CN113438959A - 用于医疗装置系统中传送数据值的电刺激速率调制 - Google Patents

Abstract

一种可植入医疗装置被配置成确定由所述可植入医疗装置监测的变量的数值，并且将所述数值转换为调制的电刺激速率间隔的数据序列。所述可植入医疗装置根据调制的刺激速率间隔的所述数据序列递送电刺激脉冲，以产生患者的可兴奋组织的对应于所述调制的刺激速率间隔的调制的激活速率。所述调制的激活速率可由速率监测器检测到以解调为监测变量数据值的所述数值。在一些实例中，所述可植入医疗装置是起搏器，所述起搏器根据调制的起搏速率间隔递送心脏起搏脉冲，以产生所述患者的可由心率监测器检测到的调制的心率，以解调为所述监测变量的所述数值。

Description

用于医疗装置系统中传送数据值的电刺激速率调制

技术领域

本公开涉及一种包含可植入医疗装置(IMD)的医疗装置系统和用于调制通过IMD递送的电刺激脉冲的速率以将监测变量的数值传送给另一个医疗装置的方法。

背景技术

用于递送治疗性电刺激脉冲以治疗医学病状的多种的可植入医疗装置(IMD)已在临床上使用或建议用于患者的临床使用。实例包含向心脏、肌肉、神经、大脑、胃或其它组织递送电刺激疗法的IMD。此类IMD采用电极将治疗性电信号递送到此类器官或组织。IMD可以包含用于感测患者体内固有的生理电信号的电极，所述电极可以由此类器官或组织传播和/或用于感测患者的生理信号的其它传感器。用于递送电刺激脉冲的电极可以由从IMD延伸的医疗电引线携带或携带在包围IMD的电子电路系统的IMD壳体上。

例如，可以将具有基于壳体的电极的无引线心脏内起搏器植入心脏腔室内，以感测心脏电信号并且递送心脏起搏脉冲以检测和治疗心脏心律失常。可以使无引线的心脏内起搏器小型化，以便于将其整体植入单个心室内。可以将其它IMD(如用于治疗疼痛、大小便失禁、麻痹、震颤或其它神经系统病症或症状的神经刺激器)小型化，以降低植入程序的复杂性、侵入性或并发症，减轻患者不适或使植入能够在有限的解剖空间中进行。

能够递送电刺激疗法的IMD可以是能够与外部编程装置进行无线通信的可编程装置，例如，使用射频(RF)遥测技术。IMD可以通过RF遥测技术将关于递送的疗法的数据、从患者感测到的信号或装置诊断数据传输到外部编程或监测装置。以此方式，临床医生可以根据需要调整疗法或获得关于患者病状或IMD本身的另外的信息。

发明内容

本公开的技术大体涉及通过IMD对所递送的电刺激脉冲的速率的调制来传送监测变量的数值。根据本文所公开的技术操作的IMD确定监测变量的数值，并且将所述数值隐蔽到表示所述数值的调制的刺激速率间隔的序列。速率监测器检测由调制的刺激速率间隔产生的可兴奋组织的调制的激活速率，并且对检测到的速率进行解调以确定监测变量的数值，而无需通过速率监测器或射频或其它无线传输信号直接检测刺激脉冲来传送数值。在一些实例中，IMD是起搏器，所述起搏器以调制的起搏速率间隔递送心脏起搏脉冲，并且速率监测器是心率监测器。

在一个实例中，本公开提供了一种医疗装置系统，所述医疗装置系统包含具有控制电路的IMD，所述控制电路被配置成确定由IMD根据监测方案监测的变量的数值，并且将所述数值转换为调制的刺激速率间隔的数据序列。所述IMD包含脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成根据调制的刺激速率间隔的所述数据序列递送电刺激脉冲，以产生患者的可兴奋组织的对应于所述调制的刺激速率间隔的调制的激活速率。所述调制的激活速率可由速率监测器检测到以将调制的激活速率解调为监测变量值的所述数值。

在另一个实例中，本公开提供了一种方法，所述方法包含通过IMD确定由所述IMD根据监测方案监测的变量的数值，以及将所述数值转换为包括多个调制的刺激速率间隔的数据序列。所述方法进一步包含通过所述IMD根据调制的刺激速率间隔的所述数据序列递送电刺激脉冲，以产生通过患者的可兴奋组织的对应于所述调制的刺激速率间隔的调制的激活速率。所述调制的激活速率可由速率监测器检测到以将调制的激活速率解调为监测变量的所述数值。

在又另一个实例中，本公开提供了一种非暂时性计算机可读存储介质，其包括一组指令，当由IMD的控制电路执行所述指令时，所述指令使所述装置确定由IMD根据监测方案监测的变量的数值，并且将所述数值转换为调制的刺激速率间隔的数据序列。所述指令进一步使所述IMD根据调制的刺激速率间隔的所述数据序列递送电刺激脉冲，以产生患者的可兴奋组织的对应于所述调制的刺激速率间隔的调制的激活速率。所述调制的激活速率可由速率监测器检测到以将调制的激活速率解调为监测变量的所述数值。

本公开的一个或多个方面的细节在附图和以下描述中阐述。本公开中描述的其它特征、目的和优点将根据描述和附图并且根据权利要求书而显而易见。

附图说明

图1是展示了IMD系统的概念图，所述IMD系统可以用于递送治疗性电刺激脉冲并且调制刺激脉冲的速率以将数据传送到另一个装置。

图2是图1中所示出的心脏内起搏器的概念图。

图3是图2中所示出的起搏器的示例配置的示意图。

图4是图1的心率监测器(HRM)的概念图。

图5是根据一个实例的由图1的起搏器执行的方法的流程图。

图6是展示了以调制的起搏脉冲间隔递送心室起搏脉冲以将数值数据值传送到HRM的定时图。

图7是展示了根据另一个实例的用于传送数值数据值的调制的起搏速率序列的定时图。

图8是根据另一个实例的调制的起搏速率数据序列的定时图。

图9是根据另一个实例的起搏速率调制的定时图。

图10是根据一个实例的可以由心率监测器执行的用于检测心率并且对检测到的心率进行解调以确定数据值的方法的流程图。

图11是根据另一个实例的由图1的系统执行的方法的流程图。

具体实施方式

总体上，本公开描述了一种IMD系统，所述IMD系统被配置成监测装置和/或患者相关的变量，以确定监测变量的数值，并且通过调制通过IMD递送的电刺激脉冲的速率间隔来传送监测变量的数值。以调制的速率间隔递送的每个电刺激脉冲旨在产生被刺激的可兴奋组织的捕获或激活。如本文所使用的，术语“可兴奋组织”是指包括细胞的身体组织，所述细胞可以响应于去极化而在其膜处产生动作电位并且可以沿着所述膜传输脉冲。术语“激活”是指由于由IMD递送电刺激脉冲造成的电去极化或由电去极化引起的随后的机械收缩。可兴奋组织的实例包含骨骼肌、平滑肌、心肌、神经、脊髓和大脑。速率监测器通过检测包括以可兴奋组织的去极化或收缩速率出现的波形的生理信号来检测由刺激脉冲的调制的速率产生的可兴奋组织的去极化或收缩速率。速率监测器由此从生理信号检测可兴奋组织的调制的激活速率，并且对检测到的速率进行解调，从而确定监测变量的数值。

在本文所公开的技术的一些实例中，IMD是起搏器、心脏复律器/除颤器或其它IMD，其能够产生和递送电刺激脉冲作为旨在捕获心脏的心肌或神经的心脏起搏脉冲。心脏起搏脉冲以调制的心脏起搏速率间隔递送，以产生去极化和随后的在调制的速率间隔下的机械收缩。心率监测器可以检测所得调制的心率和解调的检测到的心率，以确定通过IMD监测的患者相关或装置相关变量的数值。

包含调制通过IMD递送的电刺激脉冲的速率的此数据通信技术不需要IMD使用射频(RF)收发器或其它用于传输无线通信信号的专用电路系统来传送数值。进一步地，不需要速率监测器来检测通过IMD递送的电刺激脉冲。速率监测器在不检测实际刺激脉冲或刺激脉冲本身的任何特定特征的情况下，检测被刺激组织的激活速率，例如电去极化或所得机械收缩。例如，速率监测器可以从生理传感器信号检测心率，以对心脏起搏脉冲的调制的速率进行解调，而无需检测心脏起搏脉冲本身。

如本文所使用的，“监测变量”是通过IMD监测或测量的患者或装置相关变量，而不是由IMD、速率监测器或任何其它装置设置或直接控制，作为控制IMD或速率监测器功能的控制参数。例如，监测变量可以包含IMD的剩余电池电压、心脏起搏捕获阈值、心脏起搏向量的电阻抗或作为实例在指定时间段内来自感测到的心脏和起搏心脏事件的总数中的所得心脏起搏频率。与通过IMD编程或自动设置以控制IMD功能的控制参数相反，监测变量不是通过IMD直接设置或控制的。

如本文所使用的“控制参数”是通过IMD编程或设置或调整以控制IMD感测和疗法递送功能的参数。感测控制参数例如用于控制生理信号的感测，例如，如R波或P波等心脏电信号的感测。感测控制参数的实例可以包含但不旨在限于感测阈值、灵敏度、消隐期和不应期。虽然这些控制参数用于控制IMD如何从生理信号感测事件，但是感测到的事件的数量(例如，感测到的R波的数量)可以是通过IMD未直接设置的监测或测量变量。疗法递送或电刺激控制参数的实例可以包含但不旨在限于起搏较低的速率、起搏脉冲幅值和起搏脉冲宽度。这些参数可以直接通过IMD编程、设置或调整。然而，用于设置起搏脉冲幅值的捕获阈值是监测变量的实例，所述监测变量具有数值，并且不通过IMD设置或控制。本文所公开的起搏速率调制技术用于传送监测变量的数值。

如本文所使用的“生理信号”是由传感器(例如，IMD或速率监测器的电、化学、机械或光学传感器)响应于身体组织中的生理变化而产生的信号。如本文所使用的生理信号不指由装置产生并且由另一个装置检测的信号，如电刺激脉冲。生理信号的一个实例是由心脏电感测电路从感测电极接收的信号产生的心脏电信号，并且包含伴随心肌组织的电去极化的去极化信号。生理信号的其它实例包含但不旨在限于，可以由机械或光学传感器感测的搏动信号，并且包含由对应于心动周期或心脏腔室或血管壁运动的周期性变化的血容量的周期性变化而产生的搏动信号。在本文所公开的通信技术中，速率监测器感测生理信号并且确定对应于通过IMD递送的电刺激脉冲的调制的速率间隔的激活速率。在本文所呈现的实例中，速率监测器不直接检测通过IMD递送的电刺激脉冲或对通过IMD递送的实际刺激脉冲的特性或特征进行解调。速率监测器检测由速率监测器的传感器感测到的生理信号的脉动或周期性波形表示的激活速率，例如电去极化或机械收缩。

图1是展示了IMD系统10的概念图，所述IMD系统可以用于递送治疗性电刺激脉冲并且调制刺激脉冲的速率以将数据传送到另一个装置。在图1的说明性实例中，系统10包含示出为心脏内起搏器14的IMD和外部可穿戴心率监测器(HRM)40。起搏器14被配置成将治疗性起搏脉冲递送到心脏8以治疗或预防心律失常。起搏器14被配置成根据编码方案调制起搏速率间隔以不同的速率递送起搏脉冲。如本文所描述的，编码方案可以基于二进制、三进制、四进制或其它基数系统或其它编码方案，其包含用于使心脏以调制的心率跳动的预定起搏速率间隔。HRM 40检测调制的心率并且将心率解调为由起搏器14监测的变量的数值。

如本文所使用的，“治疗性”起搏脉冲包含旨在捕获心脏8以产生起搏诱发的心肌去极化以产生心脏以预期速率收缩或“跳动”的起搏脉冲。作为实例，在不存在以编程的较低起搏速率或高于编程的较低起搏速率感测的固有R波的情况下，起搏器14可以通过以编程的较低起搏速率递送治疗性起搏脉冲来递送心动过缓起搏疗法。速率响应性起搏疗法可以包含以高于编程的较低起搏速率的临时起搏速率递送的治疗性起搏脉冲，以在身体活动期间增加心率。如本文所公开的，以调制的起搏速率间隔递送的每个起搏脉冲可以被认为是“治疗性”起搏脉冲，因为它以起搏脉冲能量递送到心肌组织的生理不应期之外，旨在捕获心脏并引起高于编程的较低起搏速率的心跳，从而防止心搏停止或心动过缓。

例如，可以递送以调制的起搏速率间隔(在本文也被称为“调制的起搏间隔”)递送的起搏脉冲而无需在起搏依赖性患者中暂停心动过缓起搏，因为以调制的脉冲间隔递送的起搏脉冲以编程的较低起搏速率或其它靶向治疗性起搏速率或感测到的固有心率的可接受范围内的速率间隔捕获心脏。例如，如果心动过缓起搏的编程的较低速率为每分钟40到60个脉冲(对应于1.5到1.0秒的脉冲速率间隔)，则用于传送监测变量的数值的调制的起搏速率间隔可以在约1000毫秒到约660毫秒的范围内(对应于每分钟约60到约90个脉冲的超速起搏速率)，作为实例而不旨在限制。由于传送一个或多个监测变量的一个或多个数值所需的调制的起搏速率间隔的数量通常可以在几分钟或甚至一分钟或更短的时间内递送，因此可以在不损害起搏疗法如心动过缓起搏的预期的治疗性益处的情况下递送调制的起搏速率。例如，调制的起搏速率可以占起搏器14在24小时内递送的起搏脉冲总数的约1％或甚至0.1％或更少。

在图1的实例中，起搏器14示出在患者心脏8的右心室(RV)中，用于感测心脏电信号并且递送心脏起搏脉冲。起搏器14可以是适于全部植入心脏腔室内(例如，全部植入RV 4内，全部植入左心室(LV)6内或全部植入右心房(RA)2内)的经导管心脏内起搏器。与皮下植入的起搏器相比，起搏器14的大小可以减小并且所述起搏器的形状可以总体上为圆柱形，以使得能够通过递送导管经静脉植入心脏腔室中。

本文中所公开的技术不限于图1的实例中所示出的起搏器位置并且心脏8内的其它位置是可能的。例如，执行本文所公开的技术的起搏器14可以定位在心脏8中或其上的其它位置处，以递送以电刺激脉冲的速率捕获并调节心脏的电刺激脉冲。起搏器14可以通过起搏器外壳体上的电极递送心脏起搏脉冲，在本文中被称为“基于壳体的电极”。起搏器14可以被配置成使用基于壳体的电极来感测来自RV 4的心脏电信号以检测心室R波以产生心室电描记图(EGM)信号。心脏电信号可以使用还用于向心脏8递送起搏脉冲的基于壳体的电极来感测。

HRM 40可以是能够检测患者的心率并且对心率进行解调以从起搏器14中提取信息的可穿戴装置。HRM 40可以是提供给接收起搏器14的患者的专用心率追踪装置，用于检测和解调调制的心率，以获得由起搏器14监测的变量的数值。在其它实例中，HRM 40可以是可商购获得的智能手表、活动追踪器或其它可穿戴附件，其能够检测患者的心率并且存储和执行用于对检测到的心率进行解调从而提取以调制的心率编码的数据的应用程序。在仍其它实例中，HRM 40可以是可植入装置，例如可植入的用于感测皮下ECG信号的装置，如可从明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力有限公司(Medtronic,Inc.,Minneapolis MN)获得的Reveal

可插入心脏监测系统。如下文所描述的，HRM 40可以检测调制的心率并且对心率进行解调，以确定由起搏器14监测的一个或多个患者相关和/或装置相关变量的数值。HRM 40可以对监测变量的数值提供多种响应，如生成数据可用于查看的患者通知，生成数值超出正常范围的警报，生成可以包含监测变量的历史值的数值的显示，基于数值生成监测变量的状态的通知和/或将数值传输到另一个装置。

HRM 40可以能够与外部装置50进行双向无线通信，以将从检测到的心率解调的数据传输到外部装置50。外部装置50可以是家用医疗监测器、智能电话或其它手持装置、个人计算机或其它装置，其可以由非卧床患者使用或者在患者家中的固定位置或其它位置处使用，用于从HRM 40无线检索数据。外部装置50被示出具有与HRM 40建立的无线通信链路42。通信链路42可以使用如

Wi-Fi、医疗植入通信服务(MICS)或其它通信带宽的射频(RF)链路来建立。在一些实例中，HRM 40和外部装置50是

启用装置，以允许通过HRM 40从检测到的心率中提取的数据在

连接可用的任何时间传输到外部装置50或基于云的存储。在一个实例中，外部装置50可以是可从美国明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力有限公司商购获得的MYCARELINK^TM患者监测器。

HRM 40和/或外部装置50可以将数值或从检测到的心率解调的数值的状态指示符显示给患者或其它用户以查看，从而使患者或其它用户能够根据需要采取任何纠正措施。通知或警报可以由HRM 40启动，以直接显示或通过外部装置50显示给患者。提供了对由起搏器14监测或测量的患者相关或装置相关变量的可访问性，而无需起搏器14执行无线射频传输。通过使通信过程节能(不需要向RF发射器供电)，改善起搏器14通过外部装置将数据传送给患者或临床医生的操作。当HRM 40正在检测患者的心率时，可以贯穿一小时、一天、一周等多次从起搏器14获得监测参数的数值。HRM可以启动患者警报或通知，而没有时间限制或等待来自其它装置的询问命令。在不依赖患者或用户与系统10交互的情况下传送数据时，例如通过手动启动通信会话，可以以较高的依从速率从起搏器14获得数据。

可设想到，HRM和/或外部装置50可以通过包含收发器和天线的遥测电路或通过用于将数据传送到集中式数据库或计算机的硬连线通信线路有线或无线地连接到通信网络以允许对患者进行远程管理。包含远程患者数据库的远程患者管理系统可以被配置成接收由HRM 40确定的数据和信息，以使临床医生能够查看由起搏器14通过心率调制传送的数据。

尽管在系统10中示出了起搏器14和可穿戴HRM 40，但是可设想到，其它类型的可植入电刺激装置可以递送治疗性单个脉冲或单个脉冲序列，例如用于肌肉刺激或疼痛控制的高频脉冲序列，由速率间隔分隔。可植入电刺激装置可以被配置成确定与患者或装置状况相关的监测变量数据值，并且将数值数据值转换为调制的速率间隔的序列(在单个刺激脉冲之间或在高频脉冲序列之间)。可以是可穿戴或可植入监测器的速率监测器可以被配置成检测信号，所述信号包含以调制的速率发生的所得诱发的响应或受刺激的肌肉或神经组织的激活。速率检测装置可以例如根据神经信号、肌电图信号或机械传感器信号来确定诱发的响应或激活的速率，并且对所述速率进行解调以确定装置相关或患者相关变量的数值。在一些实例中，HRM 40监测器可以仅配置用于监测，但在其它实例中，可以包含疗法递送功能。例如，被配置成解调检测到的心率的HRM可以是起搏器、可植入心脏复律除颤器、神经刺激器或能够检测由IMD的调制的刺激速率产生的激活速率并且递送疗法(如电刺激疗法、药物递送或其它疗法)的其它医疗装置。

图2是图1中所示出的心脏内起搏器14的概念图。起搏器14包含在起搏器14的壳体15上间隔开的无引线电极20和22，以用于感测心脏电信号和递送起搏脉冲。电极22被示出为从起搏器14的远端24延伸的尖端电极，并且电极20被示出为沿壳体15的侧壁的中间部分(例如邻近近端26)的环形电极。电极20可外接从远端24延伸到近端26的壳体15的侧壁的一部分。远端24被称为“远侧”，因为当起搏器14穿过递送工具(如导管)前进并且紧靠目标起搏部位放置时，它预期为前端。

电极20和22形成用于双极心脏起搏和心脏电信号感测的阳极和阴极对。在替代性实施例中，起搏器14可以包含沿起搏器壳体15暴露的用于将电刺激递送到心脏8并感测心脏电信号的两个或更多个环状电极、两个尖端电极和/或其它类型的电极。电极20和22可定位在沿起搏器14的除所示位置之外的位置。电极20和22可为但不限于钛、铂、铱或其合金，并且可包含低极化涂层，如氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑等。

壳体15由生物相容性材料(如不锈钢或钛合金)形成。在一些实例中，壳体15可包含绝缘涂层。绝缘涂层的实例包含聚对二甲苯、氨基甲酸酯、PEEK或聚酰亚胺等。壳体15的整体可为绝缘的，但是仅电极20和22为不绝缘的。电极22可以充当阴极电极并通过跨越壳体15的电馈通耦接到被壳体15包围的内部电路系统，例如起搏脉冲发生器和心脏电信号感测电路系统。电极20可以形成为壳体15的限定如图2中总体上示出的与壳体150的其它部分电隔离的环状电极的导电部分。在其它实例中，代替提供如阳极电极20的局部环形电极，壳体15的整个外围可用作与尖端电极22电隔离的电极。由壳体15的导电部分限定的电极20在起搏和感测期间用作返回阳极。

壳体15包含容纳如下文结合图3所描述的用于感测心脏信号、产生起搏脉冲并控制起搏器14的疗法递送和其它功能的电子器件的控制电子器件子组合件18。壳体15进一步包含向控制电子器件子组合件18提供电力的电池子组合件16。

起搏器14可以包含一组固定齿28以例如通过与心室心内膜主动接合和/或与心室骨小梁相互作用来将起搏器14固定到患者组织。固定齿28被配置成将起搏器14锚定以将电极22定位在可操作地接近目标组织的位置，以递送治疗性电刺激脉冲。可以采用多种类型的主动和/或被动固定构件来将起搏器14锚定或稳定在植入定位中。起搏器14可以包含如在共同转让的美国专利第9,775,982号(Grubac等人)中公开的一组固定齿。

起搏器14可以任选地包含递送工具接口30。递送工具接口30可以定位于起搏器14的近端26处，并且被配置成连接到递送装置(如导管)，所述递送装置用于在植入程序期间例如在LV内将起搏器14定位在植入位置。

图3是图1中所示出的起搏器14的示例配置的示意图。起搏器14包含脉冲发生器202、心脏电信号感测电路204(在本文中也被称为“感测电路204”)、控制电路206、存储器210、遥测电路208和电源214。图3中所表示的各个电路可以组合在一个或多个集成电路板上，所述一个或多个集成电路板包含：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、专用或成组)和存储器、组合逻辑电路、状态机或其它提供所描述的功能的合适的组件。

心脏电信号感测电路204被配置成通过预滤波器和放大器电路220经由电极20和22接收心脏电信号。预滤波器和放大器电路可以包含用于去除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。预滤波器和放大器电路220可以进一步包含放大器以放大传递到模数转换器(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，以用于检测心脏事件和确定患者的心律。来自ADC 226的数字信号可以传递到整流器和放大器电路222，所述电路可以包含整流器、带通滤波器和放大器，用于将经滤波和经整流的心脏电信号传递到心脏事件检测器224。

心脏事件检测器224可以包含感测放大器或将输入的经整流的心脏电信号与可以是自动调整阈值的R波检测阈值幅值进行比较的其它检测电路系统。当输入信号越过R波检测阈值时，心脏事件检测器224产生传递到控制电路206的R波感测事件信号。从心脏事件检测器224传递到控制电路206的R波感测事件信号可以用于通过起搏定时电路242调度心室起搏脉冲，确定心室速率间隔或RR间隔(在两个连续接收到的R波感测事件信号之间)。控制电路206可以从RR间隔确定固有心率。

控制电路206包含起搏定时电路242和处理器244。控制电路206可以从感测电路204接收R波感测事件信号和/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，R波感测事件信号可被传递到起搏定时电路242，以用于抑制调度的心室起搏脉冲。起搏定时电路242(或处理器244)可以从心脏事件检测器224接收R波感测事件信号，以用于控制由脉冲发生器202递送的起搏脉冲的定时并且当起搏器14未递送起搏脉冲时确定固有心率。

控制电路206可以检索可编程起搏控制参数，如起搏脉冲幅值和起搏脉冲宽度，所述可编程起搏控制参数被传递到脉冲发生器202以用于控制来自存储器210的起搏脉冲递送。除了向起搏定时电路242和脉冲发生器202提供控制信号以控制起搏脉冲递送之外，控制电路206还可向感测电路204提供感测控制信号(例如，R波感测阈值、灵敏度和/或各种消隐和不应期间隔施加到心脏电信号上)。

脉冲发生器202生成通过阴极电极22和返回阳极电极20递送到患者的心脏的RV的电起搏脉冲。脉冲发生器202可以包含充电电路230、开关电路232和输出电路234。充电电路230可以包含保持电容器，所述保持电容器可以在电压调节器的控制下以电源214的电池电压信号的倍数被充电到起搏脉冲幅值。起搏脉冲幅值可以基于来自控制电路206的控制信号设置。开关电路232可以控制何时充电电路230的保持电容器耦接到输出电路234以用于递送起搏脉冲。例如，开关电路232可以包含在起搏间隔到期时由从起搏定时电路242接收的定时信号激活并且在经过编程的起搏脉冲宽度内保持闭合以使得充电电路230的保持电容器能够放电的开关。在编程的起搏脉冲持续时间内，预先充电到起搏脉冲电压幅值的保持电容器通过输出电路234的输出电容器在电极20和22之间放电。在美国专利第5,507,782号(Kieval等人)中以及在共同转让的美国专利第8,532,785号中总体上公开的起搏电路系统的实例可以在起搏器14中被实施，以用于在控制电路206的控制下将起搏电容器充电到预定起搏脉冲幅值，从而生成并递送起搏脉冲。

起搏器14可以包含用于产生生理信号的传感器212，所述生理信号被控制电路206用于监测患者相关变量。例如，传感器212可以包含如加速度计等运动传感器，用于检测心脏的运动和/或由患者身体活动引起的运动。另外或可替代地，传感器212可以包含压力传感器、光学传感器、声学传感器、温度传感器、pH传感器或其任何组合。控制电路206可以根据监测方案根据从传感器212接收的信号中得出患者状况的数值。

控制电路206被配置成监测一个或多个患者相关和/或装置相关变量。作为实例，可以由控制电路206监测的变量为电源214的电池电压、起搏电极阻抗、通过执行起搏捕获阈值测试确定的起搏捕获阈值、从所有起搏和感测事件中递送的起搏脉冲的百分比、检测到的室性早搏(PVC)的数量或PVC的运行的数量、房性心律失常发作或房性心律失常负荷的数量、以速率响应速率起搏的时间百分比、以编程的较低速率起搏的时间百分比、静息身体活动水平的时间百分比、血氧饱和度或血压。控制电路206可以通过根据存储在存储器210中的预定时间表或方案来检测或确定变量的数值来监测变量。监测的装置相关变量的数值可以由起搏器14中包含的电路系统确定，例如，用于测量电源214中包含的电池的电压。可以使用来自传感器212或心脏电信号感测电路204的信号来确定监测的患者相关变量的数值，例如，用于确定血氧饱和度、血压、心脏阻抗、起搏捕获阈值或其它患者相关变量。认识到的是，起搏器14可以在每周、每天、每小时或较高或较低频率的基础上或在触发的基础上监测多种类型的变量。本文所公开的用于通过起搏速率间隔调制来传送监测变量的数值的方法不限于任何特定类型的监测变量。

控制电路206被配置成将监测变量的数值转换为调制的起搏速率间隔的数据序列。在一些实例中，调制的起搏速率间隔可以对应于零和一的二进制序列。例如，通过将数值变量值的二进制表示中的所有零转换为第一起搏间隔，并且将序列中的所有一转换为第二不同的起搏间隔，可以将监测变量数值的二进制表示转换为调制的起搏速率间隔数据序列。例如，对于序列中的每个零，可以将起搏脉冲间隔设置为700毫秒。对于序列中的每个一，可以将起搏脉冲间隔设置为800毫秒。当使用三进制编码方案时，可以使用三个脉冲间隔，例如700、750和800毫秒。四个脉冲间隔(例如700、750、800和800毫秒间隔)可以用于将监测变量的数值转换为表示四进制值的起搏间隔的序列等。当使用较高的基数系统将可变数值转换为调制的起搏间隔时，可能需要较少的调制的起搏间隔来对调制的起搏间隔的序列中的数值进行编码。例如，与二进制编码方案相比，四进制编码方案可能需要一半数量的调制的起搏间隔来对监测变量的数值进行编码。

在其它实例中，控制电路206通过将调制的起搏速率间隔设置为固定起搏间隔(间隔数量等于数值的数字)，来将监测变量的数值转换为调制的起搏速率间隔。例如，如果数值的数字是6，则起搏速率间隔设置为固定速率间隔，持续6个起搏周期，以传送“6”的数值。可以递送多个起搏速率间隔的集合用于传送多数字数值，其中每个集合的起搏速率间隔的数量等于多数字数值的一个数字的值。

控制电路206通过控制起搏定时电路242根据调制的起搏速率间隔来设置定时器或控制信号，来建立表示监测变量的数值的调制的起搏速率间隔的序列。根据调制的起搏速率间隔序列，脉冲发生器206通过产生和递送治疗性起搏脉冲来响应从起搏定时电路242接收的信号，例如，具有捕获心肌组织以产生起搏诱发去极化的起搏脉冲幅值和脉冲宽度。在各个实例中，调制的起搏速率间隔序列可以包含报头，所述报头包含以一个或多个间隔递送的一个或多个起搏脉冲，所述一个或多个起搏脉冲指示随后的脉冲正以调制的脉冲间隔被递送以传送一个或多个监测的数据值。可以将调制的起搏速率间隔序列重复一次或多次，以增加HRM40成功检测和对调制的心率进行解调的可能性。下文描述了调制的起搏速率间隔的序列和相关联技术的其它实例。

存储器210可以包含计算机可读指令，所述计算机可读指令在由控制电路206的处理器244执行时使控制电路206执行在整个本公开中归属于起搏器14的各种功能。计算机可读指令可以被编码在存储器210内。存储器210可以包含任何非暂时性计算机可读存储介质，包含任何易失性、非易失性、磁性、光学或电介质，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)、闪存存储器或其它数字介质。根据本文所公开的技术，存储器210可以存储由控制电路206用于控制通过脉冲发生器202递送起搏脉冲的定时间期和其它数据。

电源214可以与图2中所示的电池子组合件16相对应并且根据需要向起搏器14的其它电路和组件中的每一个提供电力。电源214可以包含一个或多个储能装置，如一个或多个可再充电或不可再充电电池。为了清楚起见，电源214与其它起搏器电路和组件之间的连接未在图3中示出，但是应从图3的总体框图理解。例如，电源214可以向充电电路230提供电力以用于根据需要将保持电容器充电到起搏电压幅值，向开关232和包含在脉冲发生器202中的其它电路系统提供电流以生成并递送起搏脉冲。电源214还根据需要向遥测电路208、感测电路204和传感器212以及存储器210提供电力。

起搏器14可以任选地具有遥测电路208，所述遥测电路包含用于例如通过与外部编程器或家庭监测器的射频(RF)通信链路传输和接收数据的收发器209和天线211。例如，遥测电路208可以用于传输大量数据并用于接收用于设置可编程起搏和心脏感测参数的编程命令。例如，当外部装置50是用于将编程命令传输到起搏器14并从起搏器14检索数据的编程器或家庭监测器时，遥测电路208可以能够与外部装置50(图1)进行双向通信。心脏电信号、描绘心脏事件感测和起搏的定时的标记通道数据、当前编程的参数或其它数据可以由遥测电路208传输到外部装置50。用于控制心脏电信号感测和心脏起搏的可编程控制参数和编程命令可以由遥测电路208接收并存储在存储器210中以供控制电路206访问。

本文中归属于起搏器14的功能可以体现为一个或多个处理器、控制器、硬件、固件、软件或其任何组合。将不同特征描绘为特定电路系统旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示必须通过单独的硬件、固件或软件组件或通过任何特定的电路架构来实现此类功能。而是，与本文所描述的一个或多个电路相关联的功能可以通过单独的硬件、固件或软件组件来执行，或者集成在通用硬件、固件或软件组件内。例如，由起搏器14执行的起搏速率调制操作可以在控制电路206中实施，所述控制电路执行存储在存储器210中的指令以控制脉冲发生器202。

如本文所公开的，包含在起搏器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特定形式的硬件、固件和软件。据信软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由起搏器14中采用的特定系统架构以及由起搏器14采用的特定感测和疗法递送电路系统来确定。给定本文的公开内容，提供软件、硬件和/或固件以在任何调制解调器IMD的背景下完成所描述的功能在本领域技术人员的能力范围内。结合图3描述的用于执行心脏起搏速率调制以传送监测变量的值的功能和组件通常可以包含在任何IMD或可穿戴医疗装置中，所述任何IMD或可穿戴医疗装置被配置成提供电刺激疗法，从而以调制的速率产生可兴奋组织的去极化或激活。

图4是根据一个实例的图1的HRM 40的概念图。HRM 40可以采用多种形式，但通常是可植入或可穿戴装置，其配备有用于产生具有与心率相关的频率的脉动信号的传感器以及用于从信号检测心率并且将检测到的心率解调为由起搏器14监测的变量的数值的处理器。在图1的实例中，HRM 40被示出为智能手表但可以被配置为可穿戴的带、皮带或贴片，如胸带、臂带或腕带、头带或其它可穿戴装置如耳塞。HRM 40可以包含心率传感器102、处理器104、存储器106、通信电路108、警报电路110、电源112、显示器114和用户接口116。在其它实例中，HRM 40可以是不包含显示器114和用户接口116但能够监测心率并且通过通信电路108通过

或其它RF无线通信传输从心率解调的数据值的皮下可植入装置。如先前所指示的，可以包含在所公开的系统中的可植入HRM的实例是可从明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力有限公司获得的Reveal

可插入心脏监测器。在仍其它实例中，HRM可以是可植入或可穿戴医疗装置，其除了具有能够检测由另一个医疗装置产生和递送的电刺激脉冲产生的去极化或收缩速率的能力之外，还具有疗法递送能力。此类装置可以包含起搏器、可植入心脏复律除颤器、神经刺激器、药物递送泵等。尽管在图4中未示出疗法递送电路或模块，但是应当理解，归因于HRM 40的功能可以被包含在具有除图4中所示出的组件之外的另外组件的医疗装置中，这些组件可以包含用于产生或递送疗法的电路系统和组件。

电源112根据需要向HRM 40的处理器104、心率传感器102和其它电路供电。电源112可以包含一个或多个可再充电或不可再充电电池。心率传感器102可以包含用于接收由患者心脏产生的电信号的电极，以及用于感测伴随着心室去极化的R波以检测心跳的电路系统。在其它实例中，心率传感器102包含用于使用光电容积描记法(PPG)确定心率的光学传感器和电路系统，用于从周期性组织阻抗变化中检测心率的生物阻抗传感器或另一个能够产生与患者的心率相关的搏动信号的传感器。

处理器104根据从心率传感器102接收的信号确定患者的心率。处理器104可以通过以下确定心率：在预定的或可变的时间间隔内检测和计数脉动信号的各个脉冲，对脉动信号的连续的各个脉冲之间的间隔进行定时，在预定的时间间隔内执行快速傅立叶变换(FFT)来确定脉动信号的频率或用于从心率传感器信号检测患者的心率的其它技术。处理器104可以执行存储在存储器106中的指令，所述指令用于确定心率并且用于对心率间隔进行解调，以确定通过心率调制从起搏器14传送的监测的可变数据值的数值。HRM 40可以被配置成连续地、在一天中的指定时间、以规则调度的时间间隔或根据可以为给定患者定制的预定监测方案监测用户的心率。可以在每次确定心率来检测一个或多个心率间隔时将应用程序存储在存储器106中，以供处理器104执行，所述一个或多个心率间隔已知包含在编码方案中，用于建立调制的起搏速率间隔的序列。

处理器104可以通过对心率间隔进行解调来确定对应于相应数量的监测变量的一个或多个数值，并且可以在显示器114上向用户显示通知以通知用户新数据可供查看。在一些实例中，处理器104可以通过通信电路108将所确定的数值传输到另一个装置，如外部装置50或另一个可植入或可穿戴医疗装置。通信电路108包含用于传输和接收射频信号的无线收发器。例如，通信电路108可以是用于从外部装置50传输和接收数据的

启用装置。以此方式，起搏器14可以仅使用调制的起搏速率间隔将装置相关和/或患者相关变量的数值传送到HRM 40，而无需起搏器14进行无线射频通信传输以及相关联的功耗，并且无需中断心脏起搏。

在一些实例中，处理器104可以将确定的数值数据值与阈值或范围进行比较，并且通过警报电路110生成警报或通知，以通知用户监测变量的对应状态，例如在正常范围内或在正常范围外。当监测变量值在正常范围外时，可能会警告用户，并且可能建议其联系他/她的医师或寻求医疗救助。警报电路110可以生成振动或可听音来警告用户，和/或可以通过显示器114生成视觉显示，通知用户根据调制的心率间隔确定的数值数据值在正常范围外。在其它实例中，基于数值数据值生成的警报可以是起搏器14(或执行电刺激速率调制的其它IMD)正在改变疗法递送模式、停止疗法递送、执行临时操作或其它状态指示符的指示。警报可以被传输到另一个医疗装置，所述另一个医疗装置可以通过通知临床医生或改变医疗装置系统10中其自身的疗法递送和/或监测功能来响应所述警报。

HRM 40可以包含用户接口116，所述用户接口可以包含触摸屏、按钮、语音响应或其它接口或其组合，以使用户能够设置控制HRM 40的通知和警报或其它功能的用户可选择的设置。用户接口116和显示器114可以被配置成使用户能够选择监测变量并且以表格或图形格式显示监测变量的当前和/或历史数值。例如，用户可以选择每次有新数据时、每天一次或其它选择的频率由HRM 40通知。在其它实例中，仅当数值在正常范围外时，用户才可以选择由HRM 40通知。在其它时间，用户可以选择禁用与从调制的心率得出的数据值相关的患者通知，并且仅允许将监测变量的数值传输到另一个医疗装置，例如，外部装置50、另一个可植入或可穿戴疗法递送装置、临床医生的计算机、电话或其它装置或中央患者管理数据库等。

图5是根据一个实例的由起搏器14执行的方法的流程图300。最初，起搏器14可以在框301处以正常起搏模式操作，根据编程的疗法控制参数递送起搏疗法，而无需调制起搏速率间隔。在框302处，控制电路206确定通过心率调制要传送的监测变量的数值。所述数值可以根据监测方案确定，例如每小时一次、每天一次、每周一次或以更长、更短或可变的时间间隔一次。如上文所描述的，可以在框302处确定的数值可以与装置诊断和/或患者相关变量相关。起搏器14可以通过心率调制来传送的数值的各个实例包含但不旨在限于起搏器电池电压；在给定时间段内，所有起搏和感测事件中起搏事件的百分比；阻抗测量和起搏捕获阈值。可以通过心率调制传送的数值通常可以包含任何数值，所述任何数值可以转换为二进制、三进制、四进制或其它基数系统中的单位或多位字或根据起搏间隔的数量(等于以10为基数的数系统中数值的数字)表示。在一些情况下，如果数据值不能作为单个多位字传送，则数据值可以被转换为多个字节。在其它实例中，数据值可以被转换为多个起搏间隔的集合，每个起搏间隔表示限定范围(例如，0-9之间)之间的数字的数值。

在方框304处，控制电路206将每个数值转换为调制的起搏间隔的序列。在一些实例中，数值在二进制数系统中确定，其中一个预定起搏间隔表示二进制数字“0”，并且另一个预定起搏间隔表示二进制数字“1”。表示二进制数字“1”的第二起搏速率间隔不同于表示二进制数字“0”的第一起搏速率间隔，并且可通过心率检测技术和HRM 40的分辨率与第一起搏速率间隔区分开。由IMD系统(例如，图1中的系统10)建立的用于表示二进制“0”和“1”的起搏速率间隔可以被选择为不同于对应于可用可编程起搏速率的起搏间隔的起搏速率间隔或至少不同于对应于通常编程的起搏速率的一个或多个起搏间隔。例如，通常每分钟60个脉冲是编程的较低起搏速率，并且对应于1000毫秒的起搏间隔。为在使用二进制编码方案的数据通信的速率调制中使用而建立的起搏间隔可以避免1000毫秒间隔。在一个实例中，可以将700毫秒的起搏间隔(对应于每分钟约86个脉冲的起搏速率)指定为二进制“1”并且将800毫秒的起搏间隔(对应于每分钟75个脉冲的起搏速率)指定为二进制“0”。在一些实例中，表示二进制“0”和二进制“1”的所选择的起搏间隔可以是不在起搏器14中编程为预期疗法起搏速率的保留间隔。

在其它实例中，可以使用三进制编码方案，其中将监测变量的数值从第一基数系统(例如，二进制或基数10的数值)转换为三进制数系统，然后转换为表示三进制数系统中数值的起搏速率间隔的序列，其中三个不同的起搏速率间隔中的每一个表示监测变量的三进制值中的每个数字的相应“0”、“1”或“2”。因此，在一些实例中，控制电路206可以被配置成将在一个数系统(例如，二进制或基数10)中确定的监测变量的数值转换为不同的基数系统(例如，三进制或四进制)，然后将转换的数值的每个数字或位转换为对应的预定起搏速率间隔。

可以选择对应于数值的数字的每个可能值的所选择的起搏间隔，并且将其彼此隔开，使得根据治疗性起搏方案，两个起搏间隔之间的逐心跳变化被HRM清楚地识别为通信间隔，这与心率的生理变化或起搏速率的正常变化相反。例如，与仅包含两个指定速率(在二进制值的情况下)的一系列心跳相反，其中仅在这两个指定速率之间发生速率变化，预期正常的起搏速率变化将逐渐增加、逐渐降低或保持稳定。

在一个说明性实例中，要由起搏器14传送的数值是起搏器电池电压。在一个实例中，电源214的电池电压的正常范围可以是2.56V到3.2V，其中64个可能的电压值达到百分位。可以将每个可能的电压值确定为唯一的六位二进制值，如下表I所列出的。

表I.具有转换的起搏脉冲间隔序列的正常电池电压值和对应的六位二进制值。

在确定电池电压值为六位二进制值之后，二进制值被转换为起搏速率间隔序列，如表I所示出的，其中每个间隔表示数字“0”或数字“1”。如此，在框304处，在所选择的基数系统中确定监测变量的数值之后，所述数值被转换为调制的起搏间隔的序列，其中序列中的每个间隔对应于所选择的基数系统中数字的一个可能值。控制电路206可以在框306处建立调制的起搏速率序列，所述调制的起搏速率序列包含表示数值的起搏速率间隔，并且可以包含其它信息。如下文所描述的，除了表示要传送的一个或多个监测变量的每个数值的调制的起搏间隔之外，调制的起搏速率序列还可以包含表示报头、页脚和错误检测码的调制的起搏速率间隔。在其它实例中，调制的起搏速率间隔可以包含指示起搏器14的操作状态的调制的起搏速率间隔的序列，如疗法模式状态、患者状态或可以由预定的调制的起搏速率间隔的序列表示的其它分类数据。在框308处，控制电路206等待时间以传输调制的起搏序列。在一些实例中，只要固有心率或当前递送的疗法速率小于包含在调制的起搏序列中的最低起搏速率，就可以不延迟地递送调制的起搏序列。调制的起搏序列超速使心脏起搏，以控制HRM 40检测到的心率。

在一些情况下，控制电路206可以将基于从感测电路204接收的感测事件信号确定的固有心率和与调制的起搏序列相关联的最低心率进行比较。如果固有心率快于与调制的起搏序列相关联的最低心率，则控制电路206在框308处等待，直到固有心率下降到小于包含在调制的起搏序列中的最低调制的起搏速率的速率为止。例如，可以根据从感测电路204接收的R波感测事件信号来确定RR间隔(RRI)。RRI是由感测电路204感测到的两个连续接收的R波之间的时间间隔。在框310处启动调制的起搏速率序列之前，控制电路206可以等待比最长调制的起搏速率间隔大预定安全间隔或百分比的阈值数量的连续RRI的被检测到。

在其它实例中，控制电路206可以等待一天中的预定时间以启动调制的起搏速率序列。可以对HRM 40进行编程或设置，以在一天的指定时间检测患者的心率。起搏器14和HRM 40可以通过对起搏器14进行编程来同步以进行数据通信，以在一天中的指定时间或HRM 40被调度为检测心率的指定时间间隔递送调制的起搏速率序列。起搏器14可以被编程为在短时间延迟处开始调制的起搏速率序列，以确保HRM 40在递送调制的起搏速率序列时操作以检测心率。

在一些情况下，一天中的调度时间可以是晚上或预期患者要入睡时。以此方式，预期固有心率将小于最低调制的起搏速率，并且由于递送调制的起搏速率序列所需的超速起搏，患者可能不太可能感知到心率波动或任何症状。当起搏器14包含加速度计或其它类型的患者身体活动传感器时，控制电路80可以检测一天中的时间和/或检测低患者活动水平，这对应于不活动或休息。可以在预期患者要休息的任何时间递送调制的起搏速率序列。

在一些实例中，控制电路206可以被配置成从患者身体活动传感器(例如，图3中的传感器212)确定传感器指示的起搏速率，以提供根据患者身体活动水平自动调整起搏速率的速率响应起搏。在框308处，控制电路206可以验证传感器指示的起搏速率处于编程的较低速率(对应于休息)或至少小于包含在调制的起搏序列中的最低起搏速率。如果传感器指示的起搏速率大于包含在调制的起搏速率序列中的最低起搏速率，则控制电路206等待传感器指示的起搏速率降低，然后在框310处递送调制的起搏速率序列。

在一些情况下，起搏器14可以被配置成检测快速性心律失常，例如心动过速或纤颤，并且可以递送抗快速性心律失常起搏疗法(ATP)。如果正在检测快速性心律失常和/或正在递送ATP或其它疗法以终止快速性心律失常，则控制电路206在框308处等待心律返回到正常窦性心律或起搏节律，所述起搏节律处于小于包含在调制的起搏速率序列中的最低起搏速率的速率。因此，控制电路206可以被配置成在框308处应用一个或多个要求，如一天中的时间、患者活动水平、传感器指示的起搏速率、固有心率、心律或其任何组合，用于确定生成调制的起搏序列以通过调制的起搏心率传输一个或多个监测变量值的适当时间。

当到了递送调制的起搏速率序列的时间时，在框310处，控制电路206控制脉冲发生器202根据调制的起搏速率间隔的序列来调度和递送心脏起搏脉冲。在完成递送用于传送一个或多个监测变量的一个或多个数值的调制的起搏速率序列后，在框312处脉冲发生器202返回到非调制的起搏。在递送调制的起搏速率间隔的序列之后的第一非调制的起搏间隔可以等于调制的起搏序列之前的最后一个非调制的起搏间隔。在其它实例中，由于在调制的起搏序列之前的最后一个非调制的起搏间隔，可以调整返回到框312处的非调制的起搏间隔。例如，起搏器14可以已经更新了传感器指示的起搏速率，以提供速率响应的起搏，并且根据设置为提供速率响应的起搏的非调制的间隔，在调制的起搏序列之后递送第一起搏脉冲。通常，通过以速率平滑间隔来递送第一非调制的起搏间隔，可以避免心率的突然变化，所述速率平滑间隔与序列的结束调制的起搏间隔在阈值差异内。认识到的是，在一些情况下，在框312处返回到非调制的起搏可能会导致心脏感测发作，而无需基于编程的起搏疗法控制参数的起搏递送。

在框314处，控制电路206可以确定应当重复调制的起搏速率序列。在一些实例中，调制的起搏速率序列被重复多次，例如可以分布在二十四小时内，以增加HRM 40检测和对调制的心率进行正确解调的可能性。在其它实例中，如果在第一递送序列的递送期间发生固有感测事件，则可以重复调制的起搏速率序列。固有心率可能会自发增加，过早收缩可能会发生或者非心脏噪声可能会被感测电路204过度感测到(并且由HRM 40过度感测到，这取决于HRM 40采用的心率传感器)。当控制电路206从感测电路204接收到一个或多个感测事件信号时，控制电路206可以确定应当重复调制的起搏速率序列。

当控制电路206确定应当重复调制的起搏速率序列时，控制电路206返回到框308以等待适当的时间来重复调制的起搏速率序列，所述调制的起搏速率序列可以被重复一次或多次。当不需要调制的起搏速率序列的进一步重复时，控制电路206返回到框302，以继续监测一个或多个变量，并且确定要通过起搏速率调制传送的下一个一个或多个数值。

可设想到，当数值数据值高于或低于给定阈值或在给定范围外时，可以将由起搏器14监测的一些装置相关和/或患者相关变量仅传送到HRM 40。例如，电源214的电池电压可以由控制电路206监测。可以建立可选的替换电池电压。基于疗法递送需求，可选的替换电池电压可以是与电源214的有限的剩余功能寿命相关联的电压水平，例如三个月。仅当数值在预定范围内(等于或小于可选的替换电池电压)时，才可以通过起搏速率调制来传送电池电压的数值。在此实例中，电池电压可以周期性地确定，例如每天一次，但是数值电池电压值的指示可以不包含在调制的起搏速率序列中，除非它已达到相对于可选的替换电池电压的阈值或低于可选的替换电池电压。在其它实例中，可以建立调制的起搏速率序列，所述调制的起搏速率序列指示电池电压等于或小于可选的替换电池电压，并且实际上是由HRM40检测到的数据标志或警告。

如此，起搏器14可以被配置成监测多个装置相关和/或患者相关变量，并且控制电路206可以被配置成确定哪些数据值要被传送到HRM 40。一些数据值(例如，落入正常范围或预期范围内的数据值)可能不会在每次确定它们时都被传送。在一些实例中，仅当在正常范围外或表示与先前数据值的阈值变化时，才可以通过起搏心率调制来传送针对特定监测变量的数字数据值。在其它实例中，当在正常范围内时，数值数据值可以相对不频繁地被传送，例如每周一次，并且当数值数据值接近或在正常范围外时，以增加的频率被传送，例如每天一次。作为实例，可以将在框302处确定的不需要传送到HRM 40的数据值存储在起搏器存储器210中，以用于稍后的传送，与将来的测量进行比较以检测趋势或者用于在与外部装置50的询问会话期间进行射频传输。

图6是展示了以调制的起搏脉冲间隔404和406通过起搏器14递送心室起搏脉冲402以将数值数据值传送到HRM的定时图400。在所示的实例中，起搏脉冲402根据调制的起搏脉冲间隔的序列来递送，所述调制的起搏脉冲间隔包含二进制编码方案中对应于数字“0”的相对较短的起搏脉冲间隔404和对应于数字“1”的相对较长的起搏脉冲间隔406。在此实例中，HRM被配置成检测以调制的速率间隔发生的一系列心跳并且对速率间隔进行解调以生成二进制值000110。HRM可以将二进制值转换为对应的数值基值10。在表I的电池电压的实例中，可以将000110的数字信号转换为电池电压值2.62V。HRM可以生成数值的显示和/或将数值传输到另一个装置，如图1中所示的外部装置50。在其它实例中，HRM 40可以将数值与警报阈值进行比较。只要数值在正常范围内，HRM 40可能不会采取任何措施。然而，如果数据值在警报范围内，则HRM 40可以通过产生可视和/或可听警报来生成通知。在HRM 40包含疗法递送能力例如起搏器、ICD、神经刺激器的实例中，HRM可以通过开始、停止或调整疗法对数值做出响应，以应对由起搏器14递送的疗法的任何变化。例如，如果电池电压指示起搏器电源的服务终止电压，则检测调制的速率间隔的HRM可以启动起搏或其它疗法递送功能以替换不再由起搏器14递送的疗法。

否则，以调制的起搏速率间隔404和406递送的起搏脉冲402与根据起搏疗法递送的起搏脉冲相同。例如，每个心室起搏脉冲402的起搏脉冲电压幅值、脉冲宽度、极性、脉冲形状和其它特性可以在正常起搏疗法递送与起搏速率调制之间保持恒定，以传送数值数据值。在一些实例中，根据调制方案，在数据传送期间唯一改变的起搏控制参数是起搏脉冲间隔，因此是起搏速率。因此，图6中所示的每个起搏脉冲402，包含作为在调制的间隔404和406之前递送的最后一个起搏脉冲的第一个、最左边的起搏脉冲，可以根据相同的起搏脉冲幅值、脉冲宽度、极性和脉冲形状或波形控制参数被递送。

图7是展示了根据另一个实例的用于传送数据的调制的起搏速率序列410的定时图。在起搏速率序列410中，可以在表示数值数据值的调制的起搏周期之前递送包含以一个或多个预定义起搏间隔414传送的一个或多个起搏脉冲的报头412。报头412是由HRM 40识别的一个或多个起搏速率间隔的预定义序列，作为后续心率间隔含有编码数据的指示。报头412可以是在单个预定义起搏间隔处的两个或更多个周期、在两个或更多个预定义起搏间隔处以指定模式的两个或更多个周期或在一个预定义起搏间隔处的单个超速起搏周期。在所示的实例中，三个心室起搏脉冲以固定的报头起搏间隔414递送，所述固定的报头起搏间隔可以与分别指定数字“0”和数字“1”的起搏间隔404和406相同或不同。虽然报头412被示出具有固定的起搏间隔414，但是可以采用两个交替的间隔或其它模式作为报头序列，所述报头序列可由HRM 40识别。从具有报头412的调制的起搏速率序列410开始可能会增加HRM 40成功检测到后续调制的心率的可能性，所述报头包含根据预定义报头序列递送的一个或多个起搏脉冲。

调制的起搏速率序列410包含六个调制的起搏间隔的数据序列415，所述调制的起搏间隔表示数字零和一，如结合图6所描述的。数据序列415可以包含一个或多个起搏周期，所述一个或多个起搏周期表示根据速率调制方案被编码为起搏间隔的一个或多个监测变量的一个或多个数值。调制的起搏速率序列410可以由与报头412相同或不同的页脚416终止。页脚416跟随数据序列415以指示用于数据传送的调制的起搏速率已完成。页脚416可以包含以一个或多个预定义起搏间隔418的一个或多个起搏周期，以在一个或多个周期上产生心率，所述心率可被HRM 40识别为页脚416和用于数据传送的心率调制的结束。

在图7所示的说明性调制的起搏序列410中，报头412、数据序列415和页脚416被示为在调制的起搏序列410内连续地一个跟着一个。在其它实例中，可以在报头412与数据序列415之间和/或在数据序列415与页脚416之间递送以一个或多个“正常”起搏脉冲间隔的一个或多个起搏周期。“正常”起搏脉冲间隔是根据起搏疗法方案施加的起搏脉冲间隔，这与根据用于传送的速率调制方案调制的起搏脉冲间隔相反。作为实例，正常起搏脉冲间隔可以是编程的较低速率间隔。例如，如果编程的较低速率是每分钟60个脉冲，对应于1000毫秒，则报头和页脚脉冲间隔414和418可以以850毫秒的间隔递送。可以以700和800毫秒的间隔来递送调制的起搏数据序列间隔404和406。报头412和页脚416可以以每分钟60个脉冲的较低速率以1000毫秒通过一个或多个“正常”间隔与数据序列415分开。

当报头在调制的起搏速率间隔的数据序列之前和/或页脚在调制的起搏速率间隔的数据序列之后时，包含在报头或页脚中的间隔和/或间隔数量可以包含由HRM 40解调的信息。例如，报头412可以根据报头起搏间隔414的唯一模式或数量来递送，所述唯一模式或数量识别由数据序列415传送的监测变量。在一个实例中，三个报头间隔414可以指示随后的数据序列415是电池电压的数值。在另一个实例中，五个报头间隔414可以指示随后的数据序列415是起搏捕获阈值的数值。在其它实例中，根据由HRM 40识别为指示相关联的监测变量的预定义序列或模式，两个或更多个不同的起搏间隔可以包含在报头412中。

页脚416对于所有数据序列而言可以是公共的，与所传送的特定监测变量无关，并且仅指示数据序列是完整的。在其它实例中，页脚416可以复制报头412，并且指示正在传送的监测变量以及数据序列的完成。在其它实例中，页脚416是任选的。数据序列415之后可以是另一个报头，所述另一个报头与报头412在报头起搏间隔的数量、起搏间隔的持续时间和/或两个或更多个不同的起搏间隔的模式上不同。此下一个报头根据预定义起搏速率间隔调制来递送，以指示下一个监测变量是什么，其数值要由后续数据序列传送。

在仍其它实例中，单个报头412可以是调制的起搏间隔的序列，所述调制的起搏间隔的序列指示要通过对应数量的后续数据序列进行传送的监测变量的数量和/或类型。例如，包含在报头412中的起搏间隔414的数量可以指示要在相似数量的后续连续数据序列中传送的对应数量的监测变量，所述后续连续数据序列可以或可以不被页脚416或根据预定义起搏间隔或“正常”起搏间隔递送的一个或多个分离心跳分开。例如，三个起搏间隔414可以指示将要传送的三个监测变量数据值。三个后续的数据序列可以跟随，它们可以或可以不被页脚416或其它分离心跳分开。可以根据预定义顺序(例如，电池电压、电极阻抗和起搏捕获阈值)，以及根据起搏速率调制方案来递送三个后续数据序列。

在一些实例中，数据序列415可以包含根据循环冗余校验(CRC)、汉明(Hamming)或其它错误检测码设置的起搏间隔。因此，数据序列415可以包含被调制为数字“0”或“1”起搏间隔的另外的起搏周期，其与表示数值数据值的调制的间隔连续，以在由HRM 40检测和解调的起搏间隔流中提供错误检测位。将错误检测码与数据序列415、报头414和/或页脚416包含在一起可能会增加HRM 40正确检测调制的心率的可能性，并且减少随机起搏或固有心率波动作为对应于真实数据的调制心率出现的可能性。

图8是根据另一个实例的调制的起搏速率数据序列450的定时图。在此实例中，数据序列450包含一个或多个调制的起搏间隔的集合，其中每个集合表示所传送的数值数据值的一个数字的数值。每个集合中以调制的速率间隔递送的起搏周期数量等于给定数字的数值。例如，为了传输数值8，以预定义的调制的起搏速率间隔递送8个起搏周期的集合。为了传输多数字值，可以按从最低到最高位值或从最高到最低位值的顺序依次递送两个或更多个起搏间隔的集合，每个数字一个集合。可以将每个集合与后续集合分开，以通过一个或多个分离心跳来分开“数字”，所述分离心跳可以是“正常”起搏间隔或预定义分离心跳起搏间隔，具体地是当以相同的起搏间隔递送每个集合时，如图8所示。当针对每个集合使用不同的起搏间隔指示数字值时，可能不需要分离心跳。

在图8所示的说明性实例中，通过数据序列450传送数值2.62。数值2.62可以表示2.62伏，指示电源214的电池电压。递送两个调制的起搏间隔454的第一集合420，以指示最高位值中的数字值2。起搏间隔454是预定义间隔，例如作为实例，700毫秒、750毫秒或800毫秒，所述预定义间隔可以是未被起搏疗法方案使用的保留的起搏间隔。

第一集合420可以与第二集合422通过间隔456分开。分离间隔456可以是根据起搏疗法的“正常”起搏周期，例如，如上文所描述的编程的较低速率间隔。分离间隔456可以可替代地是预定义的调制的间隔，所述预定义的调制的间隔不同于在调制的起搏间隔的给定集合420、422或424内使用的调制的起搏间隔454。预定义数量的一个或多个分离间隔456可以分离数据序列450中的集合420、422和424。

调制起搏间隔454的第二集合422包含表示第二位值的数值6的六个间隔。通过一个或多个分离间隔456与第二集合422分离的第三集合424包含表示第三位值中值2的两个调制起搏间隔454。从最大到最小位值，HRM 40对来自数据序列450的数值2.62进行解调。

如通常上文结合图7所描述的，数据序列450可以由报头开始和/或由页脚终止，以指示数据序列450的开始和/或终止。在此实例中，报头和/或页脚可以包含调制的信息，所述调制的信息指示例如由数据序列450表示的数据集合的数量(即，位值的数量)和/或从最高到最低或从最低到最高位值的顺序。

根据给定监测变量的数值的可能范围，给定位值中的数字的值可以由HRM 40推断，而不必由数据序列450内的起搏间隔的集合表示。例如，由于电池电压的正常范围是2.56到3.20，所以表示数值十分位值的调制的间隔的集合和表示数值百分位值的集合可以被包含在数据序列450中。可以省略表示数值一分位值的调制的间隔的集合。由于0.5或更高的任何十分位值必须由一分位中的值2开始，并且0.2或更低的任何十分位值必须由一分位中的值3开始以跨越2.56到3.20的正常电池电压范围，因此HRM 40可以基于十分位值推断出一分位值。因此，在一些情况下，所有电池电压可以通过包含两个调制的起搏间隔的集合的数据序列进行传送，其中每个集合包含等于相应十分位或百分位值的数值数字的调制的起搏间隔的数量。此外，在电池电压的此实例中，例如，当从最高到最低位值传输集合时，HRM 40可以将调制的起搏速率间隔454处的单个起搏间隔的集合解释为用百分位数字表示十分位数字，所述百分位数字是数值零。在其它多位数据值中，指定数量的分离间隔456可以指示位于两个其它非零位值之间的位值的数值为零。当两个连续位值的数值为零时，例如电池电压3.00，并且省略HRM 40要推断的一分位值时，在十分位和百分位中的两个连续零的数值可以由预定义系列的分离间隔456表示，所述分离间隔以不同于在起搏间隔的集合如集合420、422和424内使用的调制的起搏间隔454的调制的起搏间隔递送。

虽然已经结合图6、7和8描述了用于产生数据序列的起搏速率调制的两个实例，所述数据序列被HRM 40检测为可以被解调为数值数据值的调制的心率，但认识到的是，可以设想许多方案来调制起搏速率以表示监测变量的数值。可以基于HRM 40采用的心率检测方法来定义特定的调制方案。例如，在图6、7和8的实例中，假设HRM 40能够逐心跳检测心率以区分从一个心动周期到下一个心动周期的心率间隔，从而检测每个调制的心动周期长度，并且将其与不同的调制的心动周期长度和周期长度(或心率)区分开来，所述周期长度(或心率)对应于编程的起搏疗法的“正常”起搏间隔，甚至是固有心跳。

在其它实例中，HRM 40可以通过对指示给定时间间隔内的心跳的PPG脉冲、生物阻抗脉冲、R波或其它心率传感器信号特征进行计数来检测心率，以将给定时间间隔内计数的心跳数量转换为心率。相反地，HRM 40可以被配置成确定在其中发生预定数量的传感器信号脉冲或R波的时间间隔，并且将所述时间间隔转换为心率。在仍其它实例中，HRM 40可以使用FFT或其它技术来导出心率传感器信号的频率并且将所述频率转换为心率。在通过对心跳进行计数或执行傅立叶变换或用于从传感器信号导出心率的其它技术，在固定或可变的时间间隔内检测心率的这些实例中，起搏速率调制传送方案可能涉及在足够长的时间间隔内递送固定的、调制的起搏速率，以被HRM 40检测为调制的心率，这与上文结合图6-8所描述的心跳心率检测的单个心跳相反。

图9是根据另一个实例的起搏速率调制的定时图460。代替针对单个起搏周期递送调制的起搏速率间隔以被HRM 40检测为调制的心率，可以针对多个周期递送调制的起搏速率间隔，以便使HRM能够检测到对应的心率。在这种情况下，针对预定数量的起搏周期或预定的时间间隔以调制的起搏速率间隔递送起搏脉冲，使HRM 40能够通过在如上文所描述的固定或可变时间间隔内对脉冲进行计数或执行FFT或其它频率分析来检测对应于调制的起搏速率的心率。例如，在第一数据时间段470期间，在第一调制的起搏速率间隔471处的固定起搏速率可以由HRM 40递送并且检测为数字“0”(或“1”)。在数据时间段470内检测到的固定心率可以被解调为监测变量或其数字之一的数值。可以在第二数据时间段474内递送第二调制的起搏速率，以由HRM 40将其检测为不同的心率。数据时间段474的起搏速率间隔475可以表示二进制编码方案中的数字“1”(或“0”)或被分配给另一个数字系统中的数值，如基数为4的系统中的0、1、2或3。

示出了两个调制的数据时间段470和474被分离时间段472分开，所述分离时间段可以包含根据编程的起搏疗法，例如根据编程的较低速率间隔的起搏。在其它实例中，分离时间段472可以包含以与数据时间段470和474的调制的起搏速率间隔471和475不同的唯一定义的超速起搏速率间隔473进行的起搏。第二数据时间段474之后是另一个分离时间段472，并且起搏调制序列460可以根据需要以在预定时间段内递送的另外的调制的起搏速率时间间隔继续，以完成对应数量的监测变量的一个或多个数值数据值的传送。在一些情况下，分离时间段472可以包含固有的心跳，例如，其以比编程的较低速率快但可以比调制的起搏速率间隔471和475慢的心率发生。

使用图9的技术来传送单个监测变量的数值所需的整体的总时间和调制的起搏周期数量可以比图6、7和8的实例更长，然而根据HRM 40采用的心率检测方法，可能需要以固定的调制的间隔的较长时间段。可以将时间段470、472和474设置为足够长以覆盖HRM 40用于检测一个心率的整个采样间隔。例如，如果HRM 40每2秒对心率传感器信号进行采样以确定一个心率值，则每个数据时间段470和474的长度可以为4秒或更长，以促进HRM 40对于对应心率的可靠检测，每2秒采样一次。控制电路206可以响应于在所述时间段期间固有心率的增加而延长数据时间段470或474。例如，如果在时间段470期间控制电路206从感测电路204接收到一个或多个R波感测事件信号，则时间段470可以增加到采样间隔的三倍，例如6秒，以使HRM 40放弃一个意外变化的采样间隔中的速率。结合图6-9呈现的起搏速率调制实例中的任何一种或其组合或变型可以根据调制的起搏速率传送方案在图5的过程中执行。

图10是根据一个实例的可以由HRM 40执行的用于检测心率并且对检测到的心率进行解调以确定数值数据值的方法的流程图500。在框502处，HRM 40使用在HRM 40中实施的心率检测技术，根据心率监测方案来确定心率。例如，HRM 40可以被配置成在一天的调度时间、预定时间间隔或在持续的基础上检测心脏。为了检测由于起搏器14递送的调制的起搏速率序列而导致的调制的心率，HRM 40可以确定由HRM 40中实施的心率传感器检测到的连续脉冲或心跳之间的时间间隔，即心动周期长度。例如，当HRM 40包含用于感测ECG信号的电极时，可以由HRM 40确定RRI或者当HRM 40包含用于PPT的光学传感器时，可以确定脉冲峰值之间的心动周期长度。在其它实例中，HRM 40可以使用FFT或其它技术在采样间隔内检测心率。

在框454处，HRM 40确定是否检测到对应于用于数据传送的调制的心率的心率。HRM 40的处理器104可以将各个心率间隔或检测到的心率与为数据通传送而建立的调制的起搏速率进行比较。可以将对应于起搏器14所使用的起搏速率间隔的调制的起搏速率存储在HRM 40的存储器106中，以与检测到的心率进行比较以识别调制的心率。例如，可以在一个或多个心动周期或心率采样间隔内检测对应于被建立为数字“0”或数字“1”的调制的起搏速率间隔或已知的报头间隔的心率。如果在框504处未检测到对应于调制的起搏速率间隔的心率，则HRM 40不寻找另外的调制的心率，并且返回到框502以根据心率监测方案监测心率。

在一些实例中，在框503处，当未检测到对应于调制的起搏速率的心率时，HRM 40可以将检测到的心率与阈值速率进行比较。如果在框503处检测到的心率小于低阈值速率或大于高阈值速率，则HRM 40可以通过返回到框504以继续逐心跳或逐采样间隔检测心率来保持启用心率检测，以等待调制的心率。在一些情况下，非常低的心率或非常高的心率，例如，心率每分钟小于40次心跳或每分钟大于140次心跳或其它适用于患者的建立的阈值，可能指示状况令人担忧。起搏器14可以被配置成传送一个或多个患者相关和/或装置相关的监测变量，所述监测变量可用于检测或诊断与可以保证医疗看护的低或高心率相关联的严重患者状况。预期传送重要的患者相关或装置相关的监测变量，当检测到异常心率时，HRM 40可以保持能够检测调制的心率。

如果在框504处检测到对应于调制的起搏速率间隔的心率，则处理器104根据所实施的心率检测技术确定后续连续心动周期、逐心跳或后续心率采样间隔的心率。可以确定连续的心率，直到检测到的心率的阈值数量不对应于调制的起搏速率间隔为止。例如，心率可以被检测一次或多次(在一个或多个心动周期或采样间隔上)，对应于较低的起搏速率或以其它方式不匹配由调制方案定义的调制的起搏速率间隔。当进行阈值数量的非调制的心率检测时，根据由HRM执行的正常心率监测方案，HRM 40可以或可以不连续地继续确定心率，例如在连续的心动周期或连续的采样间隔上。在一些实例中，HRM 40在框504处通过检测包含一个或多个调制的速率间隔的报头来检测调制的心率，如结合图7所描述的。可以确定连续的心率(逐心跳或连续采样间隔内)，直到检测到阈值数量的非调制的心率，直到基于包含在报头中的信息检测到预定数量的预期调制的心率或直到检测到页脚为止。

当在框504处检测到调制的心率时或在检测到完整的调制的心率序列之后，处理器104通过根据编码方案将每个心率转换为对应的值来对心率的序列进行解调。例如，每个单个心动周期长度(例如，对应于图6中的数据序列)可以被转换为二进制“0”或“1”，以确定被转换为监测变量的数(以10为基数)值的二进制字。在其它实例中，HRM检测心动周期长度的集合(例如，对应于图8中的数据序列)，并且将心动周期的数量转换为监测变量的数值的一个数字。在仍其它实例中，HRM 40将在一个或多个采样间隔内检测到的心率转换为对应的二进制值(或其它基数系统)。将连续的心动周期、心动周期的集合或采样间隔转换为对应的数字值。

在框508处，HRM处理器104可以被配置成确认接收到的数据，所述接收到的数据可以包含如先前所描述的错误检测编码。报头和/或页脚检测可以用于验证解调的数据序列是有效的。例如，如果报头指示正在传送特定的监测变量数据值，但是随后检测到的和解调的心率不对应于监测变量的有效数值(例如，在可能值的指定范围外)，则HRM处理器104可以确定所述数值是无效的。在其它实例中，HRM 40可以被配置成检测监测变量的异常值。例如，如果监测变量的解调数值在可能值的范围内，但是大于先前值的阈值变化，则HRM 40可以将数据值标记为可能的异常值。如果在标记值之后接收到的监测变量的下一个数值在第一先前值的阈值变化之内，则可以将中间标记数据值视为异常值，并且视为虚假或无效数据值。

HRM 40可以提供对解调的数据值的各种响应。在一些实例中，在框510处，将数值数据值与警报标准进行比较。可以将数值数据值与指示建议进行医学随访的警报范围进行比较。如果满足警报标准，如在框512处所确定的，则HRM 40可以在框514处生成数据的显示和/或生成可听、可视或其它感官的警报，如振动，以通知患者跟进临床医生。

在一些实例中，HRM 40可以被配置成调整由IMD系统(例如，图1中所示的系统10)递送的疗法。HRM 40可以被配置成直接地或者通过与IMD系统中包含的另一个医疗装置的传送来调整疗法。例如，当HRM被实施为ICD时，当监测的电池电压的数值满足警报标准或其它疗法调整标准时，ICD可以启用起搏功能来替换起搏器14提供的起搏功能。当电池电压达到阈值水平(例如，可选的替换电压或服务终止电压)时，HRM可以确定由起搏器14递送的起搏疗法可以停止或调整到节能起搏模式。HRM可以基于监测变量的解调数值来调整其自身的起搏模式或其它疗法。在其它实例中，在框515处，HRM可以例如通过外部装置50将疗法调整命令传输到另一个医疗装置，以产生疗法递送调整。

在另一个实例中，在框515处，当将监测参数的数值解调为指示起搏器14可能正在执行临时操作的值时，HRM可以通过调整疗法递送来对解调的值进行响应。例如，起搏捕获阈值的传输值可以是起搏器14将执行起搏捕获阈值测试的指示。HRM可以调整起搏疗法、心律检测或HMD系统的其它功能，以避免干扰捕获测试或混淆心律检测结果。如此，HRM可以响应于监测变量的解调数值来调整其自身的操作或生成需要由HMD系统中包含的另一个医疗装置进行调整的命令或通知。

在仍其它实例中，对系统操作调整的需求可以基于根据调制的起搏速率间隔的预定义序列传送的任何分类数据。例如，起搏器14的当前起搏模式可以由HRM根据调制的心率被解调，并且在框515处基于当前的起搏模式，可以调整HRM或另一个医疗装置的起搏模式。例如，当HRM是心血管外ICD时，当起搏器14的起搏模式改变时，例如，由于电池电压低的情况，ICD可以启用抗心动过速疗法、后备起搏疗法或起搏器14先前递送的其它起搏疗法。

在框516处，每次接收到数据时，无论是否满足警报标准和/或是否需要系统操作调整，HRM 40都可以生成新数据可用的通知。用户可以使用在HRM 40中编程的应用程序查看数据。所述应用程序可以允许用户打开新数据值的显示的窗口，例如图形或表格，所述新数据值可以包含历史数据和/或所显示的数值数据值的正常范围的指示符。

在框518处，HRM 40可以例如通过

连接将数据值传输到患者监测器或外部装置，如外部装置50，或传输到集中式患者监测数据库。所传输的数据值可以排除识别为超出范围的数据值或在框508处识别的虚假值。在一些实例中，HRM 40可以传输检测到的调制的心率或心率间隔，而无需在传输之前对心率或心率间隔进行解调。解调可以由接收装置执行，例如外部装置50或另一个起搏器、可植入心脏复律除颤器或其它医疗装置或集中式数据库。以此方式，HRM 40的

功能可以用于传输从起搏器14传送的数据，而无需起搏器14具有或利用

或其它RF传输功能，从而节省了起搏器14的空间和/或功耗。

图11是根据另一个实例的由图1的系统10执行的方法的流程图600。在一些实例中，起搏器14可以确定需要询问会话(框602)，并且在框604处，根据询问命令代码来调制起搏速率。例如，起搏器14可以根据存储在存储器210中的常规时间表确定需要询问会话，例如每天一次、每周一次等。询问会话被调度为通过外部装置(例如，HRM 40或外部装置50)使用无线RF传输从起搏器14检索数据。控制电路206可以确定在框602处在调度时间需要询问会话，并且在框604处，根据询问命令代码来调制起搏速率。在其它实例中，控制电路206可以在框602处确定需要询问会话，因为调度的询问会话已经过期或者预期的询问会话尚未发生。控制电路206可以在框604处不调制起搏速率以将询问命令代码传送到HRM 40，除非预期的询问会话没有发生或已经过期至少阈值时间间隔，例如8小时、24小时或其它阈值时间间隔。

在其它实例中，起搏器14可以响应于检测患者相关事件或装置相关事件而在框602处确定需要询问会话。例如，起搏器14可以检测心律失常发作、起搏阻抗或捕获阈值的变化、超出范围的监测参数或其它可以保证医疗看护的事件。如上文给出的各个实例中所描述的，响应于保证通过无线RF传输进行数据传输的事件(与仅起搏速率调制相反)，在框604处，控制电路206可以根据询问命令代码对起搏速率进行调制，以发起询问过程。在框604处用于传送询问命令代码的调制的起搏速率可以被重复多次，直到遥测电路208接收到由另一个装置传输的RF询问命令为止。

在框610处，HRM 40检测患者的心率。HRM 40确定检测到的心率是否对应于调制的心率。在框612处，基于对心率或心率间隔的检测来检测调制的心率，所述心率或心率间隔对应于用于传送或检测心率或速率间隔的报头或指定模式的指定的、保留的心率或间隔。当在框612处检测到调制的心率时，在框618处，HRM 40确定调制的心率并将调制的心率或模式与询问命令代码进行比较。针对预定义数量的心跳或时间间隔的预定义保留心率，例如每分钟70次心跳，可以对应于询问命令代码。可以根据指定数量的心跳或指定数量的心率时间间隔来定义询问命令代码，所述心率时间间隔包含以指定模式出现的一个或多个指定心率。

当在框618处未检测到询问命令代码时，HRM 40可以对检测到的调制的心率进行解调，以确定监测参数的数值，如上文结合图5-10所描述的。当在框618处检测到询问命令代码时，在框620处HRM 40产生询问警报。询问警报可以是通过HRM 40产生的可视显示或可听声音来警告患者需要询问会话。可以通过采取使询问会话发生的任何必要步骤来指示患者对警报做出响应。例如，可能需要患者打开HRM 40或外部装置50上的应用程序和/或将HRM 40或外部装置50固持在距起搏器14特定接近度内(例如，一只脚内)。

在其它实例中，由HRM 40产生的询问警报可以是从HRM 40传输到另一个外部装置(例如，图1中所示的外部装置50)的信号。外部装置50可以通过在框620处自动开始询问会话，通过向起搏器14传输唤醒命令或其它信号以建立与起搏器14的双向通信链路来响应询问警报的接收。另外或可替代地，外部装置50可以通过生成患者警报例如外部装置50的显示器上的通知、文本消息、可听警报或其它患者通知方法来响应从HRM 40传输的询问警报的接收。在这种情况下，可以通过采取必要的使询问会话能够发生的步骤来指示患者响应来自外部装置50的警报。

在框622处，外部装置50通过建立双向通信链路并将询问命令传输到起搏器14来开始询问会话。响应于在框606处接收询问命令，起搏器14通过遥测电路208经由无线RF传输来传输数据。可以在询问会话期间传输的数据可以包含不能单独通过起搏速率调制进行传送的数据。此类数据通常可以包含更大量的数据，如记录的心脏电信号发作和标记通道数据、检测到的节律、疗法递送和感测控制参数、感测和起搏数据或由起搏器14存储在存储器210中的其它数据或实时传输的心脏电信号。

当起搏器14被配置成确定需要询问会话并通过起搏速率调制传送询问命令代码以供HRM 40检测时，系统10的操作得到改进，因为通过避免频繁唤醒起搏器14的遥测电路以侦听来自另一个装置的ping或通信请求来节省功率。起搏器14通过调制用于传送询问命令的起搏速率来发起通信会话所需的功率是最小的，因为它是与递送起搏疗法所使用的功率相同或类似的功率。整个系统10进一步得到改进，因为在从起搏器14检索数据以供临床医生查看时，提高了患者的依从性。增加的患者依从性使临床医生能够确认适当的起搏器操作并且识别出对起搏器14的感测和/或疗法操作所需的任何变化，以便最好地满足患者的需求。心脏内起搏器如图1中所示的起搏器14的大小减小可能会限制可用于无线数据传输的功率，如通过

并且心脏内起搏器的植入深度可能会限制RF信号的传输范围。起搏器14向外部装置传输大量数据的能力通过以下改进：首先通过起搏速率调制传送询问命令以随后促进到外部装置的成功和高效的RF数据传输，所述外部装置放置在起搏器14的传输范围内。

在以下实例中描述了本公开的技术。

实例1.一种方法，其包括：通过可植入医疗装置确定由所述可植入医疗装置基于监测方案监测的监测变量的数值；通过所述可植入医疗装置的控制电路将所述监测变量的所述数值转换为包括多个调制的刺激速率间隔的数据序列；以及通过所述可植入医疗装置的脉冲发生器根据所述数据序列的调制的刺激速率间隔来递送多个电刺激脉冲，以产生患者的可兴奋组织的对应于所述调制的刺激速率间隔的调制的激活速率，所述调制的激活速率能由速率监测器检测到以将所述调制的激活速率解调为所述监测变量的所述数值。

实例2.根据实例1所述的方法，其中：将所述数值转换为所述数据序列包括将所述数值转换为多个调制的心脏起搏速率间隔；并且递送所述多个电刺激脉冲包括根据所述多个调制的心脏起搏速率间隔来递送多个电刺激脉冲，以产生所述患者的调制的心率，所述调制的心率能由心率监测器检测到。

实例3.根据实例2所述的方法，其中将所述数值转换为所述数据序列包括：将所述数值从第一基数系统转换为第二基数系统，所述第二基数系统包括所述第二基数系统中的多个数字；以及将所述第二基数系统中的每个数字转换为对应的调制的起搏间隔。

实例4.根据实例2或3所述的方法，其中将所述数值转换为调制的起搏速率间隔的所述数据序列包括：确定所述数值的二进制值，所述二进制值具有预定数量的数字；以及通过设置表示所述预定数量的数字中的一个数字的至少一个起搏间隔来将所述二进制值转换为调制的起搏速率间隔的所述序列，所述至少一个起搏间隔被设置成表示所述二进制值中零的二进制数字的第一起搏速率间隔和表示一的二进制数字的第二起搏速率间隔之一，所述第一起搏速率间隔不同于所述第二起搏速率间隔。

实例5.根据实例2至4中任一项所述的方法，其中将所述数值转换为包括所述多个调制的起搏速率间隔的所述数据序列包括：将所述多个调制的起搏速率间隔中的数量设置为固定的起搏速率间隔，其中所述数量等于所述监测变量的所述数值的数字的值。

实例6.根据实例2至5中任一项所述的方法，其中所述数值是多数字值并且将所述数值转换为包括所述多个调制的起搏速率间隔的所述数据序列包括：将所述多数字数值的第一数字的第一值转换为至少一个相应的调制的起搏速率间隔；以及从所述数据序列去除所述多数字数值的第二数字的第二值，能从所述多数字数值的所述第一数字的所述第一值推断出所述第二数字的所去除的第二值。

实例7.根据实例2至6中任一项所述的方法，其中根据所述数据序列递送所述多个起搏脉冲包括：以固定的起搏速率间隔在一定时间间隔内递送起搏脉冲，以产生所述时间间隔的心率，所述心率表示所述数值的数字值。

实例8.根据实例2至7中任一项所述的方法，其中将所述数值转换为数据序列包括：调度连续的调制的起搏速率间隔的集合，其中每个调制的起搏速率间隔的集合包括至少一个表示所述数值的单个数字的调制的起搏速率间隔；以及包含所述连续集合之间的至少一个分离起搏间隔，所述分离间隔不同于所述连续的调制的起搏速率间隔的集合中的所述调制的起搏速率间隔。

实例9.根据实例2至8中任一项所述的方法，其进一步包括：通过所述起搏器的心脏电信号感测电路感测心脏事件信号；以及响应于所述心脏电信号感测电路在所述数据序列期间感测心脏事件信号而根据所述数据序列重复递送所述多个起搏脉冲的至少一部分。

实例10.根据实例2至9中任一项所述的方法，其进一步包括：通过心率监测器检测调制的心率；通过对检测到的调制的心率进行解调来确定所述监测变量的所述数值；以及通过以下中的至少一项来生成对所确定的数值的响应：将所述数值无线传输到患者监测装置，生成所述数值的显示，生成警报以及调整医疗装置的疗法递送模式。

实例11.根据实例2至10中任一项所述的方法，其进一步包括递送调制的刺激速率序列，所述调制的刺激速率序列包括包含至少一个调制的刺激速率间隔的报头和所述报头后面的数据序列。

实例12.根据实例11所述的方法，其进一步包括设置所述报头的所述至少一个调制的刺激速率间隔，以指示关于所述数据序列的信息。

实例13.根据实例1至12中任一项所述的方法，其进一步包括在所述多个调制的刺激速率间隔的所述数据序列中递送至少一个错误检测刺激速率间隔。

实例14.根据实例1至13中任一项所述的方法，其进一步包括：根据询问命令代码序列来调制多个电刺激速率间隔；通过所述脉冲发生器根据所述询问命令代码序列递送所述调制的多个电刺激速率间隔，以由所述速率监测器进行检测；以及在根据所述询问命令代码序列递送所述调制的多个电刺激速率间隔之后，通过所述可植入医疗装置的遥测电路接收来自外部装置的询问命令，所述遥测电路被配置成与所述外部装置进行双向无线通信。

实例15.一种非暂时性计算机可读存储介质，其包括一组指令，所述一组指令当由可植入医疗装置的控制电路执行时使所述装置：确定由所述可植入医疗装置根据监测方案监测的变量的数值；将所述数值转换为包括多个调制的刺激速率间隔的数据序列；并且根据所述调制的刺激速率间隔的所述数据序列来递送多个电刺激脉冲，以产生患者的可兴奋组织的对应于所述调制的刺激速率间隔的调制的激活速率，所述调制的激活速率能由速率监测器检测到以将所述调制的激活速率解调为所述监测变量的所述数值。

应当理解，根据实例，本文描述的方法中的任何方法的某些动作或事件可以以不同的顺序执行、可以添加、合并或完全排除(例如，并不是所有描述的动作或事件对于方法的实践来说都是必要的)。此外，在某些实例中，动作或事件可以例如通过多线程处理、中断处理或多个处理器同时地而不是顺序地执行。另外，出于清晰的目的，虽然本公开的某些方面被描述为由单个电路或单元来执行，但是应当理解，本公开的技术可以由与例如医疗装置相关联的单元或电路的组合来执行。

在一个或多个实例中，所描述的功能可以在硬件、软件、固件或其任何组合中实施。如果以软件实施，则可以将功能以一个或多个指令或代码的形式存储在计算机可读介质上并且可以由基于硬件的处理单元执行功能。计算机可读介质可以包含计算机可读存储介质，其与有形介质相对应，如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存存储器或可以用于存储指令或数据结构形式的所需程序代码并且可以由计算机访问的任何其它介质)。

指令可以由一个或多个处理器执行，如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)或其它等效的集成或离散逻辑电路系统。因此，本文所使用的术语“处理器”可以指代任何前述结构或适于实施本文所描述的技术的任何其它结构。而且，技术可以完全实施在一个或多个电路或逻辑元件中。

因此，已经参考具体实例在前述描述中呈现了IMD系统。应当理解，本文公开的各个方面可以以不同的组合而非附图中呈现的具体组合而组合。应当理解的是，在不脱离本公开的范围以及所附权利要求的情况下，可以对参考实例进行各种修改。

Claims (14)

1.一种医疗装置系统，其包括：

可植入医疗装置，所述可植入医疗装置包括：

控制电路，所述控制电路被配置成：

确定由所述可植入医疗装置基于监测方案监测的监测变量的数值；并且

将所述监测变量的所述数值转换为包括多个调制的刺激速率间隔的数据序列；以及

脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成根据所述数据序列的所述多个调制的刺激速率间隔来递送多个电刺激脉冲，以产生患者的可兴奋组织的对应于所述调制的刺激速率间隔的调制的激活速率，所述调制的激活速率能由速率监测器检测到以将所述调制的激活速率解调为所述监测变量的所述数值。

2.根据权利要求1所述的系统，其中：

所述可植入医疗装置被配置成递送心脏起搏脉冲；

所述控制电路被配置成通过将所述数值转换为多个调制的心脏起搏速率间隔来将所述数值转换为所述数据序列；并且

所述脉冲发生器被配置成根据所述多个调制的心脏起搏速率间隔来递送所述多个电刺激脉冲作为心脏起搏脉冲，以产生所述患者的调制的心率，所述调制的心率能由心率监测器检测到。

3.根据权利要求2所述的系统，其中所述控制电路被配置成通过以下将所述数值转换为所述数据序列：

将所述数值从第一基数系统转换为第二基数系统，所述第二基数系统包括所述第二基数系统中的多个数字；以及

将所述第二基数系统中的每个数字转换为对应的调制的起搏速率间隔。

4.根据权利要求2或3所述的系统，其中所述控制电路被配置成通过以下将所述数值转换为调制的起搏速率间隔的所述数据序列：

确定所述数值的二进制值，所述二进制值具有预定数量的数字；以及

通过设置表示所述预定数量的数字中的一个数字的至少一个起搏间隔来将所述二进制值转换为调制的起搏速率间隔的所述序列，所述至少一个起搏间隔被设置成表示所述二进制值中零的二进制数字的第一起搏速率间隔和表示一的二进制数字的第二起搏速率间隔之一，所述第一起搏速率间隔不同于所述第二起搏速率间隔。

5.根据权利要求2至4中任一项所述的系统，其中所述控制电路被配置成通过以下将所述数值转换为包括所述多个调制的起搏速率间隔的所述数据序列：

将所述多个调制的起搏速率间隔的数量设置为固定的起搏间隔，其中所述数量等于所述监测变量的所述数值的数字的值。

6.根据权利要求2至5中任一项所述的系统，其中所述数值是多数字值，并且所述控制电路被配置成通过以下将所述数值转换为包括所述多个调制的起搏速率间隔的所述数据序列：

将所述多数字数值的第一数字的第一值转换为至少一个相应的调制的起搏速率间隔；以及

从所述数据序列去除所述多数字数值的第二数字的第二值，能从所述多数字数值的所述第一数字的所述第一值推断出所述第二数字的所去除的第二值。

7.根据权利要求2至6中任一项所述的系统，其中所述脉冲发生器被配置成通过以下根据所述数据序列来递送所述多个起搏脉冲：

以固定的起搏速率间隔在一定时间间隔内递送起搏脉冲，以产生所述时间间隔的心率，所述心率表示所述数值的数字值。

8.根据权利要求2至7中任一项所述的系统，其中所述控制电路被配置成通过以下将所述数值转换为数据序列：

调度连续的调制的起搏速率间隔的集合，其中每个调制的起搏速率间隔的集合包括至少一个表示所述数值的单个数字的调制的起搏速率间隔；以及

包含所述连续集合之间的至少一个分离起搏间隔，所述分离间隔不同于所述连续的调制的起搏速率间隔的集合中的所述调制的起搏速率间隔。

9.根据权利要求2至8中任一项所述的系统，其中

所述起搏器进一步包括被配置成感测心脏事件信号的心脏电信号感测电路；并且

所述脉冲发生器被配置成响应于所述心脏电信号感测电路在所述数据序列期间感测心脏事件信号而根据所述数据序列重复递送所述多个起搏脉冲的至少一部分。

10.根据权利要求2至9中任一项所述的系统，其进一步包括：心率监测器，所述心率监测器被配置成：

检测所述调制的心率；

通过对检测到的调制的心率进行解调来确定所述监测变量的所述数值；并且

通过以下中的至少一项来生成对所确定的数值的响应：将所述数值无线传输到患者监测装置，生成所述数值的显示，生成警报以及调整所述系统的疗法递送模式。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的系统，其中所述脉冲发生器被配置成递送调制的刺激速率序列，所述调制的刺激速率序列包含：

报头，所述报头包括至少一个调制的刺激速率间隔；以及

所述报头后面的数据序列。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的系统，其中所述控制电路被配置成设置所述报头的所述至少一个调制的刺激速率间隔，以指示关于所述数据序列的信息。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的系统，其中所述控制电路被进一步配置成在所述多个调制的刺激速率间隔的所述数据序列中设置至少一个错误检测刺激速率间隔。

14.根据权利要求1至13中任一项所述的系统，其中：

所述控制电路被进一步配置成根据询问命令代码序列来调制多个电刺激速率间隔；

所述脉冲发生器被进一步配置成根据所述询问命令代码序列递送所述调制的多个电刺激速率间隔，以由所述速率监测器进行检测；并且

所述可植入医疗装置进一步包括遥测电路，所述遥测电路被配置成与外部装置进行双向无线通信，所述遥测电路被配置成在根据所述询问命令代码序列递送所述调制的多个电刺激速率间隔之后，从所述外部装置接收询问命令。

Images