CN110214038A

CN110214038A - 心脏再同步治疗的基于心率的控制

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Publication number: CN110214038A
Application number: CN201880008760.3A
Authority: CN
Inventors: N·A·格伦兹; T·J·马伦
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 2017-01-27
Filing date: 2018-01-24
Publication date: 2019-09-06
Anticipated expiration: 2038-01-24
Also published as: WO2018140453A1; EP3573704B1; US11077306B2; US20180214695A1; US20210353945A1; EP3573704A1; CN110214038B

Abstract

在一些示例中，控制心脏再同步治疗(CRT)的递送包括：在植入式医疗设备系统的存储器中并且与多个心率中的每一个相关联地存储心房事件与心室事件之间的间期的至少一个相应值。植入式医疗设备系统的处理电路系统可以确定患者的心率并且选择与所确定的心率相关联的、心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的选定的一个。处理电路系统可进一步基于心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的选定的一个来确定是控制植入式医疗设备系统的治疗递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏。

Description

心脏再同步治疗的基于心率的控制

技术领域

本公开总体上涉及医疗设备系统，并且更具体地，涉及通过植入式医疗设备的心脏治疗递送。

背景技术

一些类型的植入式医疗设备(诸如，心脏起搏器或植入式心脏复律除颤器)经由一个或多个植入式引线的电极向患者的心脏提供治疗性电刺激。治疗性电刺激可以以脉冲或电击的形式被递送给心脏，以用于起搏、心脏复律或除颤。在一些情况下，植入式医疗设备可感测心脏的固有(intrinsic)去极化，并基于该感测来控制治疗性刺激向心脏的递送。

心脏再同步治疗(CRT)是由植入式医疗设备递送的一种类型的治疗。心脏再同步治疗可以通过再同步心脏的心室的机电活动来帮助增强心输出量。心室异步可能发生在遭受充血性心力衰竭(CHF)的患者身上。

发明内容

通常，本公开涉及用于控制CRT的递送的技术。这些技术可以包括：确定患者的心房事件与心室事件之间的间期，以及基于所确定的间期确定是向患者递送融合起搏治疗(即，递送至心室中的一个(诸如，左心室)的CRT起搏)还是双心室起搏治疗。在一些示例中，可以通过周期性地暂停治疗的递送并确定间期的当前值来获得心房事件与心室事件(例如，固有心室事件)之间的间期的值。

然而，暂停治疗的递送并确定间期的当前值的行为可能导致给患者的CRT起搏的递送的丢失。由于增加的CRT起搏可能与改善的患者结果相关联，因此可能期望降低确定心房事件与心室事件之间的间期的当前值的频率。因此，本文描述的技术可以包括确定患者的心率并基于心率从表中选择心房事件与心室事件之间的间期的相应值。以这种方式，可以获得用于确定是应用融合起搏治疗还是双心室起搏治疗的间期而无需暂停治疗的递送。在本文描述的技术中，暂停递送治疗以确定间期的当前值因此可以限于相对不频繁的场合，诸如对该表的定期更新。

在一个示例中，一种用于控制心脏再同步治疗(CRT)的递送的方法包括：在植入式医疗设备系统的存储器中并且与多个心率中的每一个相关联地存储心房事件与心室事件之间的间期的至少一个相应值；以及通过植入式医疗设备系统的处理电路系统：确定患者的心率；选择与所确定的心率相关联的、心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的一个；并且基于心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的选定的一个来确定是控制植入式医疗设备系统的治疗递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏。

在另一示例中，一种用于控制心脏再同步治疗(CRT)的递送的系统包括：治疗递送电路系统，该治疗递送电路系统被配置成向患者的心脏递送心脏再同步起搏治疗；感测电路系统，该感测电路系统被配置成感测心脏的电活动；存储器，该存储器被配置成与多个心率中的每一个相关联地存储心房事件与心室事件之间的间期的至少一个相应值；以及处理电路系统，该处理电路系统被配置成：基于由感测电路系统感知到的电活动来确定患者的心率；选择与所确定的心率相关联的、心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的一个；并且基于心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的选定的一个来确定是控制治疗递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏。

在另一示例中，被配置成向患者递送心脏再同步治疗(CRT)的植入式医疗设备(IMD)包括：被配置用于植入患者体内的壳体；治疗递送电路系统，该治疗递送电路系统被设置在壳体内并被配置成向患者的心脏递送心脏再同步起搏治疗；感测电路系统，该感测电路系统被设置在壳体内并被配置成感测心脏的电活动；存储器，该存储器被设置在壳体内并被配置成与多个心率中的每一个相关联地存储心房事件与心室事件之间的间期的至少一个相应值；以及处理电路系统，该处理电路系统被设置在壳体内并被配置成：基于感知到的电活动来确定患者的至少一个先前心动周期的第一心率；选择与所确定的第一心率相关联的、心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的一个；并且针对当前心动周期基于心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的选定的一个，确定是控制治疗递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏，其中处理电路系统被进一步配置成周期性地(该周期大于心动周期)：基于感知到的电活动确定患者的第二心率；选择与所确定的第二心率相关联的、心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的一个；暂停CRT的递送；当CRT的递送被暂停时，测量心房事件与心室事件之间的间期的当前值；将间期的当前值与间期的选定值进行比较；并且基于该比较，至少更新存储器中的与所确定的心率相关联的间期的选定值。

在另一示例中，一种用于控制心脏再同步治疗(CRT)的递送的系统包括：用于与多个心率中的每一个相关联地存储心房事件与心室事件之间的间期的至少一个相应值的装置；用于确定患者的心率的装置；用于选择与所确定的心率相关联的、心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的一个的装置；以及用于基于心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的选定的一个来确定是控制植入式医疗设备系统的治疗递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏的装置。

在另一示例中，一种存储用于使植入式医疗设备系统的处理电路系统执行用于控制心脏再同步治疗(CRT)的递送的方法的指令的非瞬态计算机可读介质，该方法包括在植入式医疗设备系统的存储器中并且与多个心率中的每一个相关联地存储心房事件与心室事件之间的间期的至少一个相应值；确定患者的心率；选择与所确定的心率相关联的、心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的一个；并且基于心房事件与心室事件之间的间期的存储值中的选定的一个来确定是控制植入式医疗设备系统的治疗递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏。

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所附附图和说明书内详细描述的方法和系统的排他的或穷尽的解释。在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。

附图说明

在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个示例的细节。通过说明书和附图以及权利要求书，本公开的其他特征、目标、以及优点将变得显而易见。

图1是示出示例医疗设备系统的概念图；

图2是更为详细地示出图1的医疗设备系统的医疗设备和引线的概念图；

图3是将CRT递送到患者心脏的示例植入式医疗设备的功能框图；

图4是更详细的图3的存储器的功能框图；

图5是示例外部医疗设备的功能框图；

图6是示出包括外部设备(诸如服务器)、以及经由网络耦合到图1中所示的IMD和外部设备的一个或多个计算设备的示例系统的框图；

图7是示出用于创建多个心率和相应A-V间期的表、根据该表递送CRT、并更新心率/A-V间期表内的一个或多个A-V间期值的示例技术的流程图；

图8是示出用于根据一个或多个心率/A-V间期表来递送CRT的示例技术的流程图；

图9是示出用于更新心率/A-V间期表内的一个或多个A-V间期值的示例技术的流程图。

具体实施方式

通常，本公开描述了与控制向患者递送心脏再同步治疗(CRT)相关的示例技术。对于多个心率中的每一个，例如植入式医疗设备或外部计算设备的存储器存储为患者确定的心房事件与心室事件之间的间期(例如，A-V间期)的一个或多个相关联值。在一些示例中，心室事件是感知到的或固有的心室事件，并且间期是A-V_s间期。在一些示例中，存储器存储感知到的心房事件与所述心室事件之间的间期(例如，A_s-V_s间期)、以及起搏的心房事件与所述心室事件之间的间期(例如，A_p-V_s)两者的值。可以通过在CRT的递送之前或在暂停CRT的递送期间监测患者的A-V传导来确定为患者存储在存储器中的值。

为了通过植入式医疗设备控制CRT的递送，例如植入式医疗设备或外部计算设备的处理电路系统可以确定患者的心率，并从存储器中选择A-V间期的相应值。处理电路系统可以基于A-V间期的选定值来控制CRT的递送。例如，处理电路系统可以基于选定的A-V间期值来确定是控制植入式医疗设备的治疗递送电路系统向患者递送融合起搏(例如，左心室起搏)还是双心室起搏。在基于心率选定的A-V间期值是A-V_s间期值的示例中，处理电路系统可以进一步基于选定的A-V_s值确定用于对融合起搏或双心室起搏的递送进行计时(timing)的A-V_p间期值。

进一步构想，在一些示例中，可以验证，并且如果需要的话周期性地更新，与心率相关联地存储在存储器中的A-V间期值。在一些示例中，处理电路系统可以通过暂停CRT的递送并且在CRT的递送被暂停时测量A-V间期的当前值，来验证和/或更新所存储的A-V间期值。暂停CRT的递送可以参考例如，抑制心室起搏达一个或多个心动周期，充分增加A-V_p延迟以便可以观察到固有心室传导，或者以足够长的A-V_p延迟起搏一个心室并测量其他心室上的固有传导。处理电路系统可以将当前测得的间期值与同当前心率相关联的值进行比较。如果值不够相似，则处理电路系统可以基于当前测得值例如通过用当前测得值替换所存储的A-V间期值来修改存储值。

在被配置成提供适应性CRT的一些医疗设备中，可以周期性地调整起搏配置(例如，融合起搏配置或双心室起搏配置)、以及基于周期性固有传导测量的对起搏刺激的计时，以实现更有效的生理起搏以及改善患者的血液动力学。在下面进一步详细描述融合起搏和双心室起搏。虽然起搏刺激可以是起搏脉冲或连续时间信号，但是为了便于描述，起搏刺激在本文中主要被称为起搏脉冲。

基于融合的CRT(在本文中也被称为融合起搏)对于恢复患者心脏的去极化序列可以是有用的，该去极化序列在具有保持的固有心房-心室(AV)传导的患者中可由于心室功能障碍而不规则。在融合起搏配置中，医疗设备向心室中的一个(并且不向另一个)递送一个或多个融合起搏脉冲。具体地，医疗设备将一个或多个融合起搏脉冲递送到稍后收缩的心室(V2)，以便预激发V2并使V2的去极化与更早收缩的心室(V1)的去极化同步。V2的心室激动可以与可归因于心脏的固有传导的V1的心室激动“融合”(或“合并”)。以此方式，固有和起搏诱导的激发波前可以融合在一起，使得V2的去极化与V1的去极化再同步。

医疗设备可以被配置成根据融合起搏间期来将融合起搏脉冲递送到V2，该融合起搏间期指示相对于心房起搏或感测事件的、融合起搏脉冲应该被递送到V2的时间。心房感测事件可以是，例如，感知到的电心脏信号的P波，并且心房起搏事件可以是，例如，刺激被递送到心房的时间。

在一些示例中，右心室(RV)可以是V1，并且左心室(LV)可以是V2。在其他示例中，LV可以是V1，而RV可以是V2。虽然本公开主要涉及第一去极化心室V1是RV并且稍后去极化心室V2是LV的示例，但是本文描述的用于提供CRT的设备、系统、技术也可以应用于第一去极化心室V1是LV并且稍后去极化心室V2是RV的示例。

在一些融合起搏技术中，在基于V1的固有去极化而确定的融合起搏间期期满时递送到V2的起搏脉冲(V2_P)，该V1的固有去极化可以由对心室激动的感测(V1_S)来指示。可以通过例如感知到的电心脏信号的R波来指示心室激动。在Burnes等人的美国专利号7,181,286中描述了对递送V2起搏脉冲(V2_P)至V1的固有去极化进行计时的融合起搏技术的示例，该专利标题为“能量有效的、基于心房的双心室融合起搏的装置和方法(APPARATUS ANDMETHODS OF ENERGY EFFICIENT,ATRIAL-BASED BI-VENTRICULAR FUSION-PACING)”，并且该专利在2007年2月20日公告。Burnes等人的美国专利号7,181,286通过引用以其整体并入于此。

在Burnes等人的美国专利号7,181,286所公开的一个示例中，在心房起搏或感测事件(A_P/S)之后的预定时间段递送到V2的起搏脉冲(V2_P)，其中该预定时间段基本上等于心房起搏或感测事件(A_P/S)与至少一个在前心动周期的V1感测事件(V1_S)之间的持续时间减去被称为预激发间期(PEI)的持续时间。因此，可用于确定融合起搏间期(A_P/S-V2_P)的一个示例等式如下：

等式(1)A_P/S-V2_P＝(A_P/S-V1_S)–PEI

心动周期可以包括例如一个心跳的开始到下一个心跳之间的时间。心房起搏或感测事件(A_P/S)与V1感测事件(V1_S)之间的持续时间可以是，例如，从患者心脏的心房到第一收缩心室的固有AV传导时间的测量。PEI可以指示V2起搏脉冲比V1感测事件超前的时间量，以便实现V1和V2的机电性能的融合。也就是说，PEI可以指示从预激发V2所需的V2起搏脉冲的递送开始，使得V1和V2的机电性能合并为融合事件为止的时间量。在一些示例中，由递送起搏治疗的医疗设备例如基于所确定的固有传导时间来自动确定PEI，而在其他示例中，可以由临床医生预先确定PEI。在一些示例中，PEI是编程值(例如，大约一毫秒(ms)到大约250ms或更多(诸如大约100ms到大约200ms)、或大约10ms到大约40ms)或者是适应值，诸如，测得的固有A-V2传导间期或测得的固有A-A周期长度的约10％。

PEI的大小可以基于以下各项而不同：可以基于患者的生理状况(例如，缺血状态、心肌梗塞状态等)而改变的各种因素(诸如，患者的心率、患者心脏的动态生理传导状态)，以及与治疗系统相关的因素(诸如，治疗系统的引线的感测电极的位置、治疗系统的起搏电极的位置、以及医疗设备的内部电路系统处理延迟)。

在Sambelashvili等人的美国专利申请公开No.2010/0198291中描述了用于确定将起搏脉冲递送至稍后去极化心室(V2)的计时(有时也称为“融合起搏间期”)的技术，该美国专利通过引用以其整体并入本文。在由Sambelashvili等人的美国专利申请公开No.2010/0198291描述的一些示例中，对起搏脉冲的递送的计时基于在至少一个在前心动周期中V2的去极化。可以通过感测V2(V2_S)中的事件(诸如，电心脏信号的R波)来检测V2的去极化。V2起搏脉冲(V2_P)被计时成使得实现V2的诱发去极化与第一去极化心室(V1)的固有去极化融合，从而导致心室再同步。以这种方式，V2起搏脉冲(V2_P)可以预激发传导延迟的V2并且帮助将V2的激动与来自固有传导的V1的激动进行融合。同一心动周期的V2起搏脉冲(V2_P)与V2感测事件(V2_S)之间的时间间期可以被称为经调整的PEI。

在Sambelashvili等人的美国专利申请公开No.2010/0198291中公开的一些示例中，IMD在心房起搏或感测事件(A_P/S)之后递送V2起搏脉冲(V2_P)的预定时间段基本上等于心房事件(感知到的或起搏的)(A_P/S)与至少一个在前心动周期的V2感测事件(V2_S)之间的持续时间减去被称为经调整的PEI的持续时间。也就是说，在一些示例中，经调整的PEI指示V2起搏脉冲(V2_P)的递送与同一心动周期的V2感测事件(V2_S)之间的期望时间间期。可用于使用由Sambelashvili等人的美国专利申请公开No.2010/0198291描述的技术来确定对融合起搏脉冲的计时的一个示例等式是：

等式(2)：A_P/S-V2_P＝(A_P/S-V2_S)–经调整的PEI

心房起搏或感测事件(A_P/S)与V2感测事件(V2_S)之间的持续时间可以被称为房室(AV)间期或延迟。经调整的PEI可以指示V2感测事件(V2_S)之前的时间间期，可能期望按照该时间间期来递送V2起搏脉冲(V2_P)以便预激发V2并且将V2和V1的机电性能合并成融合事件。在由Sambelashvili等人的美国专利申请公开No.2010/0198291描述的一些示例中，经调整的PEI是基于同一心动周期的V1感测事件(V1_S)和V2感测事件(V2_S)、基于心房起搏或感测事件(A_P/S)与V2感测事件之间的时间、或它们的组合的线性函数。

例如，可以如下地确定经调整的PEI：

等式(3)：经调整的PEI＝a(V1_S-V2_S)+b

根据由Sambelashvili等人的美国专利申请公开No.2010/0198291，在等式(3)中，系数“a”和“b”可以是由临床医生选定的或基于由临床医生选定的经调整的PEI值确定的固定经验系数。在一些示例中，等式(3)中的系数“a”可以是大约1并且系数“b”可以基本上等于PEI。在这种情况下，经调整的PEI基本上等于同一心动周期的V1感测事件(V1_S)与V2感测事件(V2_S)之间的时间间期加上PEI。结果，可以如下地确定用于对V2起搏脉冲的递送进行计时的A_P/S-V2_P间期：

等式(4)：A_P/S-V2_P＝(A_P/S-V2_S)–[(V1_S-V2_S)+PEI)]

可以选择用于等式(2)中的“a”和“b”系数的其他值。另外，根据本文描述的技术，也可以使用其他类型的融合起搏配置。例如，也可以使用Burnes等人的美国专利No.7,181,286以及Sambelashvili等人的美国专利申请公开No.2010/0198291描述的其他融合起搏间期以根据本文描述的技术来控制融合起搏。在授予Hill的美国专利No.6,871,096中描述了CRT的一示例，该美国专利题为“用于双心室融合起搏的系统和方法(SYSTEM AND METHODFOR BI-VENTRICULAR FUSION PACING)”，并且通过引用以其整体并入本文。

与融合起搏相反，在双心室起搏配置中，医疗设备可以向LV和RV两者递送起搏脉冲，以便再同步LV和RV的收缩。在双心室起搏配置中，即使在没有心脏的固有AV传导的情况下，医疗设备也可以递送刺激以协调LV和RV的收缩。

在一些被提出的适应性CRT起搏技术中，基于周期性固有传导测量周期性地调整起搏配置(例如，融合起搏或双心室起搏)和对起搏脉冲的计时(例如，融合起搏间期(诸如，A_P/S-V2_P间期)、或双心室起搏间期(诸如A_P/S-V1_P和A_P/S-V2_P间期，或A_P/S-V1_P和V1_P-V2_P间期))，以试图实现更有效的生理起搏和最佳血液动力学。例如，一些被提出的心律管理医疗设备被配置成通过以下来递送适应性CRT：根据融合起搏配置向患者心脏递送起搏，并且如果检测到固有AV传导的丢失(例如，AV阻滞)，则切换到双心室起搏配置。因此，被配置用于适应性CRT的医疗设备可以被配置成响应于确定患者的心脏不再固有地传导而从融合起搏配置切换到双心室起搏配置。双心室起搏可能由于递送起搏给LV和RV两者而消耗更多能量(与融合起搏相比)，因此，与持续地递送双心室起搏相比，递送融合起搏直到固有传导丢失可能更有效地使用由医疗设备的电源存储的电力。

在一些现有的被提出的用于递送适应性CRT的技术中，如果基于对固有传导时间的测量检测到固有AV传导的丢失(其可以作为融合起搏间期确定的一部分来被执行)，则医疗设备从融合起搏配置切换到双心室起搏配置。例如，如果测得的A-V1传导时间(A_P/S-V1_S)大于(或在一些示例中大于或等于)预定阈值，则可以检测到固有AV传导的丢失。在一些示例中，基于先前的固有传导时间间期来选择预定阈值(例如，预定阈值可以是一定数量的在前固有传导时间测量的平均值或中值的一百分比)。在其他示例中，临床医生可以将预定阈值选择为例如指示V1的去极化时间的值，该V1的去极化时间导致心输出量维持在期望水平。

为了测量固有传导时间，可以暂停由医疗设备递送到心脏的CRT起搏，以允许患者的心脏在没有心律管理治疗的情况下传导，并且避免起搏脉冲的递送与对心室激动的感测之间的干扰。在一些示例中，如果起搏被递送到心脏的心房，则可以维持这种起搏，同时可以暂停对心室的起搏。可以确定固有传导时间的测量，例如，作为心房起搏或感测事件(A_P/S)与V1感测事件(V1_S)之间的时间，其可以通常被称为A-V_s间期。在这样的示例中，对固有传导时间测量的确定可以例如，每分钟一次、每小时一次或每24小时一次地发生，但是也可以使用其他频率。

对固有传导时间的确定可以涉及暂停给患者心脏的一些或所有起搏治疗达至少一个心动周期，这可以在至少一个心动周期期间减少心脏的心室的同步量。然而，如本文所述，用于提供适应性CRT的设备、系统和技术旨在提供适应性CRT，同时减少暂停向患者心脏递送电刺激的频率。

图1示出了结合患者14的示例医疗设备系统10。医疗设备系统10是医疗设备系统的示例，其被配置成实现本文描述的用于控制向患者14的心脏12递送CRT的示例技术。在一些示例中，医疗设备系统10包括与外部设备24通信的植入式医疗设备(IMD)16。在所示示例中，IMD 16可以耦合到引线18、20和22。IMD 16可以是例如植入式起搏器，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提供电信号并感测心脏12的电活动。在一些示例中，IMD 16可以包括心脏复律和/或除颤功能。

引线18、20、22延伸到患者14的心脏12中，以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1所示的实例中，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(RA)26并进入RV 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，并且进入冠状窦30至相邻于心脏12的LV 32的游离壁的区域。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RA 26中。

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还可以经由血管外电极(例如，位于患者14的脉管系统外部的电极)(诸如，心外膜电极、外部表面电极、皮下电极等等)感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号。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。

IMD 16被配置成向心脏12提供适应性CRT。在一些示例中，作为适应性CRT的一部分，IMD 16被配置成将融合起搏递送至心脏12以及将双心室起搏递送至心脏12中的至少一者。在融合起搏的一些示例中，IMD 16可以经由引线20的电极向LV 32递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)，其中起搏刺激被计时成使得实现LV 32的诱发去极化与RV 28的固有去极化融合，导致心室再同步。以这种方式，递送至LV 32的起搏脉冲(LV_P)可预激发传导延迟的LV32并有助于使LV 32的激动与来自固有传导的RV 28的激动相融合。LV 32和RV 28的去极化的融合可以导致LV 32与RV 28的同步激动和收缩。在本文描述的示例中，融合起搏配置可以被称为“左心室”起搏。然而，应该理解的是，在所描述的示例中的任一示例中，融合起搏配置还可以包括右心室起搏。

在一些示例中，当IMD 16处于双心室起搏配置时，IMD 16可以以同步RV 28和LV32的激动和收缩的方式经由引线18的电极向RV 28递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)以及经由引线20的电极向LV 32递送起搏刺激。

如下面进一步详细讨论的，IMD 16可以被配置成基于心脏12的心脏状态调整一个或多个起搏参数。在一些示例中，IMD 16可以被配置成通过根据融合起搏配置或双心室起搏配置向心脏12递送电刺激治疗来调整起搏参数。在其他示例中，IMD 16可以被配置成通过修改控制心室起搏的计时的A-V_p间期来调整起搏参数。在又其他示例中，IMD 16可以被配置成通过增大或减小起搏输出(例如，起搏脉冲的频率或起搏脉冲的强度，诸如，电流或电压振幅)来调整起搏参数。在这样的示例中，心脏12的心脏状态可以包括如由IMD 16的一个或多个部件确定或选定的，心脏12的心率，以及心房事件与心室事件之间的间期的相应预期值。

如本文的一些示例中所述的，心房事件与心室事件之间的间期可以被称为“A-V间期”。虽然IMD 16可以诸如出于更新AV间期的相应预期值的目的而周期性地测量心脏12的固有A-V_s间期，但是IMD 16可以基于心脏12的心率以及心脏12的A-V间期的一个或多个相应预期值来更频繁地确定是否调整一个或多个起搏参数。以这种方式，针对给定心率的预期A-V间期的一个或多个相应值可允许IMD 16确定可适合于给定时间处的患者14治疗需求的起搏参数。

A-V间期的预期值不是固有A-V传导时间的实际电流测量，而是可以是基于心脏12的心率和A-V_s传导时间的先前测量来推断的。如下面参照图6更详细地讨论的，IMD 16的存储器可以例如以查找表的形式存储针对多个心率中的每一个的A-V间期的至少一个相应值。在该示例中，针对给定心率的A-V间期的相应预期值可以被认为是预期在给定心率下发生的心脏12的固有A-V_s传导时间的预期值。因此，通过基于所确定的心脏12的心率和A-V间期的一个或多个相应的预期值来选择起搏参数，IMD 16可以选择起搏参数(诸如，A-V_p间期或起搏配置)，而不必暂停CRT的递送来确定当前A-V_s间期的实际测量。

在一些情况下，将IMD 16配置成在不暂停CRT的情况下选择起搏参数可能是有利的。例如，当双心室起搏包括由IMD 16递送至心脏12的相对较大比例的CRT时，可以改善指示CRT的一些心脏病症的临床结果。然而，如果不使用A-V间期的预期值来选择起搏参数，则每次要选择或确认起搏参数时，IMD暂停CRT可能是需要的，以便允许确定当前A-V_s间期的实际测量。在一些已知的示例中，这可以大约每分钟进行一次，以便使CRT系统的起搏配置适合于变化的心律特性。在这样的已知示例中，暂停给患者心脏的一些或所有起搏治疗达至少一个心动周期(在该至少一个心动周期期间测量当前的A-V_s间期)可以减少心脏12的RV 28和LV 32在至少该一个心动周期期间的同步程度。减少的同步量可以限制可以容忍起搏治疗的暂停的频率。因此，依赖于用于CRT适应的当前A-V_s间期的测量的示例可以提供比本文描述的示例更不有效的治疗递送。

在一些示例中，由IMD 16提供的适应性CRT对于维持具有传导功能障碍的患者14体内的心律而言是有用的，这可能在心脏12的自然电激动系统被破坏时起作用。人类心脏12的自然电激动系统涉及若干连续传导路径，该若干连续传导路径开始于窦房(SA)结，并继续通过巴赫曼(Bachmann)束的心房传导路径以及心房水平处的结间束，之后是房室(AV)结、希氏(His)共同束、右束支和左束支，并且经由浦肯野(Purkinje)纤维网络最终分布至远侧心肌末端。

在正常的电激动序列中，心动周期开始于在RA 26的壁中的SA结处生成去极化波。去极化波传输通过巴赫曼束的心房传导路径和心房水平处的结间束进入LA 33隔膜中。当心脏去极化波已分别到达AV结、心房隔膜以及右心房和左心房26、33的最远的壁时，心房26、33可作为电激动的结果而收缩。总合的右心房和左心房去极化波表现为电心脏信号(诸如，心脏电图(EGM)或心电图(ECG))的PQRST波群的P波。当经过位于RA 26和/或LA 33上或附近的一对单极或双极起搏/感测电极之间的心房去极化波的振幅超过阈值时，则将其检测作为感知到的P波。感知到的P波还可以被称为心房感测事件或RA感测事件(RA_S)。类似地，在LA 33中感知到的P波可被称为心房感测事件或LA感测事件(LA_S)。

在心房收缩期间或之后，AV结在心室内隔膜中的希氏(His)束之下向下分布去极化波。去极化波可行进至心脏12的心尖区域并随后向上地通过浦肯野纤维网络。总合的右心室和左心室去极化波和伴随去极化心肌的复极化的后续T波可表现为PQRST心动周期波群的QRST部分。当经过位于RA 28和/或LA 32上或附近的单极或双极起搏/感测电极对之间的QRS心室去极化波的振幅超过阈值时，则将其检测作为感知到的R波。在特定情况下，感知到的R波还可以被称为心室感测事件、RV感测事件(RV_S)、或LV感测事件(LV_S)，这取决于引线18、20、22中的一个或多个引线的电极被配置成在其中感测的心室。

一些患者(诸如，患有充血性心力衰竭或心肌病的患者)可能具有左心室功能障碍，由此通过心脏12的正常电激动序列在LV 32内受损。在患有左心室功能障碍的患者中，通过患者心脏的正常电激动序列被破坏。例如，患者可能经历心房内传导缺陷，诸如，心房内阻滞。心房内阻滞是其中心房激动由于RA 26到LA 33之间的传导延迟而延迟的状况。

作为另一示例，患有左心室功能障碍的患者可能经历室间传导缺陷，诸如，左束支阻滞(LBBB)和/或右束支阻滞(RBBB)。在LBBB和RBBB中，激动信号不以正常方式分别沿右束支或左束支传导。因此，在患有束支阻滞的患者中，RV 28或LV 32的激动相对于另一个心室被延迟，导致右心室和左心室的去极化之间的不同步。可通过由于激动遍历心室传导路径的增加的时间而加宽的QRS波群来标识心室异步。异步可源自沿希氏束、右束支和左束支或在更末梢的浦肯野末端处的传导缺陷。典型的心室内峰到峰异步可从大约80毫秒(ms)至大约200ms或更长时间的范围。然而，在正在经历RBBB和LBBB的患者中，QRS波群可被加宽远超正常范围而至更宽的范围，例如大约120ms至大约250ms或更大。

由IMD 16递送的CRT可通过恢复心脏12的一个或多个腔室的同步去极化和收缩来帮助减轻心力衰竭状况。在一些情况下，本文所描述的心脏12的融合起搏通过改善RV 28和LV 32去极化和收缩的同步性来增强患者的心搏量。

包括去极化-复极化序列的心脏12的心动周期的持续时间可以根据患者14的各种生理因素(诸如，心率)而改变。随着患者14的心率改变，在融合起搏治疗期间将起搏脉冲递送到LV 32(LV_P)的计时或在双心室起搏治疗期间将起搏脉冲递送到RV 28(RV_P)和LV 32(LV_P)的计时可改变。因此，当IMD 16向心脏12递送融合起搏(诸如，左心室起搏)时，对于IMD 16周期性地调整融合起搏间期(即，A-V_p间期)以便维持在导致LV 32和RV 28的去极化的融合的时间处递送LV 32起搏脉冲(LV_P)而言，这可能是有用的。此外，当IMD 16向心脏12递送双心室起搏治疗时，IMD 16可周期性地评估一个或多个双心室起搏间期(即，A-V_p间期)，以便维持在相对于RV 28起搏脉冲(RV_P)的导致LV 32和RV 28的收缩同步的时间处递送LV 32起搏脉冲(LV_P)。如下面进一步详细讨论的，在一些示例中，IMD 16基于一心动周期的所确定的心率和相应的预期A-V间期来调整用于融合起搏或用于双心室起搏的A-V_p间期，其中基于由IMD 16确定的心脏12的心率来在存储在IMD 16的存储器中的表中选择相应的预期A-V间期。这样，关于由IMD 16的处理电路系统80(下面参考图3进一步详细描述的)选定的间期，预期间期可以被称为“A-V间期的选定值”，或者，关于给定的心率，被称为“A-V间期的相应选定值”。

在一些示例中，IMD 16将起搏脉冲递送到LV 32，直到IMD 16确定与所确定的心脏12的心率相关联的A-V间期的选定值超过用于融合起搏治疗或左心室起搏治疗的阈值。在一些情况下，在确定出A-V间期的选定值超过这样的阈值时，在停止融合起搏治疗之后，IMD16切换到不同的起搏配置，诸如双心室起搏配置。类似地，IMD 16可以以双心室起搏配置向LV 32和RV 28递送起搏脉冲，直到IMD 16确定与所确定的心脏12的心率相关联的A-V间期的相应选定值不超过用于左心室起搏治疗的阈值，在该时间处，IMD 16可切换到融合起搏配置，诸如，左心室起搏。

在一些示例中，IMD 16还可经由定位在引线18、20、22中至少一根上的电极提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。IMD 16可检测心脏12的心律失常，诸如心室28和32的纤颤，并以电击形式向心脏12递送除颤治疗。在一些示例中，IMD 16可被编程成递送渐进的治疗(例如，具有增加能量水平的电击)，直到心脏12的纤颤停止为止。在IMD 16提供除颤治疗和/或心脏复律治疗的示例中，IMD 16可通过采用本领域已知的任何一种或多种纤颤检测技术来检测纤颤。

在一些示例中，外部设备24可以是手持计算设备或计算机工作站。外部设备24可以包括从用户接收输入的用户接口。例如，用户接口可包括键盘和显示器，例如，显示器可以是阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)、或发光二极管(LED)显示器。键盘可采取字母数字键盘或与特定功能相关联的按键的缩减集合的形式。外部设备24可附加地或替代地包括外围定点设备(诸如，鼠标)，用户可经由该外围定点设备与用户接口交互。在一些实施例中，外部设备24的显示器可包括触摸屏显示器，并且用户可经由显示器与外部设备24交互。

用户(诸如，医生、技术人员、或其他临床医生)可与外部设备24交互，以与IMD 16通信。例如，用户可与外部设备24交互以从IMD 16检取生理或诊断信息。用户还可以与外部设备24进行交互以对IMD 16进行编程，例如选择用于IMD的操作参数的值。

例如，用户可使用外部设备24来从IMD 16检取与心脏12的节律、其随时间的趋势、或心律不齐发作有关的信息。作为另一示例，用户可使用外部设备24从IMD检取与患者14的其它感知到的生理参数有关的信息，诸如感知到的电活动、活动、姿势、呼吸、或胸阻抗。作为另一示例，用户可使用外部设备24从IMD 16检取与IMD 16或系统10的其它部件(诸如IMD16的引线18、20和22、或电源)的性能或完整性有关的信息。在这样的示例中，患者14的生理参数以及与IMD 16有关的数据可以存储在IMD 16的存储器中以供用户检取。

用户可使用外部设备24对治疗进展编程、选择用于递送除颤脉冲的电极、选择除颤脉冲的波形、或者选择或配置用于IMD 16的纤颤检测算法。用户还可使用外部设备24对由IMD 14所提供的其它治疗(诸如，复律或起搏治疗)的各方面进行编程。在一些示例中，用户可通过经由外部设备24输入单个命令，诸如按下键盘的单个键或多个键组合或利用定点设备的单次点击和选择动作，来激活IMD 16的特定特征。

IMD 16和外部设备24可以使用本领域已知的任何技术经由无线通信进行通信。通信技术的示例可以包括，例如，包括射频(RF)遥测，该RF遥测可以是根据蓝牙、WiFi、或医疗植入通信服务(MICS)经由天线建立的RF链路，但是也可以构想其他技术。在某些示例中，外部设备24可包括编程头，该编程头可被放置成靠近患者身体在IMD 16植入部位附近，以便改进IMD 16与外部设备24之间通信的质量或安全性。

图2是更详细示出医疗设备系统10的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可以经由连接器块34被电耦合到IMD 16的治疗递送电路系统、感测电路系统或其他电路系统。在一些示例中，引线18、20、22的近端包括电触点，该电触点电耦合至连接器块34中的各相应电触点。此外，在一些示例中，引线18、20、22在定位螺丝、连接销、或另一个合适的机械耦合机构的帮助下，被机械地耦合至连接器块34。

引线18、20、22中的每一个包括细长的绝缘引线主体，其可携载通过管状绝缘鞘而彼此分隔开的许多导体。在所示的示例中，双极电极40和42被定位成靠近引线18的远端。此外，双极电极44和46被定位成靠近引线20的远端，且双极电极48和50被定位成靠近引线22的远端。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。电极40、42、44、46、48、和50中的每一个可被电耦合到其相关联引线18、20、22的引线主体内的导体中的相应的一个，并由此被耦合至引线18、20、和22的近端上的电触点中的相应电触点。

电极40、42、44、46、48、和50可感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号。电信号经由各相应引线18、20、22被传导至IMD 16。在一些示例中，IMD 16还经由电极44、46向LV32递送起搏脉冲，以引起心脏12的心脏组织的去极化。在某些示例中，如图2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的气密封壳体60的外表面一体形成或以其它方式耦合至壳体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。电极40、42、44、46、48、和50中的任意电极可用于单极感测或与外壳电极58相组合的刺激递送。如参考图3进一步详细描述的，壳体60可以封围生成心脏起搏脉冲和除颤电击或心脏复律电击的治疗递送电路系统，以及用于监测患者心律的感测电路系统。

在一些示例中，引线18、20、22还可分别包括可采取线圈形式的细长电极62、64、66。IMD 16可经由细长电极62、64、66和壳体电极58的任意组合来将除颤脉冲递送至心脏12。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。

图1和图2中所示出的治疗系统10的配置是一个示例，并且不旨在限制。在其他示例中，代替图1中所示的经静脉引线18、20和22的电极或者除了图1中所示的经静脉引线18、20和22的电极之外，治疗系统可以包括血管外电极，诸如，皮下电极、心外膜电极和/或贴片电极。此外，IMD 16不需要被植入患者14体内。在IMD 16不植入患者14体内的示例中，IMD16可经由经皮引线向心脏12递送除颤脉冲、起搏脉冲和其它治疗，该经皮引线穿过患者14的皮肤延伸到达在心脏12内或心脏12外部的各个位置。

在向心脏12提供电刺激治疗的医疗设备系统的其他示例中，治疗系统可包括耦合至IMD 16的任何合适数量的引线，且引线中的每一个可延伸至心脏12内或靠近心脏12的任何位置。例如，治疗系统可以包括双腔室设备而不是如图1中所示的三腔室设备。在双腔室配置的一个示例中，IMD 16被电连接到单个引线，该单个引线包括LV 32内的刺激和感测电极以及RA 26内的感测和/或刺激电极，如图3所示的。在双腔室配置的另一示例中，IMD 16连接到两个引线，该两个引线延伸到RA 28和LV 32中的相应一个中。

在一些示例中，代替耦合到延伸至心脏12的引线的IMD(如IMD 16)或者除了耦合到延伸至心脏12的引线的IMD(如IMD 16)之外，医疗设备系统包括一个或多个心内起搏设备。心内起搏设备可以包括在壳体内的治疗递送电路系统和处理电路系统，该壳体被配置用于植入心脏12的腔室中的一个内。在这种系统中，可以包括一个或多个心内起搏设备和/或耦合到一个或多个引线的IMD的多个起搏设备可以通信以在心脏12的各个腔室中协调感测和起搏，以根据本文描述的技术提供CRT。起搏设备中的一个或多个和/或另一植入的医疗设备或外部医疗设备的处理电路系统和存储器可以提供用于控制CRT的递送的归因于本文的IMD 16的处理电路系统和存储器的功能。

图3是图1和图2的IMD 16的一个示例配置的功能框图。在所示的示例中，IMD 16包括存储器70、处理电路系统80、感测电路系统82、一个或多个加速度计84、治疗递送电路系统86、遥测电路系统88和电源90，其中的一个或多个可以被设置在IMD 16的壳体60内。在一些示例中，存储器70包括计算机可读指令，该计算机可读指令当由处理电路系统80执行时，致使IMD 16和处理电路系统80执行归于本文的IMD 16和处理电路系统80的各种功能。存储器70可包括任何易失性、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、或任何其他数字介质。除了患者14的感知生理参数(例如，EGM或ECG信号)之外，用于对给心脏12的融合起搏治疗和双心室起搏治疗进行计时的一个或多个时间间期(例如，PEI值、经调整的PEI值、双心室起搏间期、或它们的任意组合)可由存储器70存储。

如图3和图4的示例中所示，存储器70可包括一个或多个心率/A-V间期表72。在一些示例中，心率/A-V间期表72可以包括多个心率和针对多个心率中的每一个的A-V间期的至少一个相应的选定值。如下面参考图7进一步详细讨论的，可以根据更新时间表92来更新存储在心率/A-V间期表72中的A-V间期的选定值中的一个或多个。例如，存储器70可以包括计算机可读指令，该计算机可读指令当由处理电路系统80执行时，致使处理电路系统80周期性地确定心脏12的心率、暂停由治疗递送电路系统86递送CRT、测量A-V间期的当前值、并且确定测得的A-V间期的当前值是否与针对所确定的心率存储在表72中的A-V间期的相应选定值不够相似，例如，落在关于存储在表72中的针对所确定的心率的A-V间期的相应选定值的范围之外。如果测得的A-V间期的当前值与同心率相关联的A-V间期的相应选定值不够相似，则处理电路系统80可以随后例如通过用A-V间期的当前值来替换与心率相关联的A-V间期的相应选定值来更新表72。

处理电路系统80可以包括微处理器、控制器、数字信号处理电路系统(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或者等效离散或集成逻辑电路系统中的一个或多个。在一些示例中，处理电路系统80可以包括多个部件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA的任何组合，以及其他分立或集成逻辑电路系统。归属于本文的处理电路系统80的功能可以实现为软件、固件、硬件或其任何组合。处理电路系统80可以被配置成：基于由感测电路系统82感知到的电活动来确定心脏12的心率，从存储器70的表72中选择与心率相关联的相应A-V间期值，并基于选定的A-V间期值确定是根据融合起搏配置还是双心室起搏配置来控制治疗递送电路系统86向心脏12递送CRT。进一步关于该示例，处理电路系统80可以被配置成：通过使用选定的A-V间期值作为心房感测或起搏事件与起搏脉冲的递送之间的A-V_p间期，或例如通过从选定的A-V间期中减去PEI来从选定的A-V间期确定A-V_p间期，来使治疗递送电路系统86根据选定的A-V间期值递送电脉冲。在一些示例中，存储在存储器70内的表72中的A-V间期是起搏的或感知到的心房事件与感知到的(即，固有的)心室事件之间的间期，即，是A-V_s间期。

感测电路系统82被配置成监测来自电极40、42、44、46、48、50、58、62、64或66中的至少一个的信号，以便例如，经由ECG信号监测心脏12的电活动。例如，感测电路系统82可以利用RA 26内的电极48、50、66感测心房事件(例如，P波)或利用LV 32内的电极44、46、64感测LV 32事件(例如，R波)。在一些示例中，感测电路系统82包括开关电路系统，以选择使用可用电极中的哪些来感测心脏12的电活动。例如，处理电路系统80可例如通过经由数据/地址总线提供信号经由感测电路系统82内的开关电路系统，来选择用作感测电极的电极。在一些示例中，感测电路系统82包括一个或多个感测通道，该一个或多个感测通道中的每一个可包括放大器。响应于来自处理电路系统80的信号，感测电路系统82中的开关电路系统可将来自选定电极的输出耦合至感测通道中的一个。

在一些示例中，感测电路系统82的一个通道可包括R波放大器，该R波放大器从电极40和42接收信号，该电极40和42被用于在心脏12的RV 28中起搏并感测。另一个通道可包括另一个R波放大器，该另一个R波放大器从电极44和46接收信号，该电极44和46被用于在靠近心脏12的LV 32之处起搏并感测。在一些示例中，R波放大器可采用自动增益受控放大器的形式，其提供可调节感测阈值，该可调节感测阈值为测得的心律的R波振幅的函数(asa function of)。

此外，在一些示例中，感测电路系统82的一个通道可包括P波放大器，该P波放大器从电极48和50接收信号，该电极48和50被用于在心脏12的RA 26中起搏并感测。在一些示例中，P波放大器可采用自动增益受控放大器的形式，其提供可调节感测阈值，该可调节感测阈值为测得的心律的P波振幅的函数。在以下美国专利中描述了R波和P波放大器的示例：授予Keimel等人、在1992年6月2日公告的题为“用于监测生理电信号的装置”(“APPARATUSFOR MONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS”)的美国专利No.5,117,824，并且此美国专利通过引用整体结合于此。也可使用其他放大器。此外，在一些示例中，感测电路系统82的感测通道中的一个或多个可被选择性地耦合至壳体电极58、或细长电极62、64或66，与电极40、42、44、46、48或50中的一个或多个一起或取代电极40、42、44、46、48或50中的一个或多个，例如用于在心脏12的腔室26、28或32中的任意腔室中单极感测R波或P波。

在一些示例中，感测电路系统82包括一通道，该通道包括具有比R波或P波放大器相对更宽的通频带的放大器。来自被选择用于耦合至该宽带放大器的选定感测电极的信号可被提供给复用器，并随后通过模数转换器转换成多位数字信号以作为EGM存储在存储器70中。在一些示例中，此类EGM在存储器70中的存储可处于直接存储器存取电路的控制下。处理电路系统80可采用数字信号分析技术来表征存储在存储器70中的数字化信号，以从电信号检测并分类患者的心律。处理电路系统80可通过使用本领域内已知的众多信号处理方法中的任何方法来检测并分类患者14的心律。

由感测电路系统82生成的信号可包括，例如：RA事件信号，其指示经由植入RA 26(图1)内的电极检测到P波；LA事件信号，其指示经由植入LA 33(图1)内的电极检测到P波；RV事件信号，其指示经由植入RV 28内的电极检测到R波；或LV事件信号，其指示经由植入LV32内的电极检测到R波；在图1和图2中所示的治疗系统10的示例中，IMD 16未被连接到植入LA 33内的电极。然而，在其他示例治疗系统中，IMD 16可以被连接到植入LA 33内的电极，以便感测LA 33的电活动。

在一些示例中，IMD 16可以包括一个或多个附加传感器，诸如加速度计84。在一些示例中，加速度计84可包括一个或多个三轴加速度计。由加速度计84生成的信号可以指示例如患者14的总体身体运动，诸如，患者姿势或活动水平。不管加速度计84的配置如何，处理电路系统80可以基于从其获得的信号确定患者参数值。加速度计84可以生成信号并向处理电路系统80提供该信号，以用于确定患者14在给定时间处的姿势和活动水平。处理电路系统80随后可以使用所确定的姿势和活动水平来进一步确定患者14是醒着还是睡着了，并且如果确定患者14是醒着的，则进一步确定患者14处于休息还是正锻炼。如下面参考图7-9所述的，由处理电路系统80确定的患者14的醒着/睡着以及休息/锻炼状态可以使处理电路系统80选择表72中的对应一个，并随后从表72中的选定的一个选择A-V间期的一个或多个值。

治疗递送电路系统86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，被电耦合至电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66。治疗递送电路系统86被配置成生成和递送电刺激治疗。例如，治疗递送电路系统86可以根据本文所述的融合起搏技术经由至少两个电极44、46(图2)向心脏12的LV 32(图2)递送起搏刺激。作为另一示例，治疗递送电路系统86可以例如根据本文所述的双心室起搏技术，经由至少两个电极40、42(图2)向RV 28递送起搏刺激，以及经由至少两个电极44、46(图2)向LV 32递送起搏刺激。

在一些示例中，治疗递送电路系统86被配置成向心脏12递送心脏复律电击或除颤电击。起搏刺激、心脏复律电击和除颤电击可以是刺激脉冲的形式。在其它示例中，治疗递送电路系统86可以以其它信号形式递送这些类型刺激中的一种或多种，其它信号形式诸如正弦波、方波、或其它基本连续的时间信号。

治疗递送电路系统86可包括开关电路系统，并且处理电路系统80可使用开关电路系统例如经由数据/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。开关电路系统可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适于选择性地将刺激能量耦合到选定电极的任意其他类型的开关设备。在其他示例中，处理电路系统80可以选择电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66的子集，利用该子集将刺激递送到心脏12而无需开关电路系统。

处理电路系统80可以基于由感测电路系统82感知到的一个或多个信号来从存储器70的HR/A-V间期表72中选择一个或多个相应的A-V间期值，以用于对向心脏12递送起搏脉冲进行计时。例如，处理电路系统80可以基于由感测电路系统82感知到的心脏12的电活动来确定心脏12的心率，并随后基于所确定的心率从HR/A-V间期表72中选择一个或多个相应的选定AV间期值。这些间期可以包括，例如，指示从心房到心室的固有传导的A-V间期(例如，A_P/S-RV_S间期，更一般地也被称为A-V_S间期)。从这样的间期，可以例如通过减去PEI或以如上所述的其他方式来确定用于融合起搏或双心室起搏的起搏间期(例如，A_P/S-RV_P和/或A_P/S-LV_P，更一般地也被称为A-V_p间期)。

处理电路系统80包括起搏器计时和控制电路系统96，其可以实现为硬件、固件、软件或其任何组合。起搏器计时和控制电路系统96可以包括与其他处理电路系统80部件(诸如微处理器)分离的专用硬件电路(诸如ASIC)或由处理电路系统80的部件(例如，微处理器或ASIC)执行的软件模块。起搏器计时和控制电路系统96可以根据由处理电路系统80从HR/A-V间期表72中选定的一个或多个相应的A-V间期值来帮助控制起搏脉冲到心脏12的递送。

在IMD 16根据由处理电路系统80选定和/或确定的一个或多个AV间期值递送起搏脉冲的示例中，起搏器计时和控制电路系统96可以包括用于确定在处理电路系统80确定发生了心房起搏或感测事件(A_P/S或更一般地A)之后已经过去了选定的A-V间期的计时器。起搏计时和控制电路系统96的计时器可以被配置成在处理电路系统80检测到先前的心房起搏或感测事件(A_P/S)时开始。在特定计时器期满时，处理电路系统80可以控制治疗递送系统86根据融合起搏配置或双心室起搏配置向心脏12递送起搏刺激。例如，起搏计时和控制电路系统96可生成触发信号，该触发信号触发治疗递送系统86输出起搏脉冲。

在IMD 16被配置成递送除了融合起搏和双心室起搏之外的其他类型的心律治疗的示例中，起搏器计时和控制电路系统96还可以包括可编程计数器，该可编程计数器控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR和其他模式的单腔室和双腔室起搏相关联的基本时间间期，在前面提到的起搏模式中，“D”可指示双腔室，“V”可指示心室，“I”可指示被禁止的起搏(例如无起搏)，而“A”可指示心房。起搏模式中的第一个字母可指示被起搏的腔室，第二个字母可指示在其中电信号被感知的腔室，而第三个字母可指示其中提供对感测的响应的腔室。

在IMD 16被配置成递送除了CRT之外的其他类型的心律治疗的示例中，由处理电路系统80内的起搏器计时和控制电路系统96定义的间期可以包括心房和心室起搏逸搏间期、不应期(在该不应期期间感知到的P波和R波对于重新开始对逸搏间期的计时是无效的)、以及起搏脉冲的脉冲宽度。作为另一个示例，起搏器计时与控制电路系统96可定义消隐期，并在电刺激递送至心脏12期间或之后提供来自感测电路系统82的信号，以消隐一个或多个通道(例如，放大器)达一时段。可以由处理电路系统80响应于存储器70中存储的数据来确定这些间期的持续时间。在一些示例中，处理电路系统80的起搏器计时和控制电路系统96还可以确定心脏起搏脉冲的振幅。

在某些起搏模式期间，可以在感测到R波和P波时重置处理电路系统80的起搏器计时/控制电路系统96内的逸搏间期计数器。治疗递送电路系统86可包括起搏器输出电路，该起搏器输出电路例如通过开关电路系统被选择性地耦合至电极40、42、44、46、48、50、58、62、或66的任意组合，该组合适于将单极或双极起搏脉冲递送至心脏12的腔室中的一个。处理电路系统80可以在治疗递送电路系统86生成起搏脉冲时重置逸搏间期计数器，从而控制对心脏起搏功能(包括融合心脏再同步治疗)的基本计时。

当由感知到的R波和P波重置时逸博间期计数器中现有的计数的值可被处理电路系统80用来测量R–R间期、P–P间期、P–R间期、和R–P间期的持续时间，这是可被存储于存储器70中的测量。处理电路系统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，诸如心室纤颤事件或心室心动过速事件。一旦检测到阈值数目的快速性心律失常事件，处理电路系统80可标识快速性心律失常发作(诸如，心室纤颤发作、心室心动过速发作、或非持久心动过速(NST)发作)的存在。可以有资格递送响应性治疗的快速性心律失常发作的示例包括心室纤颤发作或心室快速性心律失常发作。

在一些示例中，处理电路系统80可操作为中断驱动设备，且对来自起搏器计时与控制电路系统92的中断进行响应，其中中断可以与感知到的P波和R波的发生以及心脏起搏脉冲的生成相对应。将由处理电路系统80执行的任何必要的数学计算以及对受处理电路系统80的起搏器计时与控制电路系统96控制的值或间期的任何更新可在这些中断之后发生。存储器70的一部分可以被配置为多个再循环缓冲器，其能够保持一系列测得的间期，可以由处理电路系统80响应于发生起搏或感测中断而分析所述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，处理电路系统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日公告的题为“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 FORDIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS”)的美国专利No.5,545,182、或Gillberg等人的、在1998年5月26日公告的题为“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 TREATMENTOF ARRHYTHMIAS”的美国专利No.5,755,736。Olson等人的美国专利No.5,545,182和Gillberg等人的美国专利No.5,755,736通过引用整体结合于此。然而，在其他示例中，处理电路系统80也可以采用其他心律失常检测方法。

如果IMD 16被配置成生成除颤电击并向心脏12递送除颤电击，则治疗递送电路系统86可包括高压充电电路和高压输出电路。在处理电路系统80确定需要生成心脏复律或除颤电击的情况下，处理电路系统80可利用逸博间期计数器来控制这样的心脏复律和除颤电击的计时、以及相关联的不应期。响应于检测到心房或心室纤颤或需要心脏复律脉冲的快速性心律失常，处理电路系统80可激活心脏复律/除颤控制电路系统(未示出)，该心脏复律/除颤控制电路系统可以，同起搏器计时与控制电路系统96一样，是处理电路系统80的硬件部件和/或固件或由处理系统80的一个或多个硬件部件所执行的固件或软件模块。在高压充电控制线的控制下，心脏复律/除颤控制电路系统可发起对治疗递送电路系统86的高压充电电路的高压电容器的充电。

处理电路系统80可例如经由电压充电与电势(VCAP)线监测高压电容器上的电压。响应于高压电容器上的电压达到由处理电路系统80设定的预定值，处理电路系统80可生成终止充电的逻辑信号。此后，由处理电路系统80的心脏复律/除颤控制电路系统(未示出)来控制对治疗递送电路系统86递送除颤或心脏复律脉冲的计时。在递送纤颤或心动过速的治疗之后，处理电路系统80可使治疗递送电路系统86返回至心脏起搏功能并等待由于起搏或发生感知到的心房或心室去极化而引起的下一连续的中断。

治疗递送电路系统86可借助于输出电路递送心脏复律或除颤电击，该输出电路确定是递送单相脉冲还是双相脉冲，壳体电极58是用作阴极还是阳极，以及哪些电极参与心脏复律或除颤脉冲的递送。可以由治疗递送电路系统86的一个或多个开关或开关电路系统提供这种功能。

遥测电路系统88包括任何合适的硬件、固件、软件或它们的任何组合，以用于与另一设备(诸如，外部设备24(图1))进行通信。在处理电路系统80的控制下，遥测电路系统88可在天线的帮助下从外部设备24接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送至外部设备24，该天线可以是内部的和/或外部的。处理电路系统80可例如经由地址/数据总线提供将被上行链路至外部设备24的数据以及用于遥测电路系统88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测电路系统88可经由多路复用器将所接收的数据提供至处理电路系统80。

在一些示例中，处理电路系统80可以将由感测电路系统82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信号)传输到外部设备24。其他类型的信息也可以被传输到外部设备24，诸如，用于递送CRT的各种间期和延迟。外部设备24可询问IMD16以接收心脏信号。处理电路系统80可以将心脏信号存储在存储器70内，并且从存储器70中检取所存储的心脏信号。处理电路系统80还可生成并存储指示感测电路系统82检测到的不同的心脏发作的标记代码，并将这些标记代码传输至外部设备24。在Markowitz的1983年2月15日公告的题为“用于医疗设备的标记通道遥测系统(MARKER CHANNEL TELEMETRYSYSTEM 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。

IMD 16的各个部件被耦合到电源90，电源90可包括可充电或不可充电电池。可选择不可充电的电池以维持达数年，而可充电的电池可例如每天或每周感应地从外部设备进行充电。

图4是更详细地示出的存储器70的功能框图。如图4中所示，HR/AV表72可以进一步包括HR/AV醒着-休息表74、HR/AV醒着-锻炼表76、以及HR/AV睡着表78。如上面参考图3所述，由加速度计84生成的信号可以指示患者14的姿势或活动水平。处理电路系统80随后可以使用所确定的姿势和活动水平来进一步确定患者14是醒着还是睡着了，并且如果确定患者14是醒着的，则进一步确定患者14处于休息还是正锻炼。在一些示例中，处理电路系统80可以基于所确定的患者14的醒着/睡着和休息/锻炼状态来从表74、76或78中的一个选择与心率相关联的A-V间期的存储值。例如，如果处理电路系统80确定患者14醒着并处于休息状态，则处理电路系统80可以在确定出心脏12的心率时选择存储在HR/AV醒着-休息表74中的A-V间期值。类似地，如果处理电路系统80确定患者14醒着并处于锻炼状态，则处理电路系统80可以在确定出心脏12的心率时选择存储在HR/AV醒着-锻炼表76中的A-V间期值。如果处理电路系统确定患者14处于睡着状态，则处理电路系统80可以在确定出心脏12的心率时选择存储在HR/A-V睡着表78中的A-V间期值。

在一些示例中，存储在表74、76和78中的心率可以在某种程度上重叠。也就是说，心率的相同值可以存储在表74、76和78中的不止一个中。然而，即使给定心率被表示在表74、76和78中的不止一个中，给定心率的相应A-V间期值可在表74、76和78之间有所不同。例如，表74和表78两者中可以存在70bpm的心率，但心率为70bpm的相应A-V间期值可以在表74至78之间有所不同。该特征可以反映在醒着和睡着状态之间可能发生的固有A-V传导的差异，即使在相同的心率下也是如此。因此，除了基于患者14的心率适应(adapt)CRT的递送之外，IMD 16还可以被配置成基于醒着/睡着状态以及休息/锻炼状态来适应给患者14的CRT的递送。

尽管在图4中未示出，但是一个或多个HR/AV表72中的每一个可以包括与每个心率值相关联的两个A-V间期值。关于本文所述的A-V间期，心房感测事件(A_s)和心房起搏事件(A_p)可统称为心房事件(A)。因此，被指定为“A-V_p”的A-V间期可以被理解为A_s-V间期或A_p-V间期。类似地，心室感测事件(V_s)和心室起搏事件(V_p)可以统称为心室事件(V)。在一些示例中，第一A-V间期值可以是指示感知到的或固有的心房事件与心室事件之间的时间的A_s-V间期值。第二A-V间期值可以是指示起搏的心房事件与心室事件之间的时间的A_p-V间期值。处理电路系统80可以基于给定心动周期的心房事件是固有的还是起搏的，来在针对所确定的心率的这两个值之间进行选择。

如图4所示，IMD 16的存储器70可以进一步包括更新时间表92。可以根据更新时间表92更新存储在表72内的A-V间期值中的一个或多个。例如，如上所述，存储器70可以包括计算机可读指令，该计算机可读指令当由处理电路系统80执行时，致使处理电路系统80周期性地确定心脏12的心率，暂停由治疗递送电路系统86进行的CRT的递送，测量A-V间期的当前值，并确定测得的A-V间期的当前值是否与同存储在表72中的一个中的所确定的心率相关联的A-V间期的选定值足够相似。如果测得的AV间期的当前值与同表72中的心率相关联的A-V间期值不够相似，则处理电路系统可以例如通过用A-V间期的当前测得值替换存储在与心率相关联的表中的选定A-V间期值来更新该表。

在一些示例中，更新时间表92可以包括用于处理电路系统80以根据预定时段执行上述更新技术的计算机可读指令。例如，更新时间表92可以指示处理电路系统80大约每小时一次更新与所确定的心率相关联的A-V间期的一个或多个相应选定值，但是构想了用于周期性更新的其他周期，诸如，每几分钟、每六个小时、或每天。在该示例中，可以由处理电路系统80在执行更新技术时确定表72中的适当的一个内的、与心脏12的当前心率相关联的A-V间期的一个或多个相应选定值。例如，如果处理电路系统80确定患者14在更新时间处是醒着的并且出于休息状态，则可以在该更新时间处对HR/AV醒着-休息表74进行对与心脏12的心率相关联的A-V间期的一个或多个选定值所作的任何更新。

在一些示例中，IMD 16的存储器70进一步包括范围与阈值94，如图4所示。如下面关于图7-9所讨论的，范围与阈值94可以包括指示当前测得的和所存储的A-V间期值之间的阈值相似度的值，以用于确定是否更新存储值。可以将该值表示为关于值中的一个值的范围，并且可以确定另一值是在该范围之内还是之外。可以由各值之间的绝对差异或百分比差异来定义该范围。在根据更新时间表92执行更新过程期间，处理电路系统80可以将A-V间期的当前测得值与存储在表72中的对应的一个表中的A-V间期的选定值进行比较，以便基于在存储器70被存储为范围与阈值94的一个或多个值来确定是否更新选定的A-V间期值。

另外，范围与阈值94可以包括针对存储在表72中的A-V间期的阈值。在执行控制给心脏12的CRT递送的技术期间，处理电路系统80可以从表72中的一个表中选择A-V间期值，并将选定的A-V间期值与阈值94进行比较。取决于选定的A-V间期值是大于还是小于阈值，处理电路系统80可以确定控制治疗递送电路系统86递送融合起搏还是双心室起搏。

图5是示例外部设备24的功能框图。如图5所示，外部设备24包括处理电路系统100、存储器102、用户接口104、遥测电路系统106和电源108。外部设备24可以是具有用于与IMD 16交互的专用软件的专用硬件设备。替代地，外部设备24可以是运行应用程序的现成计算设备，该应用程序使外部设备24能够与IMD 16交互。

用户可以使用外部设备24来选择控制IMD 16的监测和治疗递送的可编程参数，以及检取由IMD收集的与患者14的状况或IMD 16的性能有关的信息。例如，用户可以对用于更新时间表92的周期、范围与阈值94的值、PEI值或用于确定A-V_p间期的其他值、或者本文描述的任何其他可编程值进行编程。用于可经由用户接口104与外部设备24交互，该用户接口104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。

处理电路系统100可采取一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路系统等的形式，且归属于本文中的处理电路系统102的功能可被实现为硬件、固件、软件、或它们的任何组合。存储器102可存储使处理电路系统100提供归因于本文中的外部设备24的功能的指令，和由处理电路系统100使用以提供归因于本文中的外部设备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。可移除的存储器还可允许在外部设备24用于对另一个患者的治疗进行编程之前，将患者数据容易地转移到另一个计算设备或将其移除。存储器102还可以存储控制由IMD 16进行的治疗递送的信息，诸如刺激参数值。

外部设备24可与IMD 16无线地通信，诸如使用RF通信或近侧感应交互。这种无线通信可以通过使用可以耦合到内部天线或外部天线的遥测电路系统106来实现。如以上参考图1所描述的，被耦合到外部设备24的外部天线可以与可能定位在心脏12上的编程头相对应。

遥测电路系统106可以类似于IMD 16(图3)的遥测电路系统88。遥测电路系统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。可以被采用以便促进外部设备24与另一个计算设备之间的通信的本地无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集的RF通信、红外通信(例如，根据IrDA标准、或其他标准或专有遥测协议)。以这种方式，其他外部设备可以能够与外部设备24进行通信，而无需建立安全无线连接。

电源108被配置成向外部设备24的各部件递送操作功率。电源108可包括电池和功率生成电路，以产生操作功率。在一些实施例中，电池可以是可充电的以允许延长的操作。可通过将电源108电耦合到被连接到交流电(AC)输出口的支架(cradle)或插头(plug)来实现再充电。另外或替代地，可通过外部充电器与外部设备24内的电感充电线圈之间的近侧感应交互来完成充电。在其他实施例中，可使用传统的电池(例如，镉-镍或锂离子电池)。另外，外部设备24可以被直接耦合到交流电输出口以为外部设备24供电。电源108可包括监测电池内剩余的功率的电路系统。以此方式，当电池需要替换或充电时，用户接口104可提供当前电池电量指示符或低电池电量指示符。在一些情况下，电源108可以能够估算使用当前电池操作的剩余时间。

在一些示例中，外部设备24的处理电路系统100和存储器102可配置成提供归属于IMD 16的处理电路系统80和存储器70的功能中的一些或全部。例如，存储器102可以被配置成存储HR/AV间期表72、更新时间表92、或范围与阈值94中的一个或多个。在一些示例中，处理电路系统100可以被配置成通过IMD 16确定心率、选择A-V间期和/或控制CRT的递送，如本文关于IMD 16的处理电路80所描述的。

图6是示出系统110的框图，根据一个示例，系统110包括外部设备112(诸如服务器)，以及经由网络120耦合到图1所示的IMD 16和外部设备24的一个或多个计算设备114A-114N。在该示例中，IMD 16使用遥测电路系统88(图3)来经由第一无线连接与外部设备24通信并经由第二无线连接与接入点122通信。在图6的示例中，接入点122、外部设备24、外部设备112、以及计算设备114A-114N互连，并且能够通过网络120彼此通信。在一些情况下，接入点122、外部设备24、外部设备112以及计算装置114A-114N中的一个或多个可以通过一种或多种无线连接被耦合到网络120。IMD 16、外部设备24、外部设备112以及计算设备114A-114N各自可包括可执行各种功能和操作(诸如，在本文中所描述的那些)的一个或多个处理电路系统，诸如，一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路系统等。

接入点122可包括经由各种连接(诸如电话拨号、数字用户线路(DSL)或线缆调制解调器连接)中的任一种连接到网络120的设备。在其他示例中，接入点122可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合到网络120。在一些示例中，接入点122可以与外部设备24和/或IMD 16通信。接入点122可以与患者14共同定位(例如，在与患者14相同的房间内或在与患者14相同的部位内)，或者可以远离患者14定位。例如，接入点122可以是位于患者家中的家庭监测器，或者是便携式的以用于由患者14携带。

在操作期间，IMD 16可以收集、测量和存储各种形式的诊断数据。例如，如先前所描述的，IMD 16可以收集ECG和/或EGM信号，并确定不同的CRT配置和A-V间期。在某些情况下，IMD 16可以直接分析收集的诊断数据并生成任何对应的报告或警报。然而，在一些情况下，IMD 16可以无线地或经由接入点122和网络110将诊断数据发送到外部设备24、接入点122和/或外部设备112，以用于远程处理和分析。

例如，IMD 16可以向外部设备24发送指示是否检测到固有AV传导的丢失的数据。外部设备24可以在分析数据之后生成报告或警报。作为另一示例，IMD 16可以将由处理电路系统80(图3)生成的系统完整性指示发送到外部设备24，外部设备24可以采取进一步的步骤来确定引线18、20和22中的一个或多个是否存在可能的状况。例如，如果这种信息已经可用，则外部设备24可以发起引线阻抗测试，或者IMD 16可以提供引线阻抗信息。

在另一示例中，IMD 16可以经由接入点122和网络120向外部设备112提供所收集的EGM数据、系统完整性指示以及任何其他相关的生理或系统数据。外部设备112包括一个或多个处理电路系统118。在一些情况下，外部设备112可以请求这样的数据，并且在一些情况下，IMD 16可以自动地或周期性地向外部设备112提供这样的数据。在经由输入/输出设备116接收到诊断数据时，外部设备112能够分析数据并在确定出引线18、20和22中的一个或多个或者患者14可能存在可能的状况时生成报告或警报。

在一个示例中，外部设备112可以包括用于已从IMD 16和/或外部设备24收集的信息的安全存储位点。在该示例中，网络120可以包括互联网网络；并且经训练的专业人员(诸如，临床医生)可以使用计算设备114A-114N来安全地访问外部设备112上的存储数据。例如，经训练的专业人员可能需要输入用户名和密码以访问外部设备112上的存储信息。在一个实施例中，外部设备112可以是由明尼苏达州明尼阿波利斯市的美敦力(Medtronic)公司提供的CareLink服务器。

在一些示例中，接入点122、服务器112或计算设备114中的一个或多个的处理电路系统和存储器(例如，服务器112的处理电路系统118和存储器)可以被配置成提供归属于IMD 16的处理电路系统80和存储器70的功能中的一些或全部。例如，服务器112可以被配置成存储HR/AV间期表72、更新时间表92、或范围与阈值94中的一个或多个。在一些示例中，处理电路系统118可以被配置成通过IMD 16确定心率、选择A-V间期和/或控制CRT的递送，如本文关于IMD 16的处理电路80所描述的。

图7-9是示出了根据本公开的示例的与基于心率控制适应性CRT的递送相关的各种技术的流程图，该心率作为更频繁的固有传导测量的替代。如本文所述，可以使用系统10的一个或多个部件来采用图7-9所示的技术，该一个或多个部件已在上面参考图1-6被描述。尽管被描述为由IMD 16执行，但是可以地通过医疗设备系统中的其他设备的处理电路系统和存储器来整体地或部分地执行图7-10的技术，如本文所描述的。

图7是示出用于创建将多个心率与A-V间期的相应值进行关联的表(或其他数据结构)、根据一个或多个HR/AV间期表72递送治疗、以及更新HR/AV间期表72内的选定间期的值的示例技术130的流程图。根据图7的示例，IMD 16可以创建一个或多个HR/A-V间期表(132)。在一些示例中，IMD 16可以创建HR/A-V间期表72，作为在患者14体内植入IMD 16之后的治疗的启动阶段的一部分。

在这样的示例中，IMD 16可以递送融合起搏或双心室起搏，而处理电路系统80标识心脏12的多个心率并且为每个心率确定一个或多个相应的A-V间期值。例如，当处理电路系统80在治疗的启动阶段期间标识先前未标识的心脏12的心率时，处理电路系统80随后可暂停CRT并测量与所确定的心率相关联的当前A-V间期值。随后可以将测得的A-V间期值存储在表72中的一个或多个中，作为与所标识的心率相关联的A-V间期的相应值。

在一些示例中，可以针对所确定的心率存储不止一个的A-V间期的相应值，诸如，针对该心率的第一A-V间期值和第二A-V间期值。在这样的示例中，给定心率的第一A-V间期值可以是感知到的或固有的心房事件与心室事件之间的间期，而给定心率的第二A-V间期值可以是起搏的心房事件与心室事件之间的间期。在一些示例中，处理电路系统80可以通过控制治疗递送电路系统86按照各种频率起搏心房来加快完成(expedite)对表72中的A_p-V值的填充(population)，和/或通过指令患者14进行不同的活动来加快完成对表72中的A-V间期值的填充。

当处理电路系统80标识出心脏12的另一心率和/或确定患者14处于不同的醒着/睡着或休息/锻炼状态时，可以重复该过程。在一些示例中，虽然处理电路系统80可以按照每分钟5-10次心跳(bpm)的增量收集心率，并且针对每5-10bpm增量测量一个或多个相应的A-V间期值，但是可以使用其他增量。尽管参照bpm来被表示，但本文所用的术语“心率”包括对心脏去极化或收缩的频率的任何测量，包括电心动周期长度或机械心动周期长度，诸如，R-R或P-P间期。

在表72被完全或部分填充之后，可以开始基于心率控制CRT，该心率作为A-V传导延迟的替代。例如，IMD 16的处理电路系统80可以确定心脏12的心率，并且控制治疗递送电路系统86根据表72中的一个中的与所确定的心率相关联的存储的AV间期值来递送CRT(134)，如将参考图8更详细描述的。

在图7的(136)处，IMD 16的处理电路系统80可以确定是否更新存储在存储器70的表72中的A-V间期值中的一个或多个。如上面参考图4所述，存储器70的更新时间表92可以包括用于处理电路系统80根据预定的周期性时间表执行上述更新技术的计算机可读指令。例如，更新时间表92可以指示处理电路系统80大约每小时一次验证或更新与所确定的心率相关联的A-V间期的一个或多个相应的选定值。在一些示例中，可以更新如在执行更新技术时由处理电路系统80基于患者12的活动确定的表72中的适当的一个内的、与心脏12的心率相关联的A-V间期值。例如，如果处理电路系统80确定患者14在更新时间处是醒着的并且出于休息状态，则将在该更新时间处对HR/AV醒着-休息表74进行对与心脏12的心率相关联的A-V间期的一个或多个值的任何更新。

如果处理电路系统80根据更新时间表92确定要更新A-V间期的一个或多个值，则技术130可以行进到(138)。然而，如果处理电路系统80确定不更新AV间期的一个或多个值，则技术130可以返回到(134)。在(138)处，处理电路系统80可以暂停向心脏12递送CRT，并执行例如如关于图9更详细描述的验证/更新技术(140)。

图8是示出用于根据心率提供CRT的示例技术150的流程图，该心率作为当前A-V传导延迟(例如，如由当前或最近测得的A-V_s间期表示的)的替代。可以执行图8的示例技术150，但不一定在逐个心跳或每个心动周期的基础上执行图8的示例技术150。在(154)处，IMD16的处理电路系统80确定心脏12的心率，如上面参考图3和图7所描述的。如上所述，心率可以是心动周期长度。此外，心率可以是一个或多个在前心动周期的心率，诸如，紧接在前的心动周期的心率、或多个先前周期的心率的平均值或中值。

处理电路系统80进一步确定心脏12的当前心动周期的心房事件是感知到的(或固有的)事件还是起搏的事件(156)。如果当前心动周期的心房事件是感知到的事件(156的是)，则处理电路系统80从表72中的一个中选择与所确定的心率相对应的A_s-V(例如，A_s-RV_s)值(158)。如果当前心动周期的心房事件是起搏的事件(156的否)，则处理电路系统80从表72中的一个中选择与所确定的心率相对应的A_p-V(例如，A_p-RV_s)值(160)。如上面关于图7所讨论的，AV间期的不止一个相应值可以存储在HR/AV表74、76和78中，使得给定心率的第一AV间期值可以是感知到的或固有的心房事件与心室事件之间的间期，而给定心率的第二AV间期值可以是起搏的心房事件与心室事件之间的间期。

根据图8的示例，处理电路系统80将选定的A-RV_s间期值与阈值进行比较，该阈值可以是不同的，取决于心房事件是感知到的还是起搏的，并因此该间期是A_s-V还是A_p-V间期(162、164)。如果选定的A-V_s间期值不大于预定阈值，则处理电路系统80前进到控制治疗递送电路系统86递送融合(例如，左心室)起搏(166、170)。然而，如果选定的A-V_s间期值大于预定阈值，则处理电路系统80前进到控制治疗递送电路系统86递送双心室起搏(168、172)。

处理电路系统80可以基于选定的A-V_s间期(例如，基于PEI对A-V_s间期的应用)确定递送融合起搏或双心室起搏的A-V_p间期(多个)。例如，处理电路系统80可以基于选定的A-RV_s间期确定用于递送左心室融合起搏的A-LV_p间期。处理电路系统80可以基于A-RV_s间期确定A-RV_p和A-LV_p间期、或者基于A-RV_s间期确定A-RV_p和A-LV_p间期中的一个，并且基于所确定的间期和编程的RV_p-LV_p延迟确定A-RV_p和A-LV_p间期中的另一个。

进一步参考图8的技术150，一旦处理电路系统80已经控制治疗递送电路系统86根据步骤(166)、(168)、(170)或(172)中的一个控制治疗递送，则技术150返回到(154)，在此处，处理电路系统80确定心脏12的新的心率。

图9是示出用于周期性地验证或更新HR/A-V间期表72中的一个内的选定A-V间期的值的示例技术180的流程图。可以周期性地执行图9的示例技术180，其中周期大于心动周期，诸如，每小时地。根据示例技术180，处理电路系统80确定心脏12的心率，并从HR/A-V表72中的一个中选择相应的A-V间期值，如上所述的(182)。

为了验证或更新HR/AV表72中的一个中的选定AV间期值的值，处理器80可以暂停由IMD 16将CRT递送到心脏12(图7的138)，以便允许心脏12在没有心律管理治疗的情况下传导。如以上所讨论的，暂停CRT的递送可以指例如，抑制心室起搏达一个或多个心动周期，充分增加A-V_p延迟以便可以观察到固有心室传导，或者以足够长的A-V_p延迟起搏一个心室并测量其他心室上的固有传导。当暂停CRT的递送时，处理电路系统80可以在没有起搏脉冲的递送与心室激动的感测之间的干扰的情况下测量A-V间期的当前值(186)。测量A-V间期的当前值可以表示例如心房起搏或感测事件(A_P/S)与V1感测事件(V1_S)之间的时间。在一些示例中，处理电路系统80可以例如大约每小时一次暂停CRT并确定测得的A-V间期的当前值，但是也可以使用其他频率。

处理电路系统80将测得的心脏12的A-V间期的当前值与存储在表72中的一个或多个中的基于心率选择的A-V间期的值进行比较(188)。在(190)处，如果测得的A-V间期的当前值在选定的AV间期值的预定范围94内，则存储的A-V间期值被验证并且技术180终止(192)。

然而，如果确定测得的A-V间期的当前值不在选定的A-V间期值的预定范围94内(190的是)，则处理电路系统80可以在(194)处更新A-V间期的选定值，以反映测得的A-V间期的当前值。在一些示例中，处理器80可以通过用测得的A-V间期的当前值替换A-V间期的选定值来更新A-V间期的选定值。

在一些示例中，测得的A-V间期的当前值是第一测得当前值。在该示例中，当仍然暂停CRT时，处理电路系统80随后可以测量A-V间期的第二当前值，并确定A-V间期的第二测得当前值是否在预定范围内。如果A-V间期的第二测得当前值在预定范围内，则处理电路系统80可以在(194)处用A-V间期的选定值替换测得的A-V间期的第一测得当前值，从而恢复到在第一当前值的测量之前存储在表中的值。在又其他示例中，处理电路系统80还可以基于A-V间期的当前值不在预定范围内的确定，在(194)处更新与所确定的心率相关联的A-V间期的其他值。

另外，在更新与所确定的心率相关联的A-V间期的一个或多个选定值时，处理电路系统80还可以更新存储在HR/AV表中的一个或多个中的与其他心率值相关联的A-V间期的一个或多个值。例如，在更新表74中的与所确定的心率相关联的A-V间期的一个或多个值时，处理电路系统80可以更新表74中的与其他心率值相关联的一个或多个A-V间期的一个或多个值。经更新的值可以包括存储在表74中的A-V间期的值中的全部，或者，在一些示例中，可以仅包括与在所确定的心率的预定范围内的心率值相关联的A-V间期的值。在后一示例中，如果所确定的心率是80bpm，则处理电路系统80可以更新与例如80±10bpm的范围中的心率值相关联的一个或多个A-V间期值，但是可以构想其他范围。在其他示例中，处理电路系统80可以更新存储在其他表72中的与其他心率值相关联的一个或多个A-V间期的一个或多个值。

在一些示例中，处理电路系统80可以通过将与其他心率值相关联的A-V间期的值调整一预定值来更新与其他心率值相关联的A-V间期的一个或多个值。在一些示例中，预定值可以是测得的A-V间期的当前值与同所确定的心率相关联的选定A-V间期的值之间的差值。在一些示例中，对于与其他心率值相关联的A-V间期的值中的每一个，预定值可以是相同的。在其他示例中，预定值可以根据例如所确定的心率与同要被更新的其他A-V间期的值相关联的心率值之间的差值的幅度而变化。在处理电路系统80更新表72中的不止一个中的与A-V间期相关联的值的示例中，处理电路系统80更新A-V间期的给定值所利用的预定值可至少部分地取决于要被更新的表72的身份(identity)。

可以在一个或多个处理电路系统(包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或者任何其他等效的集成或分立逻辑电路系统，以及在外部设备(诸如，医生或患者外部设备、电刺激器、或其他设备)中实现的这种部件的任意组合)内实现技术的各个方面。术语“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统、或任何其他等效电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种。

在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现本公开中所描述的功能。如果以软件实现，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括形成有形的非瞬态介质的计算机可读存储介质。指令可由一个或多个处理电路系统(诸如，一个或多个DSP、ASIC、FPGA、通用微处理器、或其他等效的集成或分立逻辑电路)执行。因此，如本文中所使用的术语“处理电路系统”可指代前述结构或适合于实现本文中所描述的技术的任何其他结构的任一者中的一个或多个。

另外，在一些方面中，可在专用硬件和/或软件模块内提供本文描述的功能。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。而且，可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。本公开的技术可以在广泛的各种设备或装置(包括IMD、外部设备、IMD和外部设备的组合、集成电路(IC)或一组IC、和/或驻留在IMD和/或外部设备中的分立电路系统)中实现。

已经描述了本公开的各个方面。这些方面和其他方面落在所附权利要求的范围内。

Claims

1.一种用于控制心脏再同步起搏(CRP)的递送的系统，所述系统包括：

起搏递送电路系统，所述起搏递送电路系统被配置成向患者的心脏递送心脏再同步起搏；

感测电路系统，所述感测电路系统被配置成感测所述心脏的电活动；

存储器电路系统，所述存储器电路系统被配置成与多个心率中的每一个相关联地存储心房事件与心室事件之间的间期的至少一个相应值；以及

处理电路系统，所述处理电路系统被配置用于：

基于由所述感测电路系统感知到的所述电活动确定患者的所述心率；

选择与所确定的心率相关联的、所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的存储值中的一个；并且

基于所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的所述存储值中的选定的一个来确定是控制所述治疗递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏。

2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置成：选择所述存储值中的一个并针对当前心动周期确定是控制所述起搏递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏，以及确定先前心动周期的心率。

3.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置成针对多个连续心动周期中的每一个选择所述存储值中的一个并确定是控制所述起搏递送电路系统递送融合起搏还是双心室起搏。

4.如权利要求1-3中任一项所述的系统，其特征在于，所述存储器电路系统被配置成与所述多个心率中的每一个相关联地存储固有心房事件与所述心室事件之间的第一间期和起搏心房事件与所述心室事件之间的第二间期中的每一个间期的相应值，并且其中所述处理电路系统被配置用于：

确定当前心动周期的心房事件是固有的还是起搏的；并且

基于该确定选择所述第一间期的值或所述第二间期的值。

5.如权利要求1-4中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置用于：

将所述间期的所述存储值中的所述选定的一个与阈值进行比较；

响应于所述存储值中的所述选定的一个小于所述阈值而控制所述植入式医疗设备系统的所述起搏递送电路系统递送融合起搏；以及

响应于所述存储值中的所述选定的一个大于所述阈值而控制所述植入式医疗设备系统的所述起搏递送电路系统递送双心室起搏。

6.如权利要求1-5中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被进一步配置用于周期性地：

确定所述患者的所述心率；

选择与所确定的心率相关联的、所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的所述存储值中的一个；

控制所述起搏递送电路系统暂停CRP的递送；

当CRT的递送被暂停时，测量所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的当前值；

将所述间期的所述当前值与所述间期的所述选定值进行比较；以及

基于该比较，至少更新所述存储器中的与所确定的心率相关联的所述间期的所述选定值。

7.如权利要求1-6中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统暂停CRP的递送的时段是大约一小时，在CRP的递送被暂停时，所述处理电路系统测量所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的所述当前值、将所述间期的所述当前值与所述间期的所述选定值进行比较、并且基于该比较至少更新所述存储器中的与所确定的心率相关联的所述间期的所述选定值。

8.如权利要求6-7中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置用于：

确定所述间期的所述当前值是否在所述选定值的预定范围内，并且

响应于确定所述间期的所述当前值不在所述选定值的所述预定范围内，至少更新所述存储器中的所述间期的选定值。

9.如权利要求6-8中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置成用所述当前值替换所述选定值。

10.如权利要求6-9中任一项所述的系统，其特征在于，所述当前值包括第一心动周期的第一当前值，并且其中，所述处理电路系统被配置用于：

当CRT的递送被暂停时，测量第二心动周期的所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的第二当前值；

将所述间期的所述第二当前值与所述间期的所述选定值进行比较；

确定所述第二当前值在所述选定值的预定范围内；并且

基于该确定，用所述存储器中的与所述心率相关联的所述选定值替换所述第一当前值。

11.如权利要求6-10中任一项所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置用于：

确定所述选定值与所述当前值之间的差值；以及

基于所述差值更新与其他心率相关联的间期的其他值。

12.如权利要求6-11中任一项所述的系统，其特征在于，进一步包括被配置用于植入所述患者体内的壳体，其中所述起搏递送电路系统、所述感测电路系统、所述存储器和所述处理电路系统被设置在所述壳体内。

13.如权利要求6-12中任一项所述的系统，其特征在于，所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的所述至少一个相应值包括与所述患者的醒着状态相关联的所述间期的第一值以及与所述患者的睡着状态相关联的所述间期的第二值。

14.如权利要求6-13中任一项所述的系统，其特征在于，所述间期的所述第一值与所述患者的休息状态相关联，并且所述至少一个相应值进一步包括与所述患者的锻炼状态相关联的所述间期的第三值。

15.如权利要求6-14中任一项所述的系统，其特征在于，所述心房事件与所述心室事件之间的所述间期的所述存储值中的所述选定的一个包括所述心房事件与固有心室事件之间的间期。

16.如权利要求15所述的系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置用于：

基于所述心房事件与所述固有心室事件之间的所述间期的所述存储值中的选定的一个，确定所述心房事件与起搏心室事件之间的间期；以及

控制所述植入式医疗设备系统的所述起搏递送电路系统按照所述心房事件与所述起搏心室事件之间的所确定的间期来递送所述融合起搏或所述双心室起搏。