A3事件检测阈值幅度444的最后负向越过来检测A3事件406。可以在A4不应期436的期满之后通过对A4事件检测阈值幅度446的首次正向越过来检测A4事件408。A3-A4事件间期445被确定为从A3事件检测的时间到A4事件检测的时间。可以将该A3-A4事件时间与先前的A3-A4事件时间进行比较，例如，与可以在相应的一个或多个在前的心动周期期间确定的一个或多个在前的A3-A4事件时间、或与从两个到五个或其他预定数量的先前确定的A3-A4事件时间确定的移动平均A3-A4进行比较。如果检测到与一个或多个在前的A3-A4事件时间相比的A3-A4事件时间间期的变化，则可以调整A4不应期436。当检测到A3-A4事件时间缩短或增加时，控制电路206可以分别减少或延长A4不应期，以当心房率变化时考虑(account for)心室舒张事件与心房收缩事件之间的时间间期变化。

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。在各种示例中，阈值越过可以是首次正向越过或最后负向越过。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，并且可以根据基于阈值越过的每个相应的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，如图6中所示的。

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，该心房不应期436在逐个心跳的基础上被应用以用于检测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，而感知到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期间感知T波514。控制电路206可以在感测到T波514之后在预定时间间期处终止心房不应期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是根据一个示例的由起搏器14执行的用于在心房跟踪起搏模式期间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LR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，从A4-A4间期确定的)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，可以使用从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从平均运动信号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是根据一个示例的用于由起搏器14控制心室起搏模式的方法的流程图650。控制电路206被配置成控制起搏器14以第一起搏模式(心房跟踪起搏模式或非心房跟踪起搏模式)操作，以用于控制心室起搏脉冲并基于对运动传感器信号的分析来确定何时切换到第二起搏模式(心房跟踪起搏模式或非心房跟踪起搏模式中的另一个)。

如图9中所示的，在框652处根据选定的起搏模式递送心室起搏脉冲。例如，起搏器14可以以心房跟踪VDD起搏模式操作，在此期间，响应于检测到A4事件而以AV起搏间期来安排心室起搏脉冲。在没有检测到A4事件的情况下，当在LR间期期满之前未检测到固有R波时，以VDD较低频率(LR)间期递送心室起搏脉冲以防止心室心搏停止。在其他时间处，起搏器14可以以非心房跟踪VVIR或VDIR起搏模式操作，在此期间以心室LR起搏间期安排起搏脉冲，该心室LR起搏间期可以是与基础起搏频率相对应的永久VVIR或VDIR LR间期或基于从运动传感器信号(或与患者代谢需求相关的其他传感器信号)确定的患者身体活动度量而设置的暂时LR间期。

在操作选定的心室起搏模式期间，控制电路206被配置成在框654处从运动信号确定一个或多个运动信号度量。在框656处，将一个或多个运动信号度量与第一起搏模式切换标准进行比较。如果满足第一起搏模式切换标准，则控制电路从当前的第一起搏模式(心房跟踪起搏模式或非心房跟踪起搏模式)切换到第二起搏模式。第二起搏模式是心房跟踪起搏模式或非心房跟踪起搏模式中的另一个，取决于控制电路206从哪个起搏模式切换。

在第二起搏模式期间，控制电路206在框654确定一个或多个运动信号度量，该一个或多个运动信号度量可以是与在第一起搏模式期间所确定的运动信号度量相同或不同的运动信号度量(多个)。控制电路206确定在第二起搏模式期间运动信号度量(多个)是否满足第二起搏模式切换标准，并且响应于满足第二起搏模式切换标准而切换回第一起搏模式。

在可在框654处确定的运动信号度量中的是与患者身体活动相关的和/或与可靠A4事件检测的丢失相关的度量。与患者身体活动相关的运动信号度量可以是与患者代谢需求相关的患者活动度量，诸如，活动计数或从患者活动度量确定的传感器指示的起搏频率。可以从运动信号确定患者姿势作为患者活动的间接指示符，例如，通过将非直立姿势检测为休息或非活跃姿势并且将直立姿势检测为非休息或活跃姿势。因为患者姿势可能影响A4信号强度和A4事件检测的可靠性，所以患者姿势还可以被确定为与可靠的A4事件检测的丢失相关的运动信号度量。例如，可以将特定的患者姿势(例如，左侧卧姿势或其他经标识的姿势)确定为在个体患者中混淆A4事件检测并且作为用于起搏模式切换的标准。

可以在框654处确定的与可靠的A4事件检测的丢失相关的运动信号度量可以是对在没有检测到的A4事件的情况下发生的心室周期的计数。可能与可靠A4事件检测的丢失相关的另一运动信号度量可以是A3-A4时间间期。A3-A4时间间期(例如，图6中的间期445)，或另一心室事件到A4时间间期的缩短可能指示增加的心房率，该增加的心房率可能导致A3与A4事件的融合和/或与增加的患者身体活动相关联，其中A3与A4事件的融合和增加的患者身体活动两者均可能混淆A4事件检测。

可以通过对在运动信号的预定时间段内获取的运动信号样本点进行处理来确定可以在框654确定的与患者身体活动和可靠A4事件检测的丢失两者相关的运动信号度量。例如，预定的时间段期间的所有样本点的平均幅度、预定的时间段期间的样本点幅度的总和、该时间段期间的平均频次(frequency)、平均斜率、或整个预定的时间段期间的运动信号能量或熵的其他度量可以指示由于运动信号中出现的增大的运动信号峰值而导致的患者身体的、非心脏运动、信号噪声的增加和/或A4事件检测的可靠性的潜在降低。用于确定运动信号度量的时间段可以是一个心动周期或其一部分，或者可以与心动周期计时无关，例如，任何500ms、1秒、2秒或运动传感器信号的其他预定时间段或多个预定时间段。

因此，在框654处确定的一个或多个运动信号度量可以包括非心脏、患者身体运动和/或A4事件检测可靠性的直接或间接度量。从被包括在起搏器14中的运动传感器信号确定的运动信号度量可以包括患者身体活动的度量；病人身体姿势；A4事件检测计数；心脏机械事件(A1、A2、A3和/或A4)时间间期、幅度和/或其他特征；以及通过对在预定的时间段内的运动信号样本点进行处理以获得与整个时间段内的运动信号能量和/或熵相关的度量来确定的运动信号度量。

图10A是根据一个示例的由起搏器14执行的用于基于运动信号度量从心房跟踪起搏模式切换到非心房跟踪起搏模式的方法的流程图700。由图5和图8的流程图描绘的方法总体上表示心房跟踪心室起搏模式(诸如，VDD起搏模式)，其中基于由RV起搏器14的对心脏事件(例如，至少心室R波和心房A4事件)的双腔(心房或心室)感测和提供经触发的和经抑制的起搏脉冲两者的双起搏反应来递送心室起搏脉冲。响应于从运动传感器信号检测到A4事件，而触发心室起搏脉冲。响应于感测到心室R波，而抑制心室起搏脉冲。

分别在图5和图8的框302和602处设置的LR起搏间期可以是VDD LR起搏间期，该VDD LR起搏间期在在LR起搏间期期间没有感知到的A4事件和感知到的R波的情况下以最小或基础心室率提供心室起搏。可以将VDD LR起搏间期设置成提供每分钟40次心跳的基础起搏频率。只要感知到A4事件，就可以与按照心房率或固有心房率的心房收缩事件同步地提供心室起搏，该心房率可由心房起搏器12起搏。因为患者心率因患者身体活动或代谢需求的变化而变化，所以心室起搏频率将跟踪A4事件的频率的变化。

然而，在某些情况下，可能对A4事件感知不足(undersensed)。例如，A4信号有时可能具有低信号强度并且未被检测到。在一些患者中，姿势变化、经起搏的心房节律与固有的心房节律之间的变化或其他因素可影响A4事件幅度。患者可能具有正常的窦性节律，但起搏器14未检测到心房收缩事件。在这种情况下，虽然期望对心室起搏脉冲进行心房跟踪，但心房率是未知的。因此，可以保证切换到非心房跟踪起搏模式。在其他情况下，由于房性快速性心律失常，A4事件可能检测不足(under-detected)。在心房纤颤期间，A4信号可能变得太小而无法被检测到。在这种情况下，非心房跟踪心室起搏适合于避免起搏器介导的心动过速。

在正常窦性节律期间或在房性快速性心律失常期间A4事件检测不足的这些情况中的两者中，患有AV阻滞的患者需要按照足以支持患者身体活动的频率的心室起搏。流程图700的方法提供了一种技术，该技术用于基于满足模式切换标准而将心室起搏模式从心房跟踪VDD起搏模式切换到非心房跟踪起搏模式。模式切换标准被定义为当A4事件检测不足并且需要心室率支持时促进切换到非心房跟踪心室起搏。模式切换标准可以被定义为当检测到A4事件时或者当没有检测到A4事件但是以经编程的VDD较低频率的心室起搏足以支持患者的身体活动水平(例如，休息状态)时，优先在VDD起搏模式下提供心房同步心室起搏。

在图10A的框702处，为心房跟踪起搏模式(例如，VDD起搏模式)建立第一LR间期，并且为非心房跟踪模式(例如，VVIR或VDIR起搏)建立第二LR间期。如下面结合图11和图12所描述的，非心房跟踪起搏模式可以是VVIR起搏模式，其中对A4事件的感测在大多数时间被禁用以节省起搏器电池寿命，但是可以被暂时重新启用以检查是否满足与A4事件检测相关的起搏模式切换标准。在其他示例中，如结合图13所描述的，非心房跟踪起搏模式可以是VDIR起搏模式，该VDIR起搏模式仍然检测和监测A4事件(这可以是在逐个心跳的基础上的)，但不会响应于检测到A4事件而触发心室起搏脉冲。

可以由控制电路206在框702处根据存储在存储器210中的经编程的相应心房跟踪和非心房跟踪较低频率来建立心房跟踪LR起搏间期和非心房跟踪LR起搏间期。在框702处建立的LR间期有时被称为“永久”LR间期，因为它们与经编程的基础或最小起搏频率相对应。在某些情况下，可以将永久LR间期调整为暂时LR间期。例如，在频率应答的VVIR起搏期间，可以将永久VVIR LR间期缩短为暂时LR间期以满足患者的身体活动需求。如以下所描述的，当满足起搏模式切换标准时，起搏器14从心房跟踪起搏模式(例如，如图5或图8所表示的)切换到非心房跟踪起搏模式以在频率应答起搏模式下提供心室起搏，以便维持适当的心室率以满足患者的身体活动水平。

非心房跟踪LR间期可以被设置为以与心房跟踪LR间期不同的较低频率提供起搏。例如，可以在框702处建立心房跟踪LR间期，以按照每分钟40个脉冲的基础起搏频率来提供VDD起搏。可以在框702处建立非心房跟踪LR间期，以提供每分钟60个脉冲的基础起搏频率。通过在心房跟踪起搏模式期间提供较长的LR起搏间期，允许更大的时间用于在每个心室起搏周期期间检测A4事件以促进心房同步的心室起搏。与心房跟踪LR间期相对应的每分钟40个脉冲的基础起搏频率在A4事件间歇性地检测不足时提供起搏。可以提供频率平滑以避免突然的心室率变化。当A4事件持续地检测不足达多个心室周期时，切换到具有每分钟60个脉冲的较高的基础起搏频率的非心房跟踪起搏模式为在休息或相对低的身体活动状态期间的患者提供足够的频率支持。

在框704处，起搏器14以VDD起搏模式操作。在一些患者中，心房率可以由窦房结固有地控制，并且响应于患者身体活动的变化在生理上增加和减少。在其他示例中，心房率可以由心房起搏器12起搏，心房起搏器12可以是频率应答的起搏器，该频率应答起搏器包括用于确定与患者的代谢需求相匹配的传感器指示的起搏频率的患者活动传感器。在任一情况下，心室起搏器14被配置成在逐个心跳的基础上检测固有的或经起搏的A4收缩事件。响应于在框706处检测到A4事件，开始AV起搏间期，并且在其期满时，在框708处递送心室起搏脉冲。应当认识到，如果在AV起搏间期期满之前感知到固有R波，则抑制(withhold)心室起搏脉冲，例如，如以上结合图8所描述的。

在框709处，更新对A4事件检测的计数。例如，可以更新控制电路206中所包括的用于对总预定数量Y个心室周期中的A4事件检测的数量进行计数的Y中X(X of Y)计数器。在其他示例中，计数器可用于跟踪在没有检测到A4事件的情况下发生的连续心室周期的数量。在这种情况下，响应于在框706处检测到的A4事件，可以在框709将计数器重置为零。用于跟踪A4事件检测(或没有A4检测的心室周期)的计数器可以被确定为用于控制起搏模式切换的一个运动信号度量，其中该A4事件检测可以或可以不需要在连续的心室周期上。

如果在VDD LR间期期满之前未检测到A4事件，则在框710处递送心室起搏脉冲。可以根据频率平滑算法来调整VDD LR间期，以避免心室率的突然变化。可以以在预期的A4事件时间与在框702处建立的与最小基础频率相对应的VDD LR起搏间期之间的起搏间期递送在框710处递送的心室起搏脉冲。例如，可以在框710处将VDD LR间期从VDD LR起搏间期调整到预期的A4事件时间加上延迟间期，以提供频率平滑。为了说明，不是等待可以针对每分钟40个脉冲的最小基础频率被设置为1.5秒的VDD LR间期，而是起搏计时电路242可以设置经频率平滑调整的LR间期，该经频率平滑调整的LR间期是比最近的心室起搏周期长度更长的延迟间期。例如，如果在前的两个心室起搏脉冲被递送间隔800ms(大约每分钟75次)，则可以以1000ms(例如，800ms加上200ms的延迟间期)递送在框712处递送的心室起搏脉冲，如果未检测到A4事件的话。以这种方式，允许一些额外的时间来检测A4事件，但是通过使用1000ms(每分钟60次)的经调整的LR间期来防止心搏停止，而不存在心室率从每分钟75次到每分钟40次的突然大的变化。

在框711处，更新预定数量的心室周期中的检测到的A4事件的计数。在框712处，控制电路206确定在预定数量的心室周期内获得的A4检测计数是否小于模式切换阈值。可能需要预定数量的Y个心室周期中的X个A4检测的阈值数量，以保持在VDD起搏模式。在各种示例中，控制电路206可以确定是否已经针对最近的Y个心室周期检测到小于阈值数量的X个A4事件，其中X和Y相等(连续心室周期)或者其中X小于Y(非连续的周期)。可以将小于Y个心室周期中的阈值数量的A4事件设置为用于从VDD心房跟踪起搏模式切换到非心房跟踪起搏模式的一个运动信号度量标准。

Y中X标准可以是可编程的，并且可以部分基于患者的心房纤颤病史。例如，如果患者没有心房纤颤病史，则心房可能处于窦性节律中，但未检测到A4事件信号。在没有心房纤颤病史的患者中，可能期望保持在VDD起搏模式达相对较长的时间段，以便启用对A4事件的检测并促进心房同步心室起搏。在很少或没有心房纤维病史的情况下，在切换起搏模式之前可能需要相对大量的不具有A4事件检测的心室周期。例如，在框718处切换到非心房跟踪起搏模式之前，在框712处可能需要少于20个心室周期中的10个A4事件检测或者少于24个心室周期中的12个A4事件检测。

然而，在患有强的心房纤颤病史的患者中，可能期望相对快速地切换到非心房跟踪起搏模式，因为A4事件检测的丢失可能是由于心房纤颤引起的。与没有或最小心房纤颤病史的患者相比，Y中X标准可以被设置得相对不那么严格，以更快地切换到非心房跟踪起搏模式以提供心室率支持起搏。例如，可以将Y中X标准设置为少于10个心室周期中的6个A4事件检测或者少于16个心室周期中的10个A4事件检测。如果对Y个心室周期中的A4事件检测的计数小于起搏模式切换阈值，则控制电路206可以在框718处立即切换到非心房跟踪起搏模式。如果在框712处达到或超过了A4事件检测的阈值数量，则起搏器14可以保持在VDD模式并返回到框704。

然而，可以应用其他模式切换标准以用于使控制电路206能够从VDD切换到非心房跟踪起搏模式。例如，如果不满足与A4事件检测有关的Y中X起搏模式切换标准，则控制电路206可以在框716处应用其他标准，以用于使起搏模式切换到非心房跟踪起搏模式。在一个实施例中，控制电路206可以在框714处将患者身体姿势确定为用于在框716处与起搏模式切换标准进行比较的运动信号度量。当运动传感器212被实现为加速度计时，可以从对运动传感器信号的分析来确定患者身体姿势，或者可以在起搏器14中包括用于检测患者身体姿势的专用加速度计。在美国专利公开2015/0217119(Sheldon等人)、美国专利申请No.14/920,228(Sheldon等人)以及在以上被并入的美国专利No.5,593,431和No.6,044,297总体上公开了用于从一维或三维加速度计确定患者姿势的示例技术，所述前两个专利通过引用以其整体并入于此。

如果检测到的患者的身体姿势满足起搏模式切换标准，如在框716处所确定的，则控制电路206在框718处切换到非心房跟踪起搏模式。在一些患者中，姿势变化可能影响运动传感器信号。可以标识特定的姿势，其中A4事件检测对于对心室起搏的心房跟踪是差的或不可靠的。即使在框712处A4检测的数量大于起搏模式切换阈值，控制电路206也可以主动切换到非心房跟踪起搏模式。如果确定患者的身体姿势是已知与不良A4检测相关联的姿势，则控制电路206可以在预期丢失A4事件检测时切换到非心房跟踪模式。

在其他示例中，即使在框712处A4事件检测计数等于或大于起搏模式切换阈值时，控制电路206也可以在框714处确定患者身体姿势。换句话说，框712的“是”分支可替代地导致用于确定患者身体姿势的框714。即使当满足少于至少Y个心室周期中的X个A4检测的切换标准时，患者身体姿势模式切换标准也可要求患者在切换到非心房跟踪起搏模式之前处于直立姿势。如果A4事件检测不足，并且患者是直立的(例如，坐着、站着，行走等)，则可能需要心室率支持，并且可以通过切换到非心房跟踪起搏模式来提供心室率支持。直立姿势通常指示非休息姿势，在该非休息姿势期间患者被认为是清醒的并且可能是在身体上活跃的，从而需要以大于VDD较低频率的频率的心室起搏支持。如果在框716处患者姿势满足模式切换标准(例如，直立位置或非休息位置)，则控制电路206在框718处切换到非心房跟踪起搏模式。

然而，如果患者姿势不满足模式切换标准，则即使在框712处A4检测计数小于模式切换阈值，起搏器14也仍保持在VDD起搏模式中。如果患者处于非直立或休息位置(例如，在通常指示睡眠或休息姿势的任何平躺或斜躺位置)，则VDD较低频率可为处于休息的患者提供足够的心室率支持。在框702处建立的VDD LR起搏间期比相对较短的非心房跟踪LR间期允许更多时间来检测起搏脉冲之间的A4事件。通过在患者处于休息并且不需要更高的起搏频率时保持在VDD起搏模式中可以促进在患者正休息时更早地返回到A4事件检测和心房同步心室起搏。在这种情况下，控制电路206可以通过返回到框704来保持在VDD起搏模式中。

图10B是根据另一示例的用于控制起搏模式从VDD起搏模式切换到非心房跟踪模式的方法的流程图750，该方法可以由起搏器14执行。在框704处，起搏器14以VDD起搏模式操作。在该示例中，框704与图10A的相同编号的框704相对应，以指示流程图750的技术可以与流程图700的技术并行地、同时地或顺序地执行。流程图750的技术提供可用于控制起搏器14何时从心房跟踪起搏模式切换到非心房跟踪起搏模式的附加的或替代的起搏模式切换标准。图10B中的流程图750的过程可以被单独实现，以基于运动信号度量来控制起搏模式切换，而无需执行图10A的过程。在各种实施例中，可以组合图10A和图10B的过程，图10A的过程可以被单独执行而不与图10B的过程组合，反之亦然。

在图10B中，控制电路206监测在框752处确定的运动信号度量，以用于应用模式切换标准以用于确定是否从VDD起搏切换到非心房跟踪起搏模式。可以实现图10B的技术以响应于由于升高的患者身体活动或运动信号噪声而引起的非心脏运动信号的频次和/或幅度的增加而导致起搏模式的改变，即使在图10A的过程中不满足与A4检测不足相关的模式切换标准。在框752处确定的运动信号度量可以是从与患者身体活动相关的一个或多个传感器信号确定的患者身体活动度量。如果运动传感器212被实现为加速度计，则可以从运动传感器信号确定与患者身体活动(和患者代谢需求)相关的活动计数或其他活动度量。在以上并入的美国专利申请No.14/920,228(Sheldon等人，代理案卷No.C00010848.USU1)和美国专利申请No.2016/0144191(Sheldon等人)中总体上公开了用于从被包括在起搏器14中的加速度计确定患者活动度量的方法，后一个美国专利申请同样通过引用以其整体并入于此。

当起搏器14正以心房跟踪VDD起搏模式操作时，不需要确定用于提供频率应答起搏频率的患者身体活动和对应SIR。然而，在VDD起搏模式期间，控制电路206可以执行对至少患者活动度量的确定和可选地对SIR的确定，以用于在框754处确定是否满足起搏模式切换标准。

可以用于确定是否满足切换标准的其他运动信号度量可以包括：指示患者姿势的度量、或从运动信号的预定时间段通过对在该预定时间段内的样本点进行处理以获得指示信号能量、信号熵或噪声的度量来确定的度量。通过对在预定时间段内的运动信号样本点进行处理来确定的运动信号度量可以指示A4事件感测可能由于在预定时间段期间的运动信号中的非心脏信号的增加的频次和/或幅度而不可靠。可以通过在预定时间段内的或在例如以下各项的指定的窗口期间的连续运动信号样本点的绝对幅度求和来确定运动传感器度量：在A3感测窗期间、在A4不应期期间、在A4不应期之外、在A4窗口期间、在A4-A4心动周期期间、在心室心动周期期间、或在独立于对心脏事件的计时而被定义的时间段期间。可以确定指示可能干扰可靠的A4事件感测的增大的运动信号能量的平均斜率、平均幅度、平均频次或其他运动信号度量。

在框754处，控制电路206可将运动信号度量与用于触发起搏模式切换的运动信号度量阈值进行比较。如果运动信号度量被确定为患者身体活动度量，则可以将患者身体活动度量与起搏模式切换活动阈值进行比较。可以在每次确定患者活动度量时或在更不频繁的基础上执行患者活动度量与模式切换阈值的比较。在一个示例中，以规则的时间间期(例如，每两秒、每六秒、每三十秒、每分钟等)从运动传感器信号确定患者活动度量。可以从也被用于检测A4事件的运动传感器信号中确定患者活动度量。如果患者的身体活动增加，导致由患者身体运动(除了心脏运动)引起的运动传感器信号中的信号尖峰的增加的频次，则这些患者身体活动信号可能被错误地检测为A4事件。在一些情况下，随着心房率增加，A4事件可能在心室周期中移动到更早，并且在心房不应期期间检测不足或者变得与A3事件融合并且更难以检测。随着患者身体活动增加，控制电路206可以切换到非心房跟踪起搏模式，以便提供适合于患者的身体活动水平的与来自运动传感器信号的A4事件感测无关的心室起搏频率支持，该来自运动传感器信号的A4事件检测在升高的患者活动期间可能不太可靠。

可以确定度量中的一个或组合并在框754处将其与起搏模式切换标准进行比较。在一个示例中，如果患者身体活动度量被确定为运动信号度量并且在框754处大于模式切换活动阈值，则控制电路206可以直接前进到框718以切换到非心房跟踪起搏模式。可以将患者身体活动度量确定为SIR。例如，如果如上面并入的参考中所描述的从运动传感器信号确定活动计数，则可以使用传递函数将活动计数转换为SIR。在框754处，可以将SIR与模式切换活动阈值进行比较。模式切换活动阈值可以是与患者身体活动的特定水平相对应的SIR，所述患者身体活动例如，日常生活的活动(诸如，驾驶、在房子周围移动等)或者在大于日常生活的每日活动的锻炼或身体消耗的情况下发生的较高水平的患者身体活动。例如，起搏模式切换阈值可以是每分钟90个脉冲的SIR。在另一示例中，起搏模式切换阈值是每分钟100个脉冲的SIR。如果SIR在框752处被确定为运动信号度量并且在框754处超过起搏模式切换活动阈值，则在框718处起搏器14可立即切换到非心房跟踪起搏模式。

除了患者身体活动度量之外或作为其替代，可以将其他运动信号度量与相应的起搏模式切换阈值进行比较。例如，可以将幅度的总和、平均幅度、平均斜率、平均频次或其他运动信号度量与相应的起搏模式切换阈值进行比较。如果达到阈值，则可以认为A4事件感测不可靠，并且该过程可以直接前进到框718以切换到非心房跟踪起搏模式。

然而，在所示的示例中，控制电路206可以响应于在框754处运动信号度量满足起搏模式切换标准而分析A4事件频率和/或运动传感器信号稳定性。因此，控制电路206可以被配置成在框756处确定A4事件频率。可以通过将检测到的A4事件与最近的在前A4事件之间的时间间期确定为A4事件间期来确定A4事件频率。可以确定一个或多个A4事件间期并对其进行平均以与SIR进行比较或者单独地与SIR起搏间期进行比较，以确定A4事件频率是否与可接受范围(例如，每分钟+10次搏动)内的SIR相匹配。可以将三个、五个、八个或其他预定数量的A4事件间期进行平均或单独地与SIR间期进行比较。例如，如果确定SIR是每分钟120个脉冲(其可以被设置为最大上限起搏频率)，则SIR起搏间期是500ms。如果两个或更多个A4事件间期的平均值比500ms大或者小了可接受的频率应答阈值裕度(例如，大于600ms或小于400ms)，则可以在框758处确定A4频率不满足患者身体活动需求。

在其他示例中，可以要求最近的N个A4事件间期中的M个在SIR起搏间期的阈值裕度内，例如，在SIR起搏间期的10％、20％或其他百分比内。阈值裕度可以是可变裕度，其在相对较低的SIR处允许SIR起搏间期与A4事件间期之间的较大差异，并在当对起搏频率支持的需求对于防止患者出现症状可能更重要时的相对较高的SIR处允许SIR起搏间期与A4事件间期之间的相对较小差异。例如，如果SIR在与日常生活的活动相对应的范围(例如，每分钟80次搏动的起搏频率(750ms的暂时LR间期))内，则阈值裕度可以是20％，使得如果A4事件间期在600ms与900ms之间，则在框758处将A4事件频率确定为满足患者活动需求。如果SIR大于与日常生活的活动相对应的范围，指示患者的劳累，则阈值裕度可以是10％。例如，如果SIR是每分钟100个脉冲(600ms暂时LR间期)，则可以要求A4事件间期落在540ms到660ms之间，以在框758处满足患者身体活动需求。

如果A4事件正被检测并且正在以如框758处所确定的支持患者当前的身体活动需求的频率发生A4事件(其可以基于A4事件频率与SIR的比较)，则起搏器14可以保持在心房跟踪VDD起搏模式中以通过适当地跟踪心房率来继续心房同步心室起搏。如果A4事件频率比SIR慢或者快了预定的裕度，则用于控制心室起搏的A4事件跟踪不再提供适合于匹配患者的身体活动需求的心室起搏频率支持。在框718处，控制电路206可以切换到非心房跟踪起搏模式。

附加地或替代地，控制电路206可以确定运动传感器信号稳定性是否满足起搏模式切换标准。如果在框758处A4事件频率满足或匹配患者身体活动需求，则控制电路206可在框760处确定运动传感器稳定性度量。在其他示例中，如果在框754处运动信号度量满足切换标准，则可以在框760处确定运动信号稳定性度量而不检查A4事件频率(在一些示例中省略框756和框758)。

在一个示例中，运动传感器稳定性度量是A4事件幅度。A4事件幅度的稳定性指示可能发生可靠的A4事件检测，因此，VDD起搏模式仍然适用。A4事件信号幅度的大的变化可以指示错误的A4事件检测(例如，由于患者身体活动信号尖峰被错误地检测为A4事件)，以及出于以VDD起搏模式进行心房跟踪的目的的可靠的A4事件感测的丢失。

可以在框760处通过确定预定数量的检测到的A4事件中的每一个的峰值幅度与移动平均A4事件幅度或其他先前确定的A4事件幅度的统计测量值之间的差异，来确定运动传感器信号稳定性度量。在另一示例中，可以在框760处通过确定当前A4事件幅度与最近的在前A4事件幅度之间的差异的绝对值并对针对三个或更多个连续确定的A4事件幅度差异确定的差异的绝对值求和，来确定连续检测到的A4事件之间的累积幅度差异。如果累积幅度差异大于稳定性阈值，则确定运动传感器信号不满足保持在VDD起搏模式中所要求的稳定性标准。在其他示例中，N个最近的A4事件中的M个可能需要在彼此的幅度差异阈值内或在N个事件的平均A4事件幅度内。

可以在框760处确定检测到的A4事件的其他特征，并对其进行分析，以用于在框762处确定是否满足运动传感器信号稳定性标准。例如，可以确定A4事件间期可变性或相对于在前的心室起搏脉冲、感知到的R波或心室机械事件(例如，A1、A2或A3事件)的A4计时，以评估A4事件是否稳定或相对于心室事件呈现预期的趋势(诸如，在心室周期中逐渐移动到更早)。可以确定A4事件的斜率、宽度、极性或其他形态特征以用于在框762处的比较分析，以评估A4事件特征的稳定性，作为与错误A4事件检测相反的真实A4事件检测的指示。

除了A4事件特征之外或作为其替代，可以在框760处确定与A1、A2和/或A3事件有关的其他运动传感器信号稳定性度量。在框762处应用的用于确认运动传感器信号稳定性的标准可以包括A1、A2和/或A3形态特征和/或计时的稳定性。已经认识到，可以执行许多比较分析以应用用于确定A1、A2、A3和/或A4事件的心脏机械信号的稳定性和一致性的标准，以增加检测到的A4事件是真实A4事件而不是由患者身体活动或其他非心脏运动或运动传感器信号噪声引起的信号峰值的置信度。

如果在框762处不满足运动传感器信号稳定性标准，则控制电路206在框718切换到非心房跟踪起搏模式。如果A4事件频率满足患者身体活动需求(框758的“是”分支)并且在框762处运动传感器信号稳定性标准被满足，则起搏器14在框704处保持在VDD起搏模式中。

在框758处确定A4频率是否满足患者身体活动需求以及在框762处确定运动传感器信号稳定性是否满足稳定性标准的前述示例是出于说明性目的而提供的，并非旨在进行限制。应当认识到，可以在框758处应用其他阈值裕度和频率阈值标准，以用于确定检测到的A4频率是否与患者的代谢需求相匹配，以便在提供心室起搏时跟踪A4频率。当A4频率与基于患者活动的SIR相比太低(或太高)时，对心室起搏频率的心房追踪不提供与患者的代谢需求相匹配的心室率。因此，当根据在框758处应用的标准，A4频率不满足SIR频率时，在框718处保证切换到非心房跟踪起搏模式。

此外，在其他示例中，无论在框758处A4事件频率是否满足患者身体活动需求，都可以应用运动信号稳定性标准。在一些情况下，如果在框762处不满足运动信号稳定性标准，则即使在框758处A4事件频率与患者的身体活动相匹配，控制电路206也可在框718处切换到非心房跟踪起搏模式。

图11是根据一个示例的由起搏器14执行的用于控制起搏模式从非心房跟踪起搏模式切换到心房跟踪起搏模式的方法的流程图800。在框802处，起搏器14以非心房跟踪起搏模式操作。在该示例中，非心房跟踪起搏模式是VVIR起搏模式。响应于在图10A或图10B的VDD起搏模式期间满足起搏模式切换标准，可以到达框802的VVIR起搏模式。例如，可以响应于如结合图10A所描述的A4检测不足和/或基于患者姿势的模式切换标准，或者响应于如结合图10B所描述的运动信号度量、A4频率与身体活动不匹配、和/或运动传感器信号稳定性，而开始VVIR起搏模式802。

在VVIR起搏模式期间，大多数时间禁用A4事件检测，这节省了起搏器电池的寿命。例如，可以通过将心房事件检测器电路240断电或禁用为检测A4事件而执行的处理功能来禁用A4事件检测。然而，运动传感器212可以保持启用以用于产生运动传感器信号，以供控制电路206用于确定患者身体活动度量和用于在VVIR起搏期间控制心室起搏频率的SIR。可以周期性地启用从运动传感器信号的A4事件检测，以确定是否满足与A4事件检测有关的模式切换标准以用于切换回VDD起搏模式。

在图11中，在框804处确定患者活动度量，以用于确定用于控制VVIR起搏频率的SIR。虽然在框804处确定的患者活动度量可以相当于在图10B的框752处确定的作为运动信号度量的患者活动度量，但是可以是不同的度量。从患者活动度量确定SIR，并且起搏器14根据SIR设置心室LR间期。LR间期可以被设置为比基础频率LR间期短的暂时LR间期，以按照SIR提供心室起搏。

在框806处，控制电路206确定基于患者活动度量的SIR是否已从先前确定的SIR减小。先前确定的SIR可在VDD起搏模式期间已被确定并且导致起搏模式切换到VVIR起搏模式。在其他情况下，可以在切换到VVIR起搏模式之后确定先前确定的SIR。如果检测到自先前确定的SIR以来SIR的减小，则可以在VVIR起搏模式期间在框807处启用A4事件检测。可以启用A4事件检测达一个或多个心室起搏周期。

在启用A4事件检测之后，为了促进A4事件的检测，可以在框808处将LR起搏频率间期延长到比根据当前确定的SIR设置的LR间期更长的起搏间期。例如，如果SIR最初为每分钟100个脉冲(ppm)并且下降到90ppm，则暂时LR间期可以从600ms(SIR为100)增加到670ms(SIR为90)。可以在框808处将670ms的暂时LR间期延长预定的延长间期，或者将670ms的暂时LR间期调整为将心率减小每分钟10次心跳或小于SIR的其他频率。在SIR为90且LR间期为670ms的上述示例中，可以将暂时LR间期延长到750到1000ms(起搏频率在80和60ppm之间)，以允许在经延长的LR起搏间期期间有更多的时间来用于检测A4事件。在一个示例中，将起搏频率减小成比SIR低10ppm(在上述示例中从90ppm减小到80ppm)达预定数量的起搏周期。

在框808处，通过将LR间期延长50、100、200或甚至高达500ms或更长达一个或多个起搏周期，来增加在下一心室起搏脉冲之前检测到A4事件的可能性。在一些示例中，可以在框808处在一个或多个起搏周期上将暂时LR间期延长固定的延长间期，例如，100ms。在其他示例中，可以通过在预定数量的连续起搏周期中的每一个上连续增大延长间期来增大暂时LR间期。为了说明，可以在每个连续的起搏周期上将暂时LR间期增大一延长间期(该延长间期增大50ms)，例如，可以在五个连续的起搏周期中的相应的每个上将50ms、100ms、150ms、200ms和250ms的延长间期添加到暂时LR间期以促进A4检测。替代地，可以连续增大起搏间期(高达最大延长间期)，直到检测到A4事件。如果检测到A4事件，则可以维持首次检测到A4事件的经延长的LR间期达预定数量的心室起搏周期，以用于确定是否已经返回可靠的A4事件检测。暂时LR间期的最大延长可能受到当前确定的SIR的限制，以避免患者代谢需求与心室起搏频率之间的不匹配。

应当认识到，如果在框806处SIR已经减小到基础起搏频率(最小VVIR起搏频率)，则将针对先前确定的SIR设置的暂时LR起搏间期调整为在图10A的框702处针对非心房跟踪模式建立的永久LR间期。例如，如果患者活动度量下降到休息水平(例如，小于日常生活活动阈值)，则可以在框804处使VVIR永久LR起搏间期有效。可以将VVIR LR间期例如延长到VDD LR间期或者延长到VDD LR与VVIR LR间期中间。在其他示例中，如果SIR处于基础或最小起搏频率(例如60ppm)处，则在框808处可以不延长VVIR LR间期，以便将心率维持在最小VVIR起搏频率。因此，在一些示例中，虽然可以在框808处延长基于非休息SIR设置的暂时LR间期，但是在框808处不延长在SIR期间设置的等于基础起搏频率的LR间期。

如果在一个或多个经延长的LR起搏间期期间未检测到A4事件(框810的“否”分支)，则在框812处将经延长的LR间期调整回到与当前确定的SIR相对应的永久或暂时LR间期。如果在框810处检测到至少一个A4事件或其他预定阈值数量的A4事件，则控制电路206可以在框814处确定是否满足起搏模式切换标准。在框814处应用的起搏模式切换标准可能要求在连续或非连续心室起搏周期期间检测到阈值数量的A4事件。可以在暂时LR间期、永久LR期间或在经延长的LR频率间期期间检测A4事件，以满足Y个心室周期中的X个A4事件标准。可以与在图10A的框712处应用的Y中X标准相同或不同地定义在框814处应用的Y中X标准，以用于确定在VDD起搏模式期间是否发生A4检测不足，以用于控制从心房跟踪切换到非心房跟踪起搏模式。

在一些示例中，Y中X标准可以是针对不同条件(诸如，不同的患者活动水平和/或不同的患者身体姿势)不同地定义的条件标准。Y中X标准可以被定义为要求相对低阈值数量的A4事件检测(例如，8个心室周期中的4个或16个心室周期中的8个)，以在患者身体活动低时和/或在患者姿势是休息姿势(例如，平躺或非直立、休息姿势)时促进切换到VDD起搏模式。当已知患者身体姿势与可靠的A4事件感测相关联(或者至少不与不可靠的A4事件感测相关联)时，可以将Y中X标准定义为相对低以促进切换到VDD起搏模式。

Y中X标准可以被定义为相对高(例如，16个心室周期中的14个A4事件检测)，以在患者身体活动高和/或患者身体姿势是直立时偏向于保持在非心房跟踪起搏模式中。当已知患者身体姿势与不可靠的A4事件检测相关联时，Y中X标准可被定义为相对高以偏向于保持在非心房跟踪起搏模式中。因此，可以在框814处应用Y中X标准，从而要求检测到Y个心室周期中的至少或大于阈值数量的A4事件检测，其中由控制电路206基于患者身体活动和/或患者身体姿势来确定A4事件的阈值数量。可以从存储器210检取在特定活动和/或姿势条件下使用的Y中X标准，例如，从存储在存储器210中的查找表中检取。

除了至少阈值数量的A4事件检测之外或作为其替代，可以在框814处应用其他起搏模式标准。例如，可以要求检测到的A4事件的频率在当前确定的SIR的预定范围内，可以要求患者活动度量或SIR低于阈值活动水平，和/或可以确定患者姿势并要求患者姿势与已知与可靠的A4事件感测相关联的姿势相匹配(或至少与已知与不可靠的A4事件感测相关联的姿势不匹配)。还可以在框814处应用运动传感器稳定性标准，以在切换回VDD起搏之前增加可靠的A4事件检测的置信度。在框814处，可以确定一个或多个其他运动信号度量(诸如，在运动信号的预定时间段内确定的平均运动信号幅度、频次、斜率或其他信号特征)并将其与模式切换标准进行比较。可以将运动信号度量与阈值进行比较，以用于切换回VDD起搏。例如，可以确定运动信号能量、熵、频次的度量或包括运动信号中的非心脏运动信号的其他度量，并且要求运动信号能量、熵、频次的度量或包括运动信号中的非心脏运动信号的其他度量在对应的阈值以下，以便依赖于A4事件检测来用于控制心房跟踪起搏模式。

在图11的示例中，在框816处切换回VDD起搏模式之前，在非心房跟踪起搏模式期间在框810处要求A4检测。因此，暂时地启用在VVIR起搏模式期间被禁用的A4事件检测。然而，在其他示例中，响应于满足其他模式切换标准，控制电路206可以在框816处切换回VDD起搏模式，而无需要求在VVIR起搏模式期间的A4事件检测。在整个VVIR起搏模式中，A4事件检测可以保持被禁用。例如，可以在VVIR起搏模式期间在无需确定是否已经返回A4事件检测的情况下，在框814处周期性地确定运动信号度量。在框814处，可以将运动信号度量(其可以是如上结合图10B描述的患者身体活动度量或另一运动信号度量)与模式切换阈值进行比较。控制电路206可以在框816处切换回VDD起搏模式，并随后重新启用A4事件检测。

在另一示例中，如果控制电路206在框814处基于患者活动度量或SIR检测到休息活动水平和/或检测到平躺或休息的非直立姿势，则控制电路206可以切换到VDD起搏模式，而无需在VVIR起搏模式期间启用A4事件检测。可以根据需要以VDD基础频率(永久VDD LR间期)递送心室起搏，直到重新获得A4事件检测。可以应用频率平滑以从最后的VVIR起搏频率达到VDD基础频率。

图12是根据另一示例的可以由起搏器14执行以用于控制起搏模式从非心房跟踪模式切换到心房跟踪模式的方法的流程图850。框802、804和808到816与上面结合图11描述的相同编号的框大体上相对应。可以独立地或组合地执行图11和图12的技术。

在图12的示例中，代替在启用A4事件检测之前等待SIR的减小，控制电路206可以基于如在框805处确定的预定的经安排的基础而在框807处周期性地启用A4事件检测。可以按照预定频次来安排周期性A4事件监测。频次可以是预定数量的心室起搏脉冲(或心室起搏脉冲和感知到的R波的组合)或预定的时间间期。例如，可以在每16个、24个、30个或其他预定数量的起搏脉冲之后检查A4事件检测。在一个示例中，可以在每个16个起搏脉冲之后，在框808处延长暂时LR间期以将心室起搏频率减小10ppm。在其他示例中，可以每分钟、每三十分钟、每小时或其他经安排的时间间期来安排A4事件检测。

在一些示例中，周期性监测的频次可以取决于SIR和/或导致从VDD切换到VVIR起搏模式的条件。例如，当SIR减小时，可以启用比SIR高时更频繁的对A4事件的监测。为了说明，如果SIR处于最大起搏频率(例如，120ppm)处，则只有在SIR从最大起搏频率减小的情况下才可启用A4事件监测，如上面结合图12所描述的。如果SIR大于100ppm但小于最大120ppm，则可以每五分钟执行A4事件监测。如果SIR大于80且小于100ppm，则可以更频繁地(例如，每两分钟)执行A4事件监测。如果SIR下降到日常生活活动频率以下(例如，80ppm或更低)，则可以当不再需要高频率的起搏支持时以及当在相对较长的起搏间期期间更可能发生可靠的A4事件检测并且身体活动对运动传感器信号的贡献较小时，每分钟执行A4事件监测以促进切换回VDD起搏。A4事件检测可在如结合图11所描述的SIR减小阈值量时被启用，并随后被安排以按照预定的频次被重新启用。

在其他示例中，控制电路206可以在框805处确定是时候检查A4检测并且在框807处以基于从VDD起搏模式切换到VVIR起搏的原因而确定的频次来启用A4事件检测。例如，如果控制电路206由于A4信号不稳定而从VDD起搏模式切换到VVIR起搏模式，则可以相对频繁地启用A4事件监测(例如，每分钟一次)，因为瞬态运动传感器信号噪声可能导致A4信号不稳定。

在VVIR起搏模式期间的任何时间处，如果检测到室性早搏(PVC)(框818)，则起搏计时电路242可以在框808处延长暂时LR间期以允许在PVC之后的长的补偿性暂停期间进行A4事件检测。可以将暂时LR间期延长到经编程的永久LR间期或其他备用的起搏间期，以允许相对长的时间间期来用于检测A4事件。如果在PVC之后的长的补偿暂停期间在框810处检测到A4事件，则可以如以上结合图11所描述的应用附加的经延长的LR间期以在框814处确定是否进行了至少Y中X A4事件检测和/或可检查其他模式切换标准(例如，姿势、活动水平、SIR、运动信号稳定性和/或其他运动信号度量)。

因此，在一些示例中，响应于检测到PVC，在VVIR起搏模式期间在框807处启用A4事件检测。可以基于在在前的心室起搏脉冲或感知到的R波之后的R波感知事件的时间和/或基于根据在起搏器14中实现的PVC检测算法的对R波形态的分析，来从心电信号检测PVC。

在图12的示例中，控制电路206可以在框820处确定患者身体姿势。控制电路206可以监测患者身体姿势以用于检测非直立姿势(指示休息状态)和/或用于检测姿势变化。可以在经安排的基础上周期性地和/或响应于SIR的变化，来执行患者身体姿势确定。如果在框822处检测到休息身体姿势，则控制电路206可以切换到VDD起搏模式。当与检测到与直立的坐姿、站姿、行走或跑步姿势相反的检测到任何平躺姿势或斜躺姿势时，可以检测到休息身体姿势。这种直立姿势可以统称为非休息的身体姿势。

休息姿势可能不需要心室率支持。在一些示例中，除了检测休息身体姿势之外，控制电路206还可以验证患者活动度量或SIR处于休息水平，例如，小于日常生活活动阈值。当基于非直立的身体姿势而预期患者处于休息状态时，控制电路206可以在框816处主动地切换到心房跟踪VDD起搏模式。

可能不需要在切换到VDD起搏模式之前验证A4事件检测。可以向下调整心室起搏频率朝向VDD较低频率，直到恢复A4事件检测和心房同步心室起搏。因此，在一些示例中，在VVIR起搏模式期间应用的起搏模式切换标准可能不需要启用A4事件检测。可以由控制电路206基于对运动传感器信号的其他分析(例如，患者身体活动和/或身体姿势和/或运动传感器度量)来做出切换回VDD起搏模式的决定，而无需启用A4事件检测。

如果确定患者身体姿势是非休息的或直立的位置(框822的“否”分支)，则控制电路206可以在框824处确定自先前确定的身体姿势以来，患者的身体姿势是否已经改变。如果未检测到身体姿势的变化，则起搏器14保持在VVIR起搏模式中(框802)。如果检测到身体姿势的改变(框824的“是”分支)，则控制电路206可前进到框807以启用A4事件检测并在框808处延长暂时LR间期以用于寻找A4事件。身体姿势的改变可能影响运动传感器信号。在一些身体位置中，A4事件信号可比在其他身体位置中具有更低的信噪比。因此，如果在先前的身体姿势中A4事件检测不足，则患者身体姿势的改变可以恢复可靠的A4事件感测。

如果在检测到姿势改变之后在框810处检测到A4事件，则可以在框814处应用模式切换标准。模式切换标准可通常要求运动信号度量满足对应的阈值要求，以用于切换回VDD起搏模式。可要求运动信号度量大于或小于对应的阈值。例如，可要求指示信号能量或信号熵的运动信号度量小于对应的阈值。在其他示例中，模式切换标准可以包括要求Y个心室周期中的大于阈值数量的X个未检测到的A4事件，如本文先前所描述的。Y中X标准可以取决于所确定的姿势。如果检测到已知与可靠的A4事件检测相关联的姿势，则Y中X标准可以相对低，例如，八个连续心室周期中的五个A4事件检测。如果在框824处检测到的姿势改变是与不可靠的A4事件检测相关联的身体姿势的改变，或者未知与可靠的A4事件检测相关联，则可能要求更高的Y中X标准，例如，15个中的12个或22个中的18个。以这种方式，当确定患者的身体姿势与可靠的A4事件感测相关联时，模式切换标准可以偏向于更快地返回到心房跟踪起搏模式，而当患者的身体姿势与不可靠的A4事件感测或未知的稳定性的A4事件感测相关联时，模式切换标准可以不太快地返回到心房跟踪起搏模式。

因此，应当理解，可以在周期性的经安排的基础上和/或响应于触发事件(诸如，如结合图11和图12所描述的PVC检测、姿势改变和/或SIR的减小)来启用A4事件监测。在图11和图12的框814处应用的模式切换标准可以是如下的条件标准：在预期A4检测是可靠的时和/或在不要求在频率应答模式下的用于提供心室率支持的心室起搏(例如，在休息活动和/或休息姿势期间)时偏向于(被设置得相对低)促进在VDD模式下的起搏，以及在预期A4事件检测是不可靠的(例如，在某些姿势期间)时和/或在非休息身体活动水平和/或非休息患者姿势期间需要心室率支持时偏向于(被设置的相对高)促进在VVIR起搏模式下的起搏。

此外，可以定义用于控制从VVIR起搏模式切换回VDD起搏模式的模式切换标准，以便在VVIR起搏模式期间不需要启用A4事件检测。在一些示例中，在VVIR起搏模式期间应用的模式切换标准可以仅基于患者活动、仅基于患者姿势、仅基于在预定时间间期内确定的运动信号度量(该运动信号度量不一定是患者活动或患者姿势的指示符)、或基于患者身体活动、患者姿势或其他运动信号度量中的两个或更多个的组合，而不要求A4事件检测来满足用于切换回VDD起搏模式的起搏模式切换标准。

图13是根据另一示例的用于由控制起搏器14控制起搏模式切换的方法的流程图。当满足用于从VDD起搏模式切换到非心房跟踪起搏模式的模式切换标准时(图10A或图10B的框718)，控制电路206可以从VDD起搏模式切换到VDIR起搏模式，而不是结合图11和图12所描述的VVIR起搏模式。

在图13的框902处，起搏器14以VDIR起搏模式操作。与VVIR起搏模式类似，在VDIR起搏期间以频率应答起搏模式递送非心房跟踪心室起搏。以根据SIR设置的暂时LR间期递送心室起搏脉冲，并且当在LR间期期满之前感知到固有R波时抑制心室起搏脉冲。VVIR起搏模式和VDIR起搏模式之间的一个区别在于，在VDIR起搏模式下，A4事件检测保持被启用以用于心房机械收缩事件感测。在切换到VVIR起搏模式时禁用A4事件检测，但是可以周期性地重新启用A4事件检测以检查A4事件检测，如上面结合图11和图12所描述的。

如果在VDIR起搏模式期间在图13的框903处检测到A4事件，则A4事件不触发心室起搏脉冲。A4事件检测用于确定是否满足起搏模式切换标准(框914)，但是不用于在VDIR起搏模式期间安排心室起搏脉冲。如果在框903处检测到A4事件，则控制电路206可以在框914处确定是否已经从最近的Y个心室周期中检测出阈值数量X个A4事件。如果A4事件检测基于满足Y中X标准而变得可靠，则起搏器14可以在框916处切换回VDD起搏。

Y中X标准可以是基于SIR、患者姿势或其他因素设置的条件标准。例如，可以将Y中X标准设置为缩放到患者活动度量或SIR，使得在切换回VDD起搏模式之前在增加的患者身体活动的情况下要求更多的A4事件检测。

在一些示例中，当在切换到VDD起搏之前已经满足A4事件检测标准时，可以在框914处要求患者身体姿势标准和/或患者身体活动标准或其他运动信号度量被满足。例如，如果满足Y中X A4事件检测标准，则控制电路206可以验证患者姿势不是与不可靠的A4事件检测相关联的姿势和/或SIR或其他运动信号度量不大于模式切换限制。如果患者处于与不可靠的A4事件检测相关联的姿势中或者SIR大于日常生活活动SIR或其他阈值活动水平的活动，则起搏器14可以通过返回到框902而保持在VDIR起搏模式中。

在一些示例中，在切换回VDD起搏之前，可要求在框914处满足运动传感器信号稳定性标准。上面结合图10B的框758描述的用于保持在VDD起搏模式中的运动传感器信号稳定性要求可以在框914处被应用，以用于满足用于切换回VDD起搏模式的模式切换标准。例如，在控制电路206切换到VDD起搏模式之前，可以在多个心室周期内验证A4事件时间间期、A4事件幅度、A4事件斜率、A4事件宽度或其他A4事件特征或各特征的组合在预定的限制内稳定。在其他示例中，可以分析A1、A2、A3和A4事件中的任一个的一个或多个时间间期和/或形态特征的任何组合，以确定运动传感器信号是否稳定。

在一些示例中，控制模块206可以通过首先切换到按照基于最近确定的心房率的心室起搏频率的暂时非心房跟踪起搏模式来控制在图10A或图10B的框718处切换到非心房跟踪起搏模式。可以从恰好在切换到非心房跟踪模式之前确定的一个或多个A4-A4事件间期确定心房率。在这种情况下，起搏器14可以以按照基于先前确定的A4事件频率设置的心室起搏频率的暂时VDI起搏模式进行操作。控制模块206可以设置暂时VDI起搏模式定时器或使计数器能够对以基于A4事件的频率递送的心室起搏脉冲的数量进行计数。

如果在按照基于A4事件频率的心室率的该暂时VDI模式期间发生A4事件检测，或者在框914处保持未满足起搏模式切换标准，则控制模式206在框904处确定暂时非心房跟踪模式是否期满。如果暂时模式定时器期满或心室起搏脉冲计数器达到最大暂时模式计数，则控制模块206可以在框905处切换到VDIR模式，在此VDIR模式期间由起搏器14根据经编程的VDIR较低频率间期和用于使用从运动传感器信号确定的患者活动度量来确定SIR的SIR传递函数来控制心室起搏频率。心室起搏频率不再基于最近的A4事件频率来控制，而是基于患者活动来控制。

以这种方式，控制模块206切换到第一非心房跟踪起搏模式达心室周期的预定时间间期或预定数量的心室周期，在此期间心室起搏频率基于最近确定的心房率。如果暂时非心房跟踪起搏模式未期满(框904)，则起搏器14返回到框902并且保持在按照基于A4频率的心室起搏频率的VDI起搏模式中。例如，可以将起搏频率设置为与最近的A4事件频率相匹配，或者设置为比最近的A4事件频率慢至少每分钟10到20个脉冲的频率。

当在框904处暂时非心房跟踪起搏模式期满(例如，基于预定时间间期或最大数量的以基于暂时A4事件频率的起搏频率的心室起搏脉冲)时，控制模块206在框905处切换到第二非心房跟踪起搏模式。第二非心房跟踪起搏模式可能没有时间限制。第二非心房跟踪起搏模式可以延长无限时间或无限数量的心室周期，直到满足用于切换回心房跟踪起搏模式的起搏模式切换标准。在第二非心房跟踪起搏模式期间，心室起搏频率不是基于最近的A4事件频率。在第二非跟踪起搏模式期间的心室起搏频率可以基于经编程的VDI较低频率间期和/或SIR。

如果在VDIR永久LR间期期间或者在第二非心房跟踪起搏模式期间根据SIR设置的暂时LR间期期间在框903处未进行A4事件检测，则控制电路206可以在框910处延长当前有效的暂时(或永久)LR间期。可以延长LR间期以促进心室起搏脉冲之间的A4事件检测。如果控制电路206在框906处检测到SIR的减小，则可以在框910处延长LR间期。控制电路206可以附加地或替代地在经安排的基础上周期性地延长LR间期。控制电路在框908处基于经安排的频次确定是否到了周期性检查A4事件检测的时间，该经安排的频次可取决于SIR。例如，可以每16个起搏脉冲延长LR间期，以将起搏频率减小降低10ppm。可以按照较低的SIR而不是按照较高的SIR来更频繁地延长LR间期。如果在经延长的LR间期期间检测到A4事件，则可以将经延长的LR间期应用于附加的起搏周期，以便在框914处确定是否满足起搏模式切换标准。如在在前的示例中给出的，可以在框914处应用Y中X A4事件检测标准以及与运动传感器信号稳定性、患者身体姿势、患者身体活动水平或SIR、或者被确定为移动平均的或在预定时间间期内确定的运动信号度量相关的其他可选标准。可以确定一个或多个其他运动信号度量并将其与相应的阈值进行比较，以用于确定是否切换回VDD起搏模式。

如果在框914处满足模式切换标准，则控制电路206在框916处切换到VDD起搏模式。如果不满足模式切换标准，则在框918处从在框910处应用的经延长的LR间期恢复LR间期。起搏器14通过返回到框902来保持在VDIR起搏模式中。

图14是根据另一示例的由起搏器14执行的用于控制起搏模式切换的方法的流程图950。在框952处，例如使用以上结合图5至图8描述的技术中的任何来设置A4不应期。在框956处，确定A3-A4时间间期。可以在逐个心跳的基础上或较不频繁地(例如每三个心跳、每五个心跳等)确定A3-A4时间间期。A3-A4时间间期可用于更新存储在存储器210中和/或单独存储在存储器210中的缓冲器中的移动平均A3-A4时间间期，该存储器210存储一序列连续或非连续的A3-A4时间间期。在一些示例中，A3-A4时间间期可以被确定为从最后负向A3阈值幅度越过到首次正向A4阈值幅度越过的时间，例如，如图6中所示的A3-A4时间间期445。在其他示例中，A3和A4事件的其他基准点或阈值越过可以用于确定A3-A4时间间期。

在框956处确定的A3-A4时间间期可以附加地或替代地用作用于确定是否满足模式切换标准的运动信号度量。可以在框958处将A3-A4时间间期与间期缩短标准进行比较，以通过控制电路206检测A3-A4时间间期的缩短。可以将当前的A3-A4时间间期与一个或多个先前确定的A3-A4时间间期单独地或组合地(例如作为运行平均值或中值)进行比较。可以将当前A3-A4时间间期与或从一个或多个先前确定的A3-A4时间间期的比率或差异同缩短阈值进行比较。在其他示例中，可以将连续或非连续的三个或更多个A3-A4时间间期的移动序列中的减小趋势检测为A3-A4时间间期的缩短。

如果在框958处检测到A3-A4时间间期的缩短，则在框960处将缩短量与起搏模式切换标准进行比较。例如，可以在框960处将当前检测到的A3-A4时间间期与在前的时间间期或移动平均A3-A4时间间期之间的差异与切换阈值进行比较。如果不满足起搏模式切换标准，则可以响应于在框962处检测到A3-A4时间间期缩短来调整一个或多个A4检测控制参数。可以缩短A4不应期和/或可以调整A4检测阈值幅度。例如，可以调整A4检测阈值幅度以使得能够检测融合的A3-A4事件。可以启用A4不应期期间的对A4事件的早期检测，或者可以进行A4检测控制参数的其他调整，例如，如美国专利申请No.15/280,538(Sheldon等人的，2016年9月29日提交的)、美国专利申请No.15/280,339(Splett等人的，2016年9月29日提交的)和在美国专利申请No.XX/XXX,XXX(Demmer等人的，代理案卷No.C00013723.USU1)中总体上公开的，以上专利全部通过引用以其整体并入于此。在框954处，心室起搏模式保持在VDD起搏模式中。

如果在框960处A3-A4时间间期缩短满足起搏模式切换标准，则控制电路206在框964处切换到非跟踪起搏模式，例如，VVIR或VDIR起搏。控制电路206可以在框966处继续监测A3-A4时间间期，同时以非心房跟踪起搏模式操作。可以在VDIR起搏模式期间逐个心跳地确定A3-A4时间间期，或者在VVIR或VDIR起搏模式期间周期性地确定A3-A4时间间期。如果在框968处检测到A3-A4时间间期加长，则可以在框970处将A3-A4时间间期的增大与起搏模式切换标准进行比较。如果在框970处满足起搏模式切换标准，则控制电路206可以在框954切换回VDD起搏模式。如果A3-A4时间间期变得大于阈值时间间期，或者A3-A4时间间期呈现增大的趋势，则预期返回可靠的A4检测，使得可以恢复VDD起搏。在其他示例中，还可以在框970处应用本文描述的其他模式切换标准。

如果在框970处A3-A4时间间期的加长不满足起搏模式切换标准，则起搏器14在框964处保持在非心房跟踪起搏模式中。在一些示例中，在框972处，A3-A4时间间期的增大可导致A4不应期、A4检测阈值幅度或其他A4检测控制参数或各A4检测控制参数的组合的调整。

可以与结合图9、图10A、图10B、图11、图12和图13描述的用于控制起搏模式切换的技术中的任何结合地执行在流程图950的方法中执行的操作。因此，在一些示例中，除了在切换起搏模式之前检测A3-A4时间间期的变化之外，可以在框960处和/或框970处应用本文描述的任何其他起搏模式切换标准。

因此，已经根据说明性实施例描述了用于控制心内心室起搏器中的起搏模式切换的各种方法，所述心内心室起搏器被配置成在心房跟踪和非心房跟踪起搏模式下递送心室起搏。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现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 (15)

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经由耦合到所述起搏器的电极将所述起搏脉冲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，并且在以心房跟踪心室起搏模式和非心房跟踪心室起搏模式中的选定的一个进行操作时，所述控制电路被配置用于：

从所述运动信号确定至少一个运动信号度量；

将所述至少一个运动信号度量与起搏模式切换标准进行比较；以及

响应于满足所述起搏模式切换标准，从所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的所述选定的一个切换到所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的另一个，以用于控制由所述脉冲发生器递送的所述起搏脉冲。

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确定患者身体活动度量来确定所述至少一个运动信号度量。

3.如权利要求1-2中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被配置用于：

从所述运动信号检测心房收缩事件；

通过确定检测到的心房收缩事件的频率和检测到的心房收缩事件的计数中的至少一个来确定所述至少一个运动信号度量。

4.如权利要求1-3中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被配置成通过从所述运动信号确定患者姿势来确定所述至少一个运动信号度量。

5.如权利要求1-4中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被配置用于：

从所述运动信号检测心室舒张事件；

从所述运动信号检测心房收缩事件；以及

通过确定从所述心室舒张事件到所述心房收缩事件的时间间期来确定所述至少一个运动信号度量。

6.如权利要求1-5中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被配置成通过对预定时间段内的所述运动信号进行处理来确定所述至少一个运动信号度量。

7.如权利要求1-6中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被配置用于：

延长心室起搏频率间期达至少一个心室周期；

在经延长的心室起搏频率间期期间检测心房收缩事件；以及

响应于检测到所述心房收缩事件而确定是否满足所述起搏模式切换标准。

8.如权利要求1-7中任一项所述的起搏器，其特征在于：

所述起搏器进一步包括感测电路，所述感测电路用于经由耦合到所述起搏器的电极接收心脏电信号；

所述控制电路被进一步配置用于：

检测以下各项中的至少一项：

从所述心脏电信号检测室性早搏，

从所述运动信号检测减小的患者身体活动，以及

从所述运动信号检测患者身体姿势的变化；以及

响应于检测到所述室性早搏、所述减小的患者身体活动以及所述患者姿势的变化中的至少一个，而延长所述心室起搏频率间期。

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：

确定患者身体活动度量；以及

按照取决于所述患者身体活动度量的频次来周期性地延长所述心室起搏频率间期。

10.如权利要求1-9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成基于患者状况来设置所述起搏模式切换标准。

11.如权利要求1-10中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制电路被配置用于：

从所述运动信号确定第一运动信号度量；

将所述第一运动信号度量与第一起搏模式切换标准进行比较；

从所述运动信号确定第二运动信号度量；

将所述第二运动信号度量与第二起搏模式切换标准进行比较；以及

响应于满足所述第一起搏模式切换标准和所述第二起搏模式切换标准，而切换所述起搏模式。

12.如权利要求1-11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：

从所述运动信号检测多个心房收缩事件；以及

通过确定所述多个心房收缩事件的稳定性来确定所述至少一个运动信号度量。

13.如权利要求1-12中任一项所述的起搏器，其特征在于，所述控制模块被进一步配置用于：

从所述心房跟踪起搏模式切换到第一非心房跟踪起搏模式达一暂时间期；以及

响应于所述暂时间期期满，从所述第一非心房跟踪起搏模式切换到第二非心房跟踪起搏模式。

14.如权利要求1-13中任一项所述的起搏器，其特征在于，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

至少一个电极，所述至少一个电极由所述壳体携载并被耦合到所述脉冲发生器，以用于递送所述心室起搏脉冲。

15.一种存储一组指令的非瞬态计算机可读介质，所述一组指令当由具有被配置成产生运动信号的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：

以心房跟踪心室起搏模式和非心房跟踪心室起搏模式中的选定的一个进行操作；

从所述运动信号确定至少一个运动信号度量；

将所述至少一个运动信号度量与起搏模式切换标准进行比较；以及

响应于满足所述起搏模式切换标准，从所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的所述选定的一个切换到所述非心房跟踪起搏模式和所述心房跟踪起搏模式中的另一个，以用于控制由所述起搏器递送的心室起搏脉冲。