CN115003373A - 用于调整用于心脏事件感测的控制参数的方法和设备 - Google Patents

用于调整用于心脏事件感测的控制参数的方法和设备 Download PDF

Info

Publication number
CN115003373A
CN115003373A CN202180011494.1A CN202180011494A CN115003373A CN 115003373 A CN115003373 A CN 115003373A CN 202180011494 A CN202180011494 A CN 202180011494A CN 115003373 A CN115003373 A CN 115003373A
Authority
CN
China
Prior art keywords
event
ventricular
amplitude
sensing
window
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202180011494.1A
Other languages
English (en)
Inventor
V·E·斯普莱特
G·R·赫尔
J·E·普罗诺维奇
T·J·谢尔登
K·M·埃斯卡兰特
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of CN115003373A publication Critical patent/CN115003373A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36578—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by mechanical motion of the heart wall, e.g. measured by an accelerometer or microphone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0031—Implanted circuitry
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A61B5/1102—Ballistocardiography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4836—Diagnosis combined with treatment in closed-loop systems or methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/025—Digital circuitry features of electrotherapy devices, e.g. memory, clocks, processors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36542—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by body motion, e.g. acceleration
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/3702—Physiological parameters
    • A61N1/3704—Circuits specially adapted therefor, e.g. for sensitivity control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/37512—Pacemakers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/3756—Casings with electrodes thereon, e.g. leadless stimulators
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H20/00—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance
    • G16H20/30—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to physical therapies or activities, e.g. physiotherapy, acupressure or exercising
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
    • G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
    • G16H40/67—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for remote operation
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A61N1/057—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart
    • A61N1/0573—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart chacterised by means penetrating the heart tissue, e.g. helix needle or hook
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/37211—Means for communicating with stimulators

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • General Business, Economics & Management (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Physical Education & Sports Medicine (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

一种医疗装置包含：运动传感器，所述运动传感器被配置为产生运动信号；以及控制电路，所述控制电路被配置为设置感测控制参数，并且根据所述感测控制参数在心室周期期间从所述运动信号感测心房事件。在一些实例中，所述控制电路被配置为确定至少一些心室周期的所述运动信号的特征，基于所确定的特征确定所述运动信号的度量，并且基于所述度量调整所述感测控制参数中的至少一个。

Description

用于调整用于心脏事件感测的控制参数的方法和设备
技术领域
本公开涉及一种用于调整用于从运动传感器信号感测心脏事件的控制参数的医疗装置和方法。
背景技术
可植入心脏起搏器通常放置在皮下袋中，并且耦接到携带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耦接到一条经静脉医疗引线以将电极定位在一个心脏腔室(心房或心室)中的单腔起搏器或耦接到两条心脏内引线以将电极定位在心房腔和心室腔两者中的双腔起搏器。多腔起搏器也是可用的，该多腔起搏器可以耦接到三条引线，例如，以将用于起搏和感测的电极定位在一个心房腔以及左心室和右心室两者中。
已经引入了可植入患者的心脏的心室腔内以用于递送心室起搏脉冲的心脏内起搏器。此类起搏器可以感测伴随固有心室去极化的R波信号，并且在不存在感测到的R波的情况下递送心室起搏脉冲。虽然通过心脏内心室起搏器进行单腔心室感测和起搏可以充分地解决一些患者病状，但是一些患者可能受益于用于提供心房同步的心室起搏以便维持规则的心脏节律的心房和心室(双腔)感测。
发明内容
本公开的技术总体上涉及一种具有产生运动信号的运动传感器的起搏器，所述运动信号可以包含代表心室机械事件和心房机械事件的信号。起搏器被配置成从运动信号感测心房事件，例如，对应于在心房收缩期(atrial systole)期间发生的心房收缩(atrialcontraction)的心房机械事件信号。在一些实例中，所述感测到的心房事件可以用于控制由所述起搏器递送的心房同步的心室起搏脉冲。根据本文公开的技术操作的起搏器调整用于从运动传感器信号感测心房事件信号的感测控制参数。感测控制参数可以包含感测窗口开始时间、感测窗口结束时间和/或应用于运动传感器信号以用于感测心房事件的感测阈值幅度中的一种或多种。
在一个实例中，本公开提供了一种医疗装置，所述医疗装置包含运动传感器和控制电路。所述运动传感器被配置为产生运动信号。所述控制电路被配置为设置感测控制参数，并且根据所述感测控制参数在多个心室周期期间从所述运动信号感测心房事件。所述控制电路被配置为针对多个心室周期的至少一部分的每个心室周期确定所述运动信号的特征，基于所确定的特征确定所述运动信号的度量，并且基于所述度量调整所述感测控制参数中的至少一个。所述控制电路被配置为根据经调整的感测控制参数从所述运动信号感测心房事件，并且响应于感测到所述心房事件来产生心房感测事件信号。
在另一实例中，本公开提供了一种方法，所述方法包含由运动传感器产生运动信号、设置多个感测控制参数以及根据所述感测控制参数在多个心室周期期间从所述运动信号感测心房事件。所述方法可以包含：针对所述多个心室周期的至少一部分的每个心室周期确定所述运动信号的特征；基于所确定的特征确定所述运动信号的度量；基于所述度量调整所述感测控制参数中的至少一个；以及根据经调整的感测控制参数从所述运动信号感测心房事件。所述方法可以包含响应于根据经调整的感测控制参数感测心房事件来产生心房感测事件信号。
在另一实例中，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，所述指令当由医疗装置的控制电路执行时使得所述医疗装置：通过运动传感器产生运动信号，设置多个感测控制参数，根据感测控制参数在多个心室周期期间从所述运动信号感测心房事件。所述指令进一步使得所述装置针对所述多个心室周期中的至少一些心室周期的每个心室周期确定所述运动信号的特征，基于所确定的特征确定所述运动信号的度量，基于所述度量调整所述感测控制参数中的至少一个，并且根据所调整的感测控制参数从所述运动信号感测心房事件。所述指令可以使所述装置响应于根据经调整的感测控制参数感测所述心房事件来产生心房感测事件信号。
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且根据权利要求书而显而易见。
附图说明
图1是展示了可以用于感测由心脏运动和流动血液诱导的心脏电信号和运动信号并向患者的心脏提供起搏疗法的医疗装置系统的概念图。
图2是图1中所示出的心脏内起搏器的概念图。
图3是图1中所示出的起搏器的示例性配置的示意图。
图4是可以由运动传感器在心动周期内产生的运动传感器信号的实例。
图5是在两个不同的心动周期内产生的运动传感器信号的实例。
图6是根据一些实例的用于调整心房事件感测控制参数的方法的流程图。
图7是示出根据一个实例的用于在心房跟踪心室起搏模式期间确定控制参数度量的方法的图。
图8是表示在确定控制参数度量的心室周期期间可能发生的各种情况的四个心室周期的图。
图9是根据一个实例的用于确定在调整心房事件低感测阈值中使用的控制参数度量的方法的流程图。
图10是根据一个实例的用于确定对心房事件低感测阈值幅度的调整的方法的流程图。
图11是根据一个实例的用于确定何时满足心房事件低感测阈值调整标准的说明性方法的流程图。
图12是电描记图(electrogram)(EGM)信号、运动传感器信号和可以被确定用于确定A4感测控制参数度量的运动传感器信号的各种特征的图。
图13是根据一个实例的由医疗装置执行的用于确定A4感测控制参数度量和调整感测窗口结束时间的方法的流程图。
图14是可以由医疗装置执行的用于确定何时满足感测窗口结束时间调整标准的方法的流程图。
图15是根据一个实例的由医疗装置执行的用于调整心房事件高感测阈值幅度的方法的流程图。
图16是根据另一实例的可以由控制电路206执行以用于调整高A4感测阈值幅度的方法的流程图900。
图17是根据一些实例的可以由控制电路206确定并被存储在存储器210中以用于设置高A4感测阈值幅度的A3事件幅度的直方图的图950。
图18是根据一个实例的用于将心房事件感测控制参数从起始值调整到操作值的方法的流程图。
具体实施方式
通常，本公开描述了用于通过可植入医疗装置调整心脏事件感测参数的技术。如下所述，诸如加速度计信号的运动传感器信号可以包含伴随着心脏腔室的机械收缩和舒张(以及充盈)的心脏事件信号。可以从由运动传感器产生的信号感测心脏事件信号。运动传感器信号可以包含对应于心室事件和心房事件的心脏事件信号。例如，对应于心房机械收缩和心室的活动充盈期的心房收缩事件信号(有时被称为“心房突跳(atrial kick)”)可以存在于植入到心室腔中的运动传感器信号中。可以使用心房事件感测控制参数从运动传感器信号感测心房事件，所述心房事件感测控制参数可以包含一个或多个感测阈值幅度和/或时间窗口。可以根据来自在心动周期期间可能发生在运动传感器信号中的其他心脏事件信号中的感测控制参数来感测心房事件。本文公开的技术提供了用于从运动传感器信号中感测心脏事件(例如心房事件)并且调整心脏事件感测控制参数以改善通过医疗装置的心脏事件感测性能的技术。
在一些实例中，医疗装置是心室起搏器，其可以完全植入心室心脏腔室内，具有用于产生心室内运动信号的运动传感器。心房收缩事件可以从心室内从运动传感器信号感测，以用于例如控制心房同步的心室起搏。心房同步的心室起搏脉冲可以由植入在心室中的起搏器来递送，而不需要位于患者的心脏的心房中或上的用于检测心房事件的传感器。
图1是示出了可以用于感测由心脏运动和流动血液诱导的心脏电信号和运动信号并向患者的心脏8提供起搏疗法的可植入医疗装置(IMD)系统10的概念图。IMD系统10包含心室心脏内起搏器14。起搏器14可以是适于全部植入心脏腔室内(例如，全部植入心脏8的右心室(RV)内或全部植入左心室(LV)内)以用于感测心脏信号并递送心室起搏脉冲的经导管心脏内起搏器。起搏器14的尺寸与皮下植入的起搏器相比可以减小并且其形状可以是总体上圆柱形的以使得能够通过递送导管进行经静脉植入。
尽管其它位置是可能的，但是起搏器14被示出沿心内膜壁定位在RV中，例如在RV顶点附近。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，心室心脏内起搏器14可以定位在LV中并且被配置成使用本文所公开的技术检测心脏运动信号并且将心房同步的心室起搏递送到LV。起搏器14可以被定位在RV或LV内，以提供相应的右心室或左心室起搏并且用于从通过心室腔内的运动传感器产生的信号来感测心脏机械事件信号。在其他实例中，起搏器14不一定需要被植入心脏腔室内部，而是可以被定位在心脏外部，例如，沿着心外膜位置中的RV或LV。
起搏器14能够产生通过起搏器的外部壳体上的一个或多个电极递送到心脏8的电刺激脉冲(例如，起搏脉冲)。起搏器14被配置为递送RV起搏脉冲并使用基于壳体的电极感测RV心脏电信号以产生RV电描记图(EGM)信号。在一些实施例中，心脏电信号可以使用外壳基于电极来感测，该电极将起搏脉冲递送到RV。
起搏器14被配置成以促进心房激活与心室激活之间的同步的方式(例如，通过维持心房事件与心室起搏脉冲之间的目标心房与心室(AV)间期)控制心室起搏脉冲到RV的递送。也就是说，起搏器14控制起搏脉冲递送以维持对应于心房收缩期(atrial systole)的心房收缩与被递送以引起心室去极化和心室收缩期的收缩的心室起搏脉冲之间的期望的AV间期。
根据本文所描述的技术，产生主动心室充盈阶段的心房收缩事件(atrialsystolic event)由起搏器14从运动传感器信号(例如加速度计信号)中检测，所述运动传感器信号由可以被起搏器14的壳体包围的运动传感器产生。由植入心室腔室内的加速度计产生的运动信号(其可以被称为“心室内运动信号”)包含由心室和心房事件引起的运动信号。例如，由心房收缩期引起的且被称为“心房突跳”的通过RA与RV之间的三尖瓣16流动到RV中的血液的加速度可以由起搏器14从由起搏器14中包含的加速度计产生的信号中检测。下文结合图4描述了可以由起搏器14检测到的其它运动信号，如由心室收缩和被动心室充盈引起的运动。
伴随心房去极化的心房P波是由起搏器14接收的近场心室心脏电信号中的相对较低幅度信号(例如，与伴随心室去极化的近场R波相比)并且因此当植入心室腔室中时可能难以可靠地从由起搏器14获取的心脏电信号中检测。当仅基于由起搏器14接收到的心脏电信号时，由起搏器14进行的心房同步的心室起搏或依赖于心房感测的其它功能可能不可靠。根据本文所公开的技术，起搏器14包含运动传感器(如加速度计)并且被配置成从由运动传感器产生的信号中检测与心房机械激活或心房收缩期相对应的心房事件。通过设置控制心室起搏脉冲相对于检测到的心房收缩事件的定时的可编程AV起搏间期，心室起搏脉冲可以与从运动传感器信号中检测到的心房事件同步。如下文所描述的，对用于使心室起搏脉冲与心房收缩期同步的心房收缩事件的检测可以包含对其他心脏事件运动信号的检测，以便肯定地识别心房收缩事件和/或调整心房收缩事件感测控制参数。
目标AV间期可以是默认值或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紧接其后的心室起搏脉冲的时间间隔。在一些情况下，目标AV间期可以从基于运动传感器信号检测到心房收缩事件的时间开始，或者从心房事件信号的标识基准点开始。基于患者的临床测试或评估或基于来自患者群体的临床数据，可以将目标AV间期标识为对于给定患者而言血液动力学最佳。基于如从由起搏器14接收到的心脏电信号和由起搏器14接收到的运动传感器信号中标识的电事件和机械事件的相对定时，可以将目标AV间期确定为最佳。例如，AV间期可以被编程为10毫秒到50毫秒。
起搏器14可以能够与外部装置20进行双向无线通信以对AV起搏间期和其它可以用于从运动传感器信号中检测心室机械事件和心房收缩事件的起搏控制参数以及机械事件感测参数进行编程。外部装置20的各方面通常可以对应于美国专利第5,507,782号(Kieval等人)中公开的外部编程/监测单元，所述专利在此通过引用整体并入本文。外部装置20通常被称为“编程器”，因为它通常由内科医生、技师、护士、临床医生或其它有资格的用户使用，用于对起搏器14中的操作参数进行编程。外部装置20可以定位于诊所、医院或其它医疗设施中。外部装置20可以可替代地体现为可以在医疗设施中、患者的家中或另一个位置中使用的家用监测器或手持装置。可以通过与外部装置20交互的用户将包含感测和疗法递送控制参数的操作参数编程到起搏器14中。
外部装置20可包含处理器52、存储器53、显示单元54、用户接口56，以及遥测单元58。处理器52控制外部装置操作并处理从起搏器14接收到的数据和信号。显示单元54可以向用户生成涉及起搏器功能的数据和信息的显示(所述显示可以包含图形用户接口)以审查起搏器的操作和经过编程的参数以及心脏电信号、心脏运动信号或其它可以由起搏器14获取并在询问会话期间传输到外部装置20的生理数据。
用户接口56可以包含鼠标、触摸屏、键盘等，以使用户能够与外部装置20交互以发起与起搏器14的遥测会话，以用于从起搏器14检索数据和/或向起搏器14传输数据，包括用于控制心脏事件感测和疗法递送的可编程参数。遥测单元58包含被配置成与起搏器14中包含的遥测电路进行双向通信的收发器和天线，并且被配置成与处理器52结合操作以通过通信链路24发送和接收涉及起搏器功能的数据。
在植入的时间、在患者随访期间或起搏器植入后的任何时间，起搏器14可以执行设置程序，以建立用于从运动传感器信号中检测心房事件中的参数。在过程期间，患者可以站立、坐着、躺下或非卧床。设置程序可以包含获取运动传感器信号数据并生成运动传感器信号特征的分布以建立心房事件感测参数。在一些实例中，运动传感器信号数据可以传输到外部装置20并以直方图的形式在外部装置20的显示单元54上显示。基于运动传感器信号数据建立的心房事件感测参数可以自动设置或可以传输到外部装置20以在显示单元54上生成显示作为推荐参数，从而允许临床医生例如使用用户接口56审查和接受或修改推荐参数。
在一些实例中，外部装置处理器52可以执行用于基于从起搏器14检索到的数据建立心房事件感测参数的起始值的操作。处理器52可以使显示单元54生成涉及运动传感器信号的数据的显示，包含从心脏运动信号确定的度量的直方图分布，以用于选择心房事件感测控制参数的起始值中。显示单元54可以是使得用户能够与显示器交互例如以选择各种显示器或信息以供观看的图形用户接口。在一些实例中，用户可以选择要由起搏器14自动建立的一个或多个心房事件感测控制参数设置和/或可以对起始感测控制参数或其它可编程参数进行编程以用于控制传感器操作和疗法递送。在一些实例中，起搏器14中包含的处理电路和/或处理器52可以基于从由起搏器14中包括的加速度计产生的加速度信号获取的数据以及各种阈值和标准(其可以包括设置起始参数值中使用的用户可编程阈值或标准)来确定一个或多个心房收缩事件感测控制参数的起始值。
一个或多个感测控制参数的起始值可以由起搏器14根据本文公开的技术来调整。在建立用于从心脏运动信号中感测心脏事件信号的感测控制参数的起始值之后，由于诸如患者姿势、患者身体活动、患者心率等的各种因素导致的信号可变性可能导致感测控制参数的起始值不再是最佳的。为了随着时间的推移促进从运动信号中可靠的心脏机械事件感测，起搏器14被配置成调整感测控制参数。当患者或信号感测条件随时间变化时，这种自动调整适应并优化了感测控制参数，即使在走动的患者中也提高了心脏机械事件的感测和起搏疗法的递送的可靠性，并且减少了临床医生手动调整感测控制参数的负担。
外部装置遥测单元58被配置用于与起搏器14中包含的可植入遥测电路系统进行双向通信。遥测单元58与起搏器14建立无线通信链路24。通信链路24可以使用如
Figure BDA0003769556710000071
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。在一些示例中，外部装置20可以包含接近起搏器14放置以建立和维持通信链路24的编程头，并且在其它示例中，外部装置20和起搏器14可以被配置为使用不需要使用编程头并且不需要用户干预来维持通信链路的距离遥测算法和电路系统进行通信。
经考虑，外部装置20可以经由包含收发器和天线的遥测电路或经由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。包含集中式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来使临床医生能够例如在查看EGM、运动传感器信号和标记物通道数据的视觉表示之后审查EGM、运动传感器信号和标记物通道数据并且授权对起搏器14中的感测和疗法控制参数的编程。
图2是根据一个实例的图1中所示出的心脏内起搏器14的图。起搏器14包含沿着起搏器14的壳体150间隔开的用于感测心脏电信号并递送起搏脉冲的电极162和164。电极164被示出为从起搏器14的远端102延伸的尖端电极，并且电极162被示出为沿壳体150的中间部分(例如，邻近近端104)的环状电极。远端102被称为“远侧”，因为期望其在起搏器14前进穿过递送工具(如导管)并抵靠目标起搏部位放置时成为前端。
电极162和164形成用于双极心脏起搏和感测的阳极和阴极对。在替代性实施方式中，起搏器14可以包含沿起搏器壳体150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162和164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。电极162和164可以定位在除所示出位置之外的沿起搏器14的位置处。
壳体150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150可以包含绝缘涂层。绝缘涂层的实例包含聚对二甲苯、尿烷、PEEK或聚酰亚胺等。整个壳体150可以是绝缘的，但是仅电极162和164是不绝缘的。电极164可以充当阴极电极并经由跨越壳体150的电馈通耦接到被壳体150封闭的内部电路系统，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。在其它示例中，代替提供局部环状电极如阳极电极162，壳体150的整个周边可以充当与尖端电极164电隔离的电极。沿壳体150的导电部分形成的电极162在起搏和感测期间充当返回阳极。
壳体150可以包含控制电子器件子组合件152和向控制电子器件子组合件152提供电力的电池子组合件160。控制电子器件子组合件152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封装在壳体150内的加速度计。加速度计向控制电子器件子组合件152中包含的处理器提供信号以进行信号处理和分析，以检测如下文所描述的例如用于控制定时心室起搏脉冲的心房收缩事件。
加速度计可以是三维加速度计。在一些实例中，加速度计可以具有与起搏器14的纵向轴108平行或对准的一个“纵向”轴和相对于纵向轴108在径向方向上延伸的两个正交轴。然而，本文所公开的技术的实践不限于在壳体150内或沿所述壳体的加速度计的特定定向。在其他实例中，可以使用一维加速度计来获得从其中检测出心脏机械事件的心脏内运动信号。在其它实例中，可以使用二维加速度计或其它多维加速度计。单维或多维加速度计的每个轴可以由能够响应于施加在传感器元件上的加速度的改变而产生电信号(例如，通过将加速度转换成被转换成电信号的力或位移)的压电元件、微机电系统(MEMS)装置或其它传感器元件来限定。在多维加速度计中，传感器元件可以正交地布置，其中每个传感器元件轴相对于其它传感器元件轴正交。然而，不一定需要多轴加速度计的元件的正交布置。
每个传感器元件或轴可以产生对应于与传感器元件的轴对准的向量的加速度信号。用于感测心脏机械事件的多维加速度计(也被称为“多轴”加速度计)的向量信号可以被选择为包含单轴信号或两个或更多轴信号的组合。在一些情况下，可以选择由三维加速度计产生的一个、两个或所有三个轴信号作为向量信号以用于检测例如用于控制由起搏器14递送的心房同步的心室起搏的心房收缩事件。当选择两个或更多个轴信号时，轴信号可以以另一种方式相加或组合以用于产生运动信号，从该运动信号可以感测心房收缩事件。
起搏器14可以包含用于促进起搏器14在植入部位的部署和固定的特征。例如，起搏器14可以包含一组固定尖齿166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。固定尖齿166被配置为锚定起搏器14以将电极164定位成操作性地接近目标组织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可以任选地包含递送工具接口158。递送工具接口158可以定位于起搏器14的近端104处并且被配置成连接到用于在植入程序期间将起搏器14定位在植入位置处(例如，在心脏腔室内)的递送装置(如导管)。
图3是图1中所示出的起搏器14的示例性配置的概念图。起搏器14包含脉冲发生器202、心脏电信号感测电路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。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，所述一个或多个集成电路板包含：专用集成电路(ASIC)、电子器件电路、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、状态机或提供所描述的功能的其它适合的组件。
在本文所描述的实例中，运动传感器212可以包含加速度计。然而，运动传感器212不限于加速度计，并且根据本文所描述的技术，其它运动传感器可以成功地用于起搏器14中以检测心脏运动信号。可以在运动传感器212中实施的运动传感器的实例包含压电传感器和MEMS装置。
运动传感器212可以包含多轴传感器，例如二维或三维传感器，其中每个轴提供可以独立地或组合地分析的用于检测心脏机械事件的轴信号。运动传感器212例如在经受流动血液和心脏运动时产生与传感器212(和起搏器14)的运动或振动相关的电信号。运动传感器212可以包含用于产生传递到控制电路206的运动信号的一个或多个滤波器、放大器、整流器、模数转换器(ADC)和/或其它组件。例如，由多轴加速度计的每个单独轴产生的每个信号可以由高通滤波器(例如，10Hz高通滤波器)来滤波。经滤波的信号可以由ADC数字化并且被整流以供心房事件检测器电路240用于检测心房收缩事件。如果需要检测具有较低频率内容的心房信号，则高通滤波器可以降低(例如，到5Hz)。在一些示例中，高通滤波在没有低通滤波的情况下执行。在其它示例中，每个加速度计轴信号由具有或不具有高通滤波的低通滤波器(例如，30Hz低通滤波器)滤波。
在可与本文公开的技术结合实施的植入式医疗装置中使用的加速度计的一个实例总体公开在美国专利第5,885,471号(Ruben等人)中，所述美国专利通过引用整体并入本文。包含用于检测患者运动的压电式加速度计的植入式医疗装置布置在例如美国专利第4,485,813号(Anderson等人)和美国专利第5,052,388号(Sivula等人)中进行了公开，这两个专利在此通过整体引用并入本文。可以使用本发明公开的技术在起搏器14中实施并用于检测心脏机械事件的三维加速度计的实施例在专利号为5,593,431的美国专利(Sheldon)和专利号为6,044,297的美国专利(Sheldon)中总体公开，这两个专利通过整体引用并入本文。其它加速度计设计可以用于产生与由于心室和心房事件而施加在起搏器14上的运动相关的电信号。
感测电路204被配置成通过预滤波器和放大器电路220通过电极162和164接收心脏电信号。预滤波器和放大器电路220可以包含去除DC偏移的高通滤波器，例如，2.5到5Hz高通滤波器，或具有2.5Hz到100Hz的通带以去除DC偏移和高频率噪声的宽带滤波器。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以供心房事件检测器电路240用于标识心室电事件(例如，R波或T波)和/或心房电事件(例如，P波)。心脏电事件的标识可以在用于建立心房感测控制参数和用于从运动传感器信号中检测心房收缩事件的算法中使用。来自ADC 226的数字信号可以传递到可以包含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的整流器和放大器电路222。
R波检测器224可以包含将传入的经整流的心脏电信号与R波感测阈值(其可以是自动调整阈值)进行比较的感测放大器或其它检测电路系统。当传入信号超过R波感测阈值时，R波检测器224产生传递到控制电路206的R波感测事件信号(R感测)。在其它实例中，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、数字EGM信号的形态信号分析或其它R波检测技术来检测R波。处理器244可以将感测控制信号提供给感测电路204，例如R波感测阈值、敏感性和应用于心脏电信号以控制R波感测的各种消隐和不应期间期。从R波检测器224传递到控制电路206的R波感测事件信号可以用于由起搏定时电路242调度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定时以用于根据从运动传感器212接收到的信号中检测心房收缩事件。
控制电路206包含心房事件检测器电路240、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与每次心跳相关的心脏事件(例如，固有的心室去极化)以及控制心室起搏。例如，当起搏器14以非心房跟踪心室起搏模式操作时，R波感测的事件信号(其可能对应于固有的心室去极化)可以被传递到起搏定时电路242以用于抑制经调度的心室起搏脉冲或用于调度心室起搏脉冲。R波感测事件信号还可以传递到心房事件检测器电路240以用于设置由控制电路206在从运动传感器信号检测心房收缩事件中使用的时间窗口。
心房事件检测器电路240被配置成根据从运动传感器212接收到的信号检测心房收缩事件。下文描述了用于设置用于检测心房收缩事件的时间窗口的技术。在一些实例中，可以在给定的心动周期中从运动传感器信号中检测一个或多个心室机械事件，以促进在心室周期期间从运动传感器信号中肯定地检测心房收缩事件，并且用于调整心房收缩事件感测控制参数。
心房事件检测器电路240接收来自运动传感器212的运动信号，并且可以响应于心室电事件(例如，来自感测电路204的R波感测事件信号或由脉冲发生器202递送起搏脉冲)而开始心房“消隐”期。消隐期可以对应于心室电事件之后的时间段，在所述时间段期间，预期发生例如对应于心室收缩或半月瓣膜的打开和/或关闭的心室机械事件。当心室起搏与心房事件适当同步时，预期在心房消隐期期间不会发生对应于心室收缩期的心房事件。因此，在心房消隐期期间发生的运动信号峰值不会被感测为心房事件。心房“消隐”期可以用于限定心室电事件后的时间段，在所述时间段期间，心房事件检测器电路240不会感测到心房收缩事件。然而，在一些实例中，运动传感器信号在这个时间段期间不一定是消隐的，因为控制电路206仍可以在心房消隐期期间接收运动传感器信号并且可处理运动信号以用于在心房消隐期期间感测心室事件。
例如，在一些实例中，消隐期期间的运动传感器信号可以由心房事件检测器电路240出于检测可以用于确认或验证心房收缩事件检测的心室机械事件的目的来监测。因此，心室机械事件检测窗口可以在心房消隐期期间设置并且可以根据标识心室电事件之后的预定时间间期来设置。心房事件检测器电路240可以被配置成在心房消隐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。心室机械事件的定时和检测可以用于更新心房消隐期和/或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事件。
心房事件检测器电路240确定运动传感器信号是否满足心房消隐期之外的心房收缩事件检测标准。在一些实例中，心房事件检测器电路240可以设置在所感测或起搏的心室电事件之后开始的心房不应期(atrial refractory period)。心房事件检测器电路240可以基于先前的心室电事件(R波感测的事件信号或心室起搏脉冲)的定时来设置对应于被动心室充盈阶段和主动心室充盈阶段(心房收缩期)的时间窗口。运动传感器信号在这些窗口中的任一个窗口期间并且在心房消隐期之外跨过心房事件感测阈值可以被检测为心房收缩事件。如下文所描述的，可以建立两个不同的心房事件感测阈值以用于在被动充盈阶段窗口期间和在被动充盈阶段窗口之后(在主动充盈阶段窗口(在下文也被称为“A4窗口”)期间)施加。
心房事件检测器电路240可以响应于检测到心房事件而将心房事件检测信号传递到处理器244和/或起搏定时电路242。起搏定时电路242(或处理器244)可以另外地从R波检测器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。处理器244可以包含用于生成由起搏定时电路242用来使在从心房事件检测器电路240接收到心房事件检测信号时开始的AV起搏间期超时的时钟信号的一个或多个时钟。在一些实例中，在心房消隐期之外但在心房不应期内感测到的心房事件被分类为心房不应期感觉(atrialrefractory sense)。心房不应期感觉可能不会导致起搏定时电路启动AV起搏间期，因此心房不应期感测的事件不被心室起搏脉冲跟踪。然而，在一些情况下，可以使用心房不应期感测的事件，例如用于调整心房事件感测控制参数或用于确定心房率。
起搏定时电路242可以包含用于使AV起搏间隔(其可以是存储在存储器210中并且可以由处理器244检索的可编程间隔)超时的一个或多个逸搏间隔定时器或计数器以用于设置起搏定时电路242所使用的AV起搏间隔。由心房事件检测器电路240产生的心房感测事件信号的一种应用是用于设置用于控制心室起搏脉冲的定时的AV起搏间期。然而，控制电路206可以将心房感测事件信号用于其它目的。
起搏定时电路242可以另外地包含用于控制最小心室起搏速率的较低起搏速率间期定时器。例如，如果未从在经过编程的AV起搏间期处触发心室起搏脉冲的运动传感器信号中检测到心房收缩事件，则心室起搏脉冲可以在较低起搏速率间期到期时由脉冲发生器202来递送以防止心室停搏并维持最小心室速率。有时，控制电路206可以在用于建立用于从运动信号中检测心房收缩事件的感测参数的过程期间以非心房跟踪心室起搏模式(其也可以被称为“异步心室起搏”)来控制脉冲发生器202。非心房跟踪心室起搏模式可以被表示为其中心室起搏脉冲在不存在感测到的R波的情况下被递送并响应于来自感测电路204的R波感测事件信号而被抑制的VDI起搏模式。双腔感测可以在非心房跟踪心室起搏模式期间通过由感测电路204感测心室电事件并且从由心房事件检测器电路240从运动传感器212接收的运动信号中感测心房收缩事件来执行。作为实例，在VDI起搏模式期间建立的心房事件感测参数可以包含被动心室充盈窗口的结束时间、在被动心室充盈窗口期间和之后应用的心房事件感测阈值幅度值以及心室后心房不应期。在VDI起搏模式期间建立的这些心房事件感测参数可以在VDD起搏模式期间应用，在VDI起搏模式中，心室起搏脉冲以AV间期跟踪感测到的心房事件。
脉冲发生器202生成通过阴极电极164和返回阳极电极162递送到患者的心脏的RV的电起搏脉冲。除向起搏定时电路242和脉冲发生器202提供控制信号以控制心室起搏脉冲的定时之外，处理器244还可以检索递送到脉冲发生器202以控制起搏脉冲递送的可编程起搏控制参数如起搏脉冲振幅和起搏脉冲宽度。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AV起搏间期(或VV较低速率起搏间期)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。在经过编程的起搏脉冲持续时间内，预先充电到起搏脉冲电压振幅度的保持电容器通过输出电路234的输出电容器跨电极162和164放电。在美国专利第5,507,782号(Kieval等人)和美国专利第8,532,785号(Crutchfield等人)(这两个专利通过引用以其整体并入本文)中总体公开的起搏电路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的起搏脉冲幅度，并且递送起搏脉冲。
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执行时使控制电路206执行在整个本公开中归因于起搏器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)、电可擦可编程ROM(EEPROM)、闪存或其它数字介质，唯一的例外是暂时性传播信号。存储器210可以存储：定时间隔；以及控制电路206对通过脉冲发生器202递送起搏脉冲进行控制(例如，通过根据本文公开的技术由心房事件检测器电路240从运动传感器信号中检测心房事件以及对起搏定时电路242中包含的逸搏间隔定时器(pacing escapeinterval timer)进行设置)所使用的其他数据。存储器210可以包含各种缓冲器，用于存储运动传感器信号的阈值跨过时间(threshold crossing time)和/或幅度，以用于调整心房事件感测控制参数，如下所述。
电源214在需要时向起搏器14的其它电路和组件中的每一个供电。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可以按需向脉冲发生器202中包含的充电和开关电路系统、放大器、ADC 226以及感测电路204、遥测电路208、存储器210和运动传感器212的其它组件供电。
遥测电路208包含用于经由射频(RF)通信链路传送和接收数据的收发器209和天线211。如上文所描述的，遥测电路208可以能够与外部装置20(图1)进行双向通信。运动传感器信号和心脏电信号和/或从其中得到的数据可以由遥测电路208传输到外部装置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来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，从运动传感器信号进行的心房收缩事件检测以及由起搏器14执行的心室起搏控制操作可以在执行存储在存储器210中的指令并依赖于来自感测电路204和运动传感器212的输入的控制电路206中实施。给定本文的公开内容，提供软件、硬件和/或固件以在任何现代起搏器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。
图4是可以通过运动传感器212在心动周期没获取的运动传感器信号250的示例。竖直虚线252和262表示两个连续心室电事件(固有的心室去极化或心室起搏脉冲)的定时，其标记了心室周期251的相应的开始和结束。运动信号包含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并标记心室机械收缩期的近似发作的加速度信号(在这个示例中，当运动传感器212被实施为加速度计时)。A1事件在本文中也被称为“心室收缩事件”。A2事件256是在主动脉瓣和肺动脉瓣闭合的情况下可能发生并标记心室机械收缩期的近似偏移或结束的加速度信号。A2事件还可以标记在主动脉瓣和肺动脉瓣闭合的情况下发生的心室的等容舒张阶段。
A3事件258是在被动心室充盈期间发生并标记心室机械舒张期的加速度信号。A3事件在本文中也被称为“心室舒张事件”。由于A2事件发生在心室收缩期末期，因此它可以是心室舒张期的指标。A3事件在心室舒张期期间发生。因此，A2和A3事件可以被统称为心室机械舒张事件，因为它们两者均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并标记心房机械收缩期的加速度信号。A4事件260在本文中也被称为从运动传感器信号250中检测到的“心房事件”。心房事件检测器电路240使用如本文所公开的心房事件感测控制参数来检测A4事件260。处理器244可以控制起搏定时电路242，以通过响应于检测到A4事件260而启动AV起搏间期来触发心室起搏脉冲，例如，当其发生在心室后心房消隐期之外并且在心室后心房不应期之后时。控制电路206可以被配置成针对至少一些心室心动周期从运动传感器信号250检测A1、A2和A3事件中的一个或多个事件以用于肯定地检测A4事件260并设置心房事件检测控制参数。在一些实例中，可以检测和表征A1、A2和/或A3事件以避免A4事件的错误检测并促进可靠的A4事件检测，以用于对心房同步的心室起搏脉冲进行恰当的定时。
下文结合本文所呈现的流程图和图示所描述的技术可以由起搏器14执行以用于调整用于感测A4事件的感测控制参数，而不一定需要识别和辨别A1-A4事件。可以通过在心房消隐期之外的被动心室充盈窗口期间和之后确定运动信号的特征来表征运动信号。这些特征用于由控制电路206建立心房事件感测参数。
图5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。心室起搏脉冲在两个心动周期内的时间0.0秒处递送。在一个心动周期内接收顶部运动传感器信号400，并在不同的心动周期内接收底部运动传感器信号410。两个信号400和410在0.0秒(心室起搏脉冲递送的时间)处在时间上对齐。虽然图4的运动信号400和410和运动信号250示出为原始加速度计信号，但是应认识到控制电路206可以从运动传感器212接收数字化的经滤波、经放大且经整流的信号以如结合附图所描述的进行处理和分析。
观察到在心室收缩期间发生的相应运动传感器信号400和410的A1事件402和412在心室起搏脉冲后在时间0.0秒处在时间上较好地对齐。类似地，A2事件404和414(其可以标记心室收缩期的结束和等容心室舒张阶段)和A3事件406和416(在被动心室充盈期间发生)在时间上较好地对齐。由于A1、A2和A3事件是分别在心室收缩期间、在心室收缩期结束和在被动心室充盈期间发生的心室事件，因此预期这些事件在心室电事件(在这个示例中为心室起搏脉冲)之后的相对一致的间隔处并相对于彼此发生。A1、A2和A3事件的时间关系在心室起搏脉冲后与在感测到的固有R波后相比可能有所不同，然而，在稳定的经起搏或固有心室节律期间，预期心室A1、A2和A3事件彼此和紧接先前心室电事件的相对定时在心跳与心跳之间是一致的。
第一运动传感器信号400和第二运动传感器信号410的A4事件408和418分别在时间上未对齐。A4事件在心房收缩期期间发生，并且因此，紧接先前心室电事件(感测到的R波或心室起搏脉冲)和先前A1到A3事件之后的A4事件的时间间隔可能在心动周期之间变化。
A1到A3事件相对于彼此和紧接先前心室电事件的定时一致性可以用于确定心房消隐期436并增加可靠地检测A4事件408和418的置信度。在一些示例中，在心房消隐期436期间未检测到心房收缩事件，所述心室消隐期可从心室电事件(时间0.0处)延伸到心室舒张期的估计发作，使得心房消隐期436包含A1事件和A2事件两者。A3窗口424可以被设置具有对应于心室后心房消隐期436的结束的开始时间420并且具有结束时间422。结束时间422可以使用例如下文结合图12至图14所描述的技术来调整。结束时间422也可以被认为是A4感测窗口450的开始时间，尽管在一些情况下可以在A3窗口期间感测到A4事件。A3窗口424在本文中也被称为“心室舒张事件窗口”，并且结束时间422在本文中也被称为“心室舒张事件窗口结束时间”，因为对应于被动心室充盈的A3事件(一种心室舒张事件)预计在A3窗口期间，在结束时间422之前发生。
A4事件408和418可以基于多级A4感测阈值444来检测。如通过较低运动传感器信号410看出的，由于心房速率的变化，A4事件418可以在A3窗口424之后较早发生。在一些情况下，当心房速率增加时，A4事件418可以在A3窗口424内发生。当这发生时，A3事件416和A4事件418可以在被动和主动心室充盈一起发生时融合。融合的A3/A4事件可以具有高振幅，甚至大于A3事件416或A4事件418在它们单独发生时的振幅。因此，在一些示例中，可以建立第一较高A4感测阈值振幅446以用于检测在A3窗口424期间与A3事件融合的早期A4事件。可以建立第二较低A4感测阈值振幅448以用于检测在A4窗口450期间的在A3窗口424的结束时间422之后的相对较晚的A4事件。A4窗口450从A3窗口424的结束时间422延伸到下一个心室电事件(感测到的或经起搏的)。运动传感器信号在A3窗口的开始时间420之后(或在心房消隐期436到期之后)最早跨越A4感测阈值444可以被检测为心房收缩事件。心房事件检测器电路240可以响应于高A4感测阈值幅度或低A4感测阈值幅度的最早跨过时间来感测A4事件。下面结合图7-15描述用于调整在A3窗口424期间使用的高A4感测阈值幅度446和在A4窗口450期间在A3窗口424的结束时间422之后使用的低A4感测阈值幅度448的技术。
在一些示例中，控制电路206可以设置心室后心房不应期(PVARP)438。PVARP 438可以从心室电事件(感测到的R波或心室起搏脉冲)延伸比心室后心房消隐期436更长的时间间隔。取决于A3窗口424的结束时间422，PVARP 438通常将在A3窗口424期间期满。当运动传感器信号在PVARP 438期间但在消隐期436之外跨越高A4感测阈值幅度446时，心房事件检测器电路240可以进行不应期A4感测。起搏定时电路242不响应于不应期A4感测设置AV起搏间隔，但控制电路206可使用不应期A4感测来调整A4感测控制参数。当运动传感器信号在PVARP 438期满之后跨越A4感测阈值444时，心房事件检测器电路240感测心房收缩事件，并且起搏定时电路242开始AV起搏间隔(图5中未示出)。在AV起搏间隔期满时，脉冲发生器202生成递送到心室的起搏脉冲以跟踪非不应性感测的心房事件。
图6是根据一些实例的用于调整心房事件感测控制参数的方法的流程图300。控制电路206可以执行流程图300的方法，以自动地调整在从运动传感器信号感测A4事件中使用的心房事件感测控制参数(在本文中也被称为“A4感测控制参数”)的值。在一些实例中，在心房跟踪心室起搏模式(例如，VDD起搏模式)期间感测A4事件。VDD起搏模式可以是临时起搏模式或永久起搏模式。例如，起搏器14可以在永久VDD起搏模式下操作，所述永久VDD起搏模式临时切换到非心房跟踪心室起搏模式，例如VDI(R)或VVI(R)起搏模式。当控制电路206不在心房跟踪心室起搏模式下操作时，如在框302处所确定的，可以禁用对一个或多个心房事件感测控制参数的调整。
在一些情况下，在框302处，起搏器14可以以临时VDI起搏模式操作，例如，在植入起搏器14时，以允许确定心房感测控制参数的起始值并将其调整为适合患者的值。下面结合图18描述A4感测控制参数调整过程的一个实例。心房事件感测控制参数的起始值可以根据用户编程的或默认的标称值来设置。在其他实例中，心房事件感测控制参数的起始值可以在由起搏器14执行的自动设置过程期间建立，在该过程期间，在一段时间内确定运动信号特征以生成信号特征的分布和/或中位值或其他度量。可以基于所生成的分布和中位值来建立开始心房事件感测控制参数。在共同转让的美国专利申请公开号2020/0179707(Splett等人)和美国专利申请公开号2020/0179708(Splett等人)中一般地公开了用于建立心房事件感测控制参数的初始值的示例性技术，这两个专利申请通过引用以其整体并入本文。如结合图18所述，在包含心房和心室(双腔)感测的非心房跟踪心室起搏模式(例如，VDI起搏模式)期间，可以调整至少一些A4感测控制参数的起始值。
当控制电路206在框302处以指定的起搏模式(例如，VDI或VDD)操作时，控制电路206可以启用并执行对一个或多个A4感测控制参数的调整。在一些实例中，A4感测控制参数的自动调整可以由用户启用或禁用，例如，经由由外部装置20发送并由遥测电路208接收的编程命令。A4感测控制参数的调整可以单独地或作为组被编程地启用或禁用。因此，在一些实例中，控制电路206可以在框302处确定给定的A4感测控制参数的自动调整被编程为“开”或者由用户启用，并且当前起搏模式是指定的起搏模式，在该指定的起搏模式期间可以执行A4感测控制参数调整。
在框304处，控制电路206在预定数量的心动周期上从运动信号确定感测控制参数度量。感测控制参数度量是由控制电路206确定的运动传感器信号的特征或特性，用于设置或调整A4感测控制参数，所述A4感测控制参数将A4事件(其可以与A3事件融合)与A1、A2和A3事件区分开。如下面详细描述的，在心室周期的指定的时间窗口期间，可以基于运动传感器信号幅度(例如最大峰值幅度或预定的阈值幅度)来确定感测控制参数度量。控制电路206可以基于在预定数量的心室周期上从运动传感器信号确定的控制参数度量来调整A4感测控制参数。一些控制参数度量是运动传感器信号的特征或特性，所述特征或特性提供关于心房收缩事件的预期定时和/或幅度的信息以使得A4感测控制参数能够被适当地调整。其他控制参数度量是运动传感器信号的特征或特性，所述特征或特性提供关于运动信号(例如，A3事件信号)的其他特征的预期定时和/或幅度的信息，其可以使得控制电路206能够以避免对A3事件信号或不是A4事件信号的其他运动信号的过感测的方式来调整A4感测控制参数。
在本文呈现的说明性实例中，从预定数量的连续心室周期(例如，8个连续心室周期)确定感测控制参数度量。在其他实例中，感测控制参数度量可以根据包含A4窗口的预定数量的心室周期来确定。当在A3窗口期间感测到A4事件或在A4窗口之前感测到固有R波时，A4窗口可能不会在给定的心室周期中启动。术语“适用周期(applicable cycle)”在本文中用于指包含在A3窗口结束时间到期之后开始的A4窗口的心室周期。在一些实例中，感测控制参数度量是由预定数量的适用周期(例如8个适用周期)确定的，所述适用周期可以是或可以不是连续的心室周期。
在各种实例中，在运动信号的一个或多个心室周期内A4感测控制参数度量的确定可以包含确定在A4窗口期间运动信号的最大幅度、在A4窗口期间相对于最近的先前心室电事件的最大幅度的时间、在A3窗口期间运动信号的最大幅度、以及在A3窗口期间低阈值幅度跨过的最近时间。可以确定的其他控制参数度量可以涉及在A4窗口期间感测到A4事件的心室周期的数量或计数、在A3窗口期间感测到A4事件的心室周期的数量或计数、具有A4窗口的心室周期的数量或计数(例如，长于A3窗口的结束时间的周期的数量)，在A4窗口期间较早地感测到具有A4事件的心室周期的数量或计数、在A4窗口期间较晚地感测到具有A4事件的心室周期的数量或计数或在预定数量的心室周期上计数的其他参数。下面例如结合图7-8描述用于确定控制参数度量的示例性方法。。控制参数度量可以从一个或多个心室周期确定为多个心室周期中的指定事件的平均值、中位值、指定的序号(第n个)最高或最低值、或频率或计数。
在框306处，控制电路206可以在基于在框304处确定的控制参数度量执行A4感测控制参数调整之前验证满足其他调整标准。在调整感测控制参数之前，各种标准可以要求感测控制参数在预定的范围内，例如，小于或等于最大可调整值或大于或等于最小可调整值。其他标准可以验证对于预定数量的心室周期中的最小数量检测到A4事件，使得在框304处确定的在预定数量的心室周期上的给定控制参数度量被认为是进行调整所基于的有效度量。其他标准可能要求在框304处从运动传感器信号确定的A4感测控制参数度量指示心房收缩事件定时和/或幅度的变化和/或A3事件的定时和/或幅度的变化。如下文进一步描述的，控制电路206可以通过将在框304处确定的A4感测控制参数度量与用于检测A4事件感测不足(undersensing)的证据和/或A3事件或其他运动信号作为假A4事件的过度感测的证据的各种标准进行比较，来确定满足调整标准。
当调整标准未被满足时，如由控制电路206在框306处所确定的，可以不执行A4感测控制参数调整(或调整被设置为零)。控制电路206返回框302。当在框306处满足调整标准时，控制电路206在框308处确定调整值。如下所述，可以评估从运动传感器确定的A4感测控制参数度量以确定给定的A4感测控制参数是否应该从其当前值递增或递减。在一些实例中，可以基于在框304处确定的A4感测控制参数度量在框308处确定A4感测控制参数的目标值，使得A4感测控制参数可以朝向目标值适当地递增或递减或者保持不变。
在框310处，控制电路206根据所确定的调整来调整A4感测控制参数。A4感测控制参数可以是A3窗口结束时间(例如，图5中的结束时间422)、在A3窗口期间施加的高A4阈值幅度(例如，图5中的高A4阈值446)、在A3窗口之后施加的低A4感测阈值幅度(例如，图5中的低A4阈值448)和/或PVARP(例如，图5中所示的PVARP 438)。由控制电路206执行的用于从运动传感器信号确定A4感测控制参数度量(在框304处)、确定是否满足调整标准(在框306处)、以及确定用于调整上面列出的每个示例性A4感测控制参数而进行的适当调整(框308)的示例性方法在下面结合所附的流程图和图示进行描述。
图7是示出了根据一个实例的用于在心房跟踪心室起搏模式期间从运动传感器信号确定A4感测控制参数度量的方法的图320。在该实例中，示出了8个心室周期，每个周期都以心室起搏脉冲(VP)322开始，通过AV起搏间期340跟踪到先前的A4感测的事件信号328。8个心室周期的结束由332指示，它是8个周期组的最后的、结束的VP。房室起搏间期340是由起搏定时电路242响应于A4感测的事件信号328而设置的起搏间期，并且在AV起搏间期340到期时从A4感测的事件信号328延伸到由脉冲发生器202递送的随后的心室起搏脉冲322。
响应于每个VP 322，控制电路206根据预定的A3窗口开始时间(例如VP 322之后的600毫秒)启动A3窗口324。A4窗口326在A3窗口结束时间325处在A3窗口324到期时开始，并且延伸直到感测到A4信号330或心室起搏率间隔(VV间)到期，从而在未感测到A4信号时产生心室起搏脉冲。在图7的实例中，在所示的八个心室周期的每个周期中，响应于低A4感测阈值幅度338的跨过(在A4窗口326期间)感测到A4事件330。A4感测的事件信号328可以由心房事件检测器电路240响应于每个心室周期期间(在心室后消隐期之外)的最早A4感测阈值幅度跨过而产生。下一个VP 322由脉冲发生器202在由起搏定时电路242响应于A4感测的事件信号328而开始的AV起搏间期340到期时产生。
应当注意，A3窗口324、A4窗口326和AV起搏间期340的持续时间是出于说明的目的而示出的，并且不一定是根据图320中相对于彼此的时间标度或心室周期长度作为整体而示出的。例如，AV起搏间期340可以是10毫秒至30毫秒(例如，20毫秒)，而A3窗口324可以是200毫秒至300毫秒长，并且A4窗口326甚至可以更长，例如，在一些实例中为400毫秒或更长。为了说明和方便起见，在图7中示出了A3窗口324、A4窗口326和AV起搏间期340的相对持续时间，而没有意图的限制。
控制电路208可以例如在图7所示的八个心室周期的结束VP 332时，每八个(或其他选定的数量的)心室周期确定A4感测控制参数度量。在图7所示的实例中，由控制电路206确定的A4感测控制参数度量是最小检测到的A4幅度。A4窗口326期间的最大运动信号幅度可以被确定为每个心室周期期间的A4信号幅度，其包含在A3窗口结束时间326之后的A4感测的事件信号328。在八个心室周期期间确定的最低最大幅度值334在八个心室周期到期时(在VP 332处)被确定为最小检测到的A4幅度。如下所述，该最小检测到的A4幅度是运动传感器信号的特征，其由控制电路206在指定数量的心室周期上确定为在调整低A4感测阈值幅度338中使用的A4感测控制参数度量。
例如，如果该最小检测到的A4幅度334是低A4感测阈值幅度338的至少1.5倍，则可以增加低A4感测阈值幅度338。在最小检测到的A4幅度334和低A4感测阈值幅度338之间存在足够的安全裕度，使得控制电路206可以增加低A4感测阈值幅度338。当控制电路206确定感测到的A4事件的峰值幅度相对高(基于最小检测到的A4幅度334)并且在大多数心室周期期间(例如，至少75％的心室周期)有规律地感测到A4事件时，可以增加低A4感测阈值幅度338以避免对其他运动信号(其可以是心脏或身体运动或其他信号噪声)的过度感测，同时仍然在最小检测到的A4幅度334和低A4感测阈值幅度338之间提供合理的安全裕度。
低A4感测阈值幅度338的其他倍数可以与最小检测到的A4幅度334进行比较，以确定在低A4感测阈值幅度338和最小检测到的A4幅度之间是否存在超过最小期望的安全裕度，证明低A4感测阈值幅度的增加是合理的。在其他实例中，低A4感测阈值幅度338的1.25倍直到低A4感测阈值幅度338的2倍可以被用作应用于最小检测到的A4幅度334的调整阈值。当最小检测到的A4幅度334至少是大于低A4感测阈值幅度338的当前值的所选倍数时，通过控制电路206可以安全地增加低A4感测阈值幅度338。相对较低的倍数，如低A4感测阈值幅度338的1.25倍，倾向于允许控制电路206更频繁地并且朝向更高的值递增低A4感测阈值幅度338，同时在低A4感测阈值幅度338和最小检测到的A4幅度334之间保持相对较低的安全裕度。相对较高的倍数，如低A4感测阈值幅度338的2倍，倾向于使控制电路206通常更少地递增低A4感测阈值幅度，随着时间将低A4感测阈值幅度保持为相对较低的值，在低A4感测阈值幅度338和最小检测到的A4幅度334之间具有较大的安全裕度。
图8是标记为I、II、III和IV的四个心室周期的图350，其表示在八个(或其他预定数量的)心室周期期间可能发生的各种情形，在所述八个心室周期中从运动传感器信号确定A4感测控制参数度量。在一些实例中，每个心室周期可以由控制电路206被分类为“适用”周期或“不适用”周期，这取决于A4窗口是否启动。控制电路206可以例如在图6的框306处基于在预定数量的心室周期的连续系列期间的适用周期的数量来确定是否满足调整标准。
在图7的实例中，在每个心室周期期间在A4窗口326期间检测到A4信号。然而，情况可能并不总是如此。例如，在图8的第一心室周期I中，VP 352之后是A3窗口354和A4窗口356，然而，在心室起搏间期(VV间期)358到期之前，运动传感器信号351没有跨过高A4感测阈值376或低A4感测阈值368。VV间期358可以是编程的较低心室率间期，或者可以基于最近确定的实际心室率从较低心室率间期调整到速率平滑间隔。VP 362由脉冲发生器202在VV间期358到期时产生。由于未感测到A4信号，因此无法在第一心室周期I期间确定A4事件幅度。然而，出于确定何时满足A4感测控制参数调整标准的目的(例如，在图6的框306处)，可以将心室周期I视为适用周期。例如，A4感测控制参数调整标准可以要求在预定数量的心室周期的至少阈值数量内启动A4窗口。由于A4窗口356启动，即使未感测到A4信号，通过控制电路206也可以确定第一心室周期I是适用周期。
第二心室周期II以VP 362开始并以VP 372结束，VP 372由脉冲发生器202根据A4感测的事件信号365以AV起搏间期370产生。A4窗口366在A3窗口的结束时间325开始，并且由于运动信号穿过低A4感测阈值幅度368，在A4窗口366期间感测到A4信号360。第二心室周期II通过控制电路206被计数为适用周期，因为A4窗口366被启动。在A4窗口366期间运动传感器信号的最大幅度可以由控制电路206确定，用于在预定数量的心室周期上确定最小检测到的A4幅度，作为由控制电路206根据运动传感器信号确定的一个A4感测控制参数度量。
第三心室周期III从VP 372开始并且到VP 382结束。在该周期中，在A3窗口374期间，A4信号380跨过高A4感测阈值376。因此，A4窗口永远不会启动。VP 382以VA起搏间期370从A4感测的事件信号375递送。由于A4窗口未被启动，出于确定适用周期计数和应用用于调整A4感测控制参数的标准和/或用于确定应用于A4感测控制参数的调整的目的，通过控制电路206可以将第三心室周期III分类为不适用周期。适用周期可以是比A3窗口结束时间325长的任何心室周期。
在一些实例中，当在A3窗口374期间感测到A4事件时，如在心室周期III中，控制电路206延长A3窗口结束时间325。控制电路206开始AV起搏间期370，其可以在正常调度的A3窗口结束时间325之后到期。这样，控制电路206可以将A3窗口结束时间从调度的结束时间325延长到与AV起搏间期370的到期同时发生的延长的结束时间327，使得不启动A4窗口。在这种情况下，延长的A3窗口结束时间327随着在A3窗口374期间开始的AV起搏间期270而到期，但是当在A3窗口374中较晚地感测到A4事件时，可能比正常的A3窗口结束时间325更晚地结束。延长的A3窗口结束时间327以心室起搏脉冲382结束，这排除了开始A4窗口，使得心室周期III不被计数为适用周期。
第四心室周期IV开始于VP 382并结束于心室感测的事件392。在该实例中，A3窗口384启动，但是在A4窗口开始之前，固有的R波(其可以是心室早发性收缩(PVC))由心脏电信号感测电路204感测，如在A3窗口384期间由心室感测的事件信号(VS)392所示出的。第四心室周期IV通过控制电路206被分类为不适用周期，因为A4窗没有启动。
因此，在一些实例中，预定数量的心室周期(例如八个心室周期)中的每个心室周期(在该预定数量的心室周期中，从运动信号确定A4感测控制参数度量)可以被分类为当A4窗口启动时“适用”(无论是否感测到A4信号)或者当A4窗口未启动时“不适用”。在一些实例中，在图6的框306处的调整标准可能需要在每组N个心室周期期间达到最小数量的适用周期。当通过控制电路206对少于阈值数量的适用周期进行分类和计数时，可以确定不满足框306处的调整标准，因为可能没有足够的A4信号幅度和定时信息可用。
如图7中所示，图8中所示的A3窗口、A4窗口、AV起搏间期370和心室周期I、II、III和IV的持续时间本质上是说明性和概念性的，而不旨在是限制性的。A3窗口、A4窗口、AV起搏间期和总心室周期的相对持续时间可能不会根据彼此的相对时间标度来显示。例如，与如在心室周期II中感测到A4事件的A4窗口366相比，在心室周期I中开始并在VV起搏间期358中以心室起搏脉冲362结束的A4窗口356将倾向于是相对长的A4窗口(当没有感测到A4事件时)。A4窗口可能比A3窗口长或短，这取决于何时以及是否检测到A4事件。因此，应当注意，A3窗口和A4窗口的相对时间持续时间可以在不同周期之间变化，并且可以彼此相对不同，心室周期长度和AV起搏间期与如图8的实例中所示的不同。
图9是根据一个实例的用于由控制电路206确定A4感测控制参数度量以用于调整低A4感测阈值的方法的流程图500。在一些实例中，A4感测阈值仅在心房跟踪心室起搏模式(例如，VDD起搏模式，其可以是临时或永久VDD起搏模式)期间由控制电路206自动地调整。当起搏模式为非心房跟踪起搏模式(例如，VDI(R)或VVI(R))时，可以禁用或暂停低A4感测阈值的调整。如图5所示，低A4感测阈值(例如，阈值448)是在用于感测A4事件的在A3窗口结束时间之后施加到运动传感器信号的阈值幅度。如果在框502处起搏模式是心房跟踪起搏模式，则控制电路206在框504处为每个A4事件确定A4事件幅度和时间，该A4事件是在每个心室起搏脉冲之后的A4窗口期间感测的，或者是在预定数量的心室周期(例如八个周期)内感测的R波。预定数量的心室周期可以是连续的周期，例如，如图7所示，但是在每个连续的心室周期的A4窗口中可以感测到或可以未感测到A4事件。
对于在N个心室周期上感测到的每个A4事件，A4事件幅度可以被确定为在晚于A3窗口结束时间发生的低A4感测阈值跨过之后(并且在下一个心室电事件之前)的运动传感器信号的最大峰值幅度。A4事件时间可以被确定为自最近的先前心室电事件(最近的先前心室起搏脉冲或感测的R波)以来的最大峰值幅度的样品号或时间戳。
控制电路206继续确定在A4窗口期间感测的每个A4事件的A4事件幅度和时间(框504)，直到N个心室周期已经过去(框506)。在一些情况下，如上文结合图8所述，对于N个心室周期中的每一个，在A4窗口期间可能没有感测到A4事件，或者可能没有出现A4窗口(由于在A3窗口期间早期感测到的R波或早期感测到的A4事件)。因此，在一些实例中，在N个心室周期已经过去之后，对于N个心室周期，可以由控制电路206确定多达N个A4事件幅度和A4事件时间，但是有时少于N个A4事件幅度和A4事件时间，并且将其在存储器210中缓冲。
一旦N个心室周期已经过去(框506的“是”分支)，控制电路206可以基于N个心室周期上的运动传感器信号来确定一个或多个A4感测控制参数度量。在框508处，控制电路206可以确定适用周期计数。适用周期计数是N个心室周期中的周期数，其中如上结合图8所述启动A4窗口。存储器210中的缓冲器可以存储在N个心室周期期间包含A4窗口的每个心室周期的标志，以便于在框508处确定适用周期计数。即使在心室周期期间启动A4窗口，在A4窗口期间可以感测到或可以未感测到A4事件。存储器210中的另一个缓冲器可以存储在A4窗口期间感测到A4事件的N个心室周期中的每个心室周期的标志，以便于在框510处确定检测到的A4计数。控制电路206可以对缓冲器中响应于在N个心室周期内的A4窗口期间由心房收缩事件检测器电路240产生的每个A4感测的事件信号而设置的标志的数量进行计数。
在框511处，在N个心室周期内，最小检测到的A4幅度被确定为在框504处确定的A4事件幅度的最低值。在框512处，控制电路206可以确定早期A4计数。在A3窗口的结束时间的预定的阈值时间间隔内在A4窗口期间感测到的A4事件被分类为早期A4事件。例如，在A3窗口的结束时间的50毫秒(或其他选择的时间间隔)内发生的每个A4感测的事件信号可以被计数为早期A4事件。控制电路206可以从在框504处确定的A4事件时间中减去A3窗口结束时间，并将该差值与阈值时间间隔(例如，50毫秒)进行比较如果该差值小于阈值时间间隔，则可以将早期A4事件标志存储在存储器206中的缓冲器中，用于相应的心室周期。控制电路206可以通过对在N个心室周期内设置的早期A4事件标志的数量进行计数，在框512处确定早期A4计数。
在框514处，控制电路206通过对在早期事件阈值时间间隔或之后的A4窗口期间由心房收缩事件检测器电路240产生的A4感测的事件信号的数量进行计数来确定正常A4计数。例如，控制电路206可以为每个心室周期在缓冲器中设置标志，在该心室周期期间，在A3窗口的结束时间之后的50毫秒或更长时间产生A4感测的事件信号。在框514处，控制电路206可以对在N个心室周期内设置的正常A4事件标志的数量进行计数。
在框518处，控制电路206确定A3窗口检测计数。每当在A3窗口期间感测到A4事件时，响应于运动传感器信号跨过高A4感测阈值幅度，A4事件可以与A3事件融合或重叠，或者A3事件可以被过度感测为A4事件。在一些情况下，房室同步性可能由于常规A4事件感测的丢失而丢失，这可能在A4信号在心室周期期间实际发生之前当A3事件被过度感测为A4事件时发生。由心室起搏脉冲引起的心房跟踪的丢失可能与A3事件过度感测结合发生，如通过由心房收缩事件检测器电路240在A3窗口期间和/或在A3窗口结束时间之后的早期产生的频繁A4感测的事件信号所证明的。心室起搏脉冲可能正在跟踪过度感测的A3事件，而不是真正的A4事件。在这种情况下，在A4窗口期间降低所述低A4感测阈值幅度可能导致A3事件过度感测，并伴有心室起搏脉冲的心房跟踪的相关损失。这样，对于在A3窗口期间由心房收缩事件检测器电路240产生A4感测的事件信号的N个心室周期期间的每个心室周期，控制电路206可以在存储器210中的缓冲器中设置A3窗口检测标志，以便于在框518处确定A3窗口检测计数。在A3窗口中感测到的A4事件的这种计数可以用于验证A3事件过度感测的条件和/或由于A3事件过度感测而发生的可能的A4事件感测不足。
在框520处，控制电路206可以确定是否应调整低A4感测阈值幅度，并且如果是，则基于在框508-518处在N个心室周期内确定的各种A4感测控制参数度量来确定要进行的调整。例如，当当前设置的低A4感测阈值幅度不超过调整上限并且计数了阈值数量的早期A4事件时，可以增加低A4感测阈值幅度。当最小检测到的A4幅度小于或等于当前设置的低A4感测阈值幅度的预定因子时，可以降低所述低A4感测阈值，以恢复最小检测到的A4幅度和低A4感测阈值幅度之间的期望的安全裕度。当最小检测到的A4幅度大于当前设置的低A4感测阈值幅度的预定因子时，可以增加所述低A4感测阈值。下面结合图10描述基于A4感测控制参数度量的各种标准，这些标准可以在框520处应用于确定是递增所述低A4感测阈值、递减所述低A4感测阈值还是保持所述低A4感测阈值不变。
当满足调整标准并且在框520处确定了适当的增量或减量时，控制电路206在框522处调整低A4感测阈值幅度。在一些实例中，当满足指定的条件时，低A4感测阈值幅度分别通过预定的增量或减量被增加或减少。在其他实例中，可以将低A4感测阈值幅度调整为基于一个或多个控制参数度量确定的值。例如，可以将低A4感测阈值幅度调整为基于最小检测到的A4幅度设置的值。例如，可以将低A4感测阈值幅度直接调整为最小检测到的A4幅度的分数或百分比，以实现期望的安全裕度，而不是通过预定的增量或减量来调整。
在框522处调整低A4感测阈值幅度之后，控制电路206可以返回至框502以继续确定下一系列N个心室周期的A4感测控制参数度量，只要心房跟踪起搏模式保持有效(如在框502处所确定的)。在一些实例中，起搏模式可以仅每八个心室周期切换，同时确定A4感测控制参数度量和任何所得的A4感测控制参数调整。这样，如果发生起搏模式切换，例如，切换到速率响应起搏模式或非心房跟踪心室起搏模式，则低A4感测阈值幅度的自动调整可以被暂停或禁用，直到控制模块206切换回到心房跟踪心室起搏模式。在其他实例中，起搏模式可以在N个心室周期期间切换。当这种情况发生时，如果新的起搏模式不是心房跟踪心室起搏模式，则控制电路206可以暂停和禁用A4感测阈值幅度调整，而不在N个周期之后确定A4感测控制参数度量。
此外，虽然流程图500(以及本文呈现的其他流程图)涉及在每N个周期之后被调整的一些A4感测控制参数(基于从N个周期确定的A4感测控制参数度量)，但是应当理解，可以在N个周期的集合之间的心室周期的预定时间间隔或数量内暂停调整，以提供一个或多个A4感测控制参数的周期性调整。N个周期的每个集合之间的心室周期的数量可以大于、小于或等于N。为了说明，可以在8个心室周期之后调整低A4感测阈值(或另一个A4感测控制参数)。控制电路206可以在接下来的8个到16个周期内暂停调整，然后在接下来的8个心室周期之后再次调整低A4感测阈值。以这种方式，低A4感测阈值幅度可以基于最近的8个心室周期来调整，但是例如每16个至24个周期调整一次。
图10是根据一个实例的用于确定对低A4感测阈值幅度的调整的方法的流程图520。流程图520的过程可以对应于由控制电路206在图9的类似编号的框520处执行的确定。因此，一旦根据如下所述的流程图520的过程在框538(减量)、框544(增量)或框546(无调整)处做出调整决定，控制电路206可以前进到图9的框522以相应地做出所确定的调整。在流程图520的过程中，可以基于如上结合图9所述确定的A4感测控制参数度量的分析，通过控制电路206来分析与运动信号特征和/或感测的A4事件的定时和/或幅度相关的各种条件。当满足指定的条件/标准时，控制电路206可以确定在图9的框522处要应用调整，例如预定的增量或减量。
例如，控制电路206可以被配置成检测A3事件过度感测或其他运动信号过度感测的证据，导致通过心房收缩事件检测器电路240产生错误的A4感测的事件信号。在框530处，当满足早期A4窗口感测条件时，控制电路206可以检测A3事件过度感测的证据。控制电路206可以确定所生成的A4感测的事件信号在A4窗口中较早地以相对高的频率发生。当在A3窗口结束时间之后，例如在A3窗口结束时间之后的50毫秒至100毫秒内，相对快速地感测到A4事件时，在A4窗口期间施加的低A4感测阈值幅度可能低于最佳值。当这种情况发生时，A4事件信号可能实际上在A4窗口中较晚发生，但是由于低A4感测阈值幅度的低值，A3事件或其他运动信号可能在真正的A4事件信号之前在A4窗口中被过度感测为A4事件。因此，在框530处，控制电路206可以检查A4感测控制参数度量，以确定A4感测的事件信号是否在A4窗口中相对较早地频繁发生，指示可能的A3事件或其他运动信号过度感测。
在框530处，通过控制电路206可以应用各种标准来确定是否在A4窗口中较早地感测到A4事件信号，使得满足较早的A4窗口感测条件，这表明在A3窗口结束时间之后较早地感测到A3事件信号、或A3事件信号的结束、或其他基线运动信号噪声作为A4事件。在一个实例中，控制电路206将在图9的框512处确定的早期A4计数与早期A4计数阈值进行比较。例如，如果早期A4计数(在A3窗口结束时间之后的50毫秒或其他预定的时间间隔内产生的A4感测的事件信号的数量)为N个心室周期中的至少1、2、3、4或其他选定数量(或百分比)，则可以至少基于在框530处满足早期A4窗口感测条件来检测可能的A3事件或其他运动信号过度感测的证据。
控制电路206可以附加地或替代地比较早期A4计数与正常A4计数。在框514处(图9)确定的正常A4计数是在A3窗口结束时间之后的预定时间间隔之后(例如在A3窗口结束时间之后的50毫秒或更晚时)感测到的A4事件的数量。当早期A4计数至少等于或大于正常A4计数时，控制电路206可以检测到频繁A3事件或其他运动信号过度感测的证据，这导致在A4窗口中早期生成错误的A4感测的事件信号。
在一些实例中，可能需要满足条件的组合，例如，要求早期A4计数的阈值和早期A4计数大于或等于正常A4计数，以使控制电路206在框530处确定满足早期A4窗口感测条件。在说明性的实例中，当早期A4计数是N个心室周期的至少25％(例如，8个心室周期中的2个)并且早期A4计数大于或等于正常A4计数时，控制电路206可以在框530处确定满足早期A4窗口感测条件。在其他实例中，在框530处可能需要满足一个或多个幅度条件，这些幅度条件将指示可能正在发生错误的A4事件感测。例如，如果对于所计数的每个早期A4事件，在A4窗口期间的最大运动传感器信号幅度比在低A4感测阈值穿越时间(并且产生A4感测事件信号)之后的阈值时间间隔更多地出现，则该幅度条件可以指示由于A3事件信号和/或其他运动信号的过度感测而导致的过早A4事件信号感测。
在框530处，通过控制电路206可以应用各种早期A4窗口感测条件。这样的标准可以是基于时间的标准和/或基于幅度的标准。例如，控制电路206可以将感测到的A4事件的时间(例如，在A4窗口期间低A4感测阈值幅度跨过的时间)与早期A4窗口感测标准进行比较，将在A4窗口期间从低A4感测阈值幅度跨过到最大运动传感器信号幅度的时间与早期A4窗口感测标准进行比较，将在A4窗口期间的最大运动传感器信号幅度和低A4感测阈值幅度之间的差与早期A4窗口感测标准和/或指示在A4窗口期间可能过早感测到非A4事件的其他定时和/或幅度相关标准进行比较，例如，由于在A4窗口中较早的A3事件过度感测。当满足早期A4窗口感测条件/标准时，控制电路206可以在532框处确定是否满足用于递增所述低A4阈值的标准。
控制电路206可以在框处532应用增量标准，以避免将所述低A4感测阈值增加到超过最大极限，和/或增加已经处于相对高值的低A4感测阈值。例如，调整的低A4感测阈值幅度值可以被限制为不大于低A4阈值最大极限，其可以对应于5m/s2的加速度或其他选择的上限。应当理解，本文给出的加速度阈值或最大值和最小值的实例可以在心房事件检测器电路240中的ADC单元中实现。例如，每个ADC单元可能对应于11.8毫克(其中1g是重力加速度)，而100毫克可能对应于1m/s2加速度。当控制电路206确定将低A4感测阈值调整预定的增量将导致低A4感测阈值幅度超过最大极限时，不满足框532处的增量标准。控制电路206可以在框546处确定不应该进行调整。
附加地或替代地，控制电路206可以在框532将低A4感测阈值幅度的当前值与调整阈值进行比较。例如，低A4感测阈值幅度的当前值可能需要小于或等于低A4感测阈值幅度的最小极限的两倍(或其他倍数)。为了说明，如果低A4感测阈值幅度的最小可用设置为0.8m/s2，则当前设置的低A4感测阈值幅度可能需要等于或小于最小设置的两倍，或者在该实例中为1.6m/s2，以便在框532处满足增量标准。如果当前设置的低A4感测阈值幅度大于调整阈值，则控制电路206可以在处532确定不满足增量标准，并且在处546确定不进行调整。
在其他实例中，控制电路206可以将低A4感测阈值幅度的当前值与低A4感测阈值幅度的最大可用设置的一半(或其他分数)进行比较。通常，当低A4感测阈值幅度的当前设置在可用设置的范围中(例如在可用设置的范围的下半部分中)相对较低时，控制电路206可以在框532处确定满足增量标准。
在其他实例中，控制电路206可以附加地或替代地将低A4感测阈值幅度的当前值与低A4感测阈值幅度的一个或多个先前值进行比较。低A4感测阈值幅度的最大(或最小)允许设置可以基于低A4感测阈值幅度的一个或多个历史值。例如，低A4感测阈值幅度可以被限制为最大值，所述最大值被设置为可以被缓冲在存储器210中的低A4感测阈值幅度设置的最大值、平均值或中位值的百分比，例如，最近的四个、八个、十二个或其他最近的值。在其他实例中，A4感测阈值幅度设置的历史值可以从植入时间和起搏器14开始工作时开始存储。
当控制电路206确定在框530处满足早期A4窗口感测条件并且在框532处满足增量标准时，控制电路206可以确定低A4感测阈值幅度将被调整ADC单元的预定增量，例如一个或多个ADC单元，其可以对应于0.1m/s2、0.2m/s2、0.25m/s2、0.3m/s2的加速度增量或者其他预定的加速度增量。控制电路206可在框544处设置调整增量以用于在图9的框422处调整低A4感测阈值幅度。增量可以是固定的增量(例如0.3m/s2)，所述固定的增量在框530处满足早期A4窗口感测条件并且在框532处满足增量标准时的任何时间使用。应当理解，当增加整个增量将超过低A4感测阈值幅度的最大上限时，该调整可以是预定的增量的一部分。
在其他实例中，在框544处设置的增量可以是可调整的增量，所述可调整的增量可以相对更大或更小，这取决于低A4感测阈值幅度的当前值、A4感测控制参数度量的值以及在框530处满足的条件。例如，当早期A4计数相对较高或远远大于正常A4计数和/或低A4感测阈值幅度的当前值处于或接近最小极限时，可以在框544处设置相对较高的增量。如果早期A4计数相对较低或等于正常A4计数，或者低A4感测阈值幅度的当前值接近最大极限或在可用设置的较高范围内，则可在框544处设置相对较低的增量。以这种方式，可以基于一个或多个因素来缩放在框544处设置的调整增量，所述一个或多个因素例如是低A4感测阈值幅度的当前值、在A4窗口中较早感测到的A4事件的频率和/或在N个心室周期内在A4窗口期间低A4感测阈值幅度的当前值与最小检测到的A4幅度之间的差。
当在框530处没有满足早期A4窗口感测条件时(框530的“否”分支)，控制电路206可以确定是否满足指示在A4窗口期间A4事件信号的可能感测不足的条件/标准。当在A3窗口中没有感测到A4事件，使得在A3窗口结束时间启动A4窗口，并且在下一个心室起搏脉冲或感测到的R波之前没有检测到A4事件信号时，可能由于将低A4感测阈值幅度设置得太高而使A4事件信号未被充分感测。因此，在框534处，控制电路206可以将在N个心室周期内确定的一个或多个A4感测控制参数度量与用于在A4窗口期间检测A4事件感测不足的证据的标准进行比较。
在一个实例中，控制电路206将检测到的A4计数(在图9的框510处确定)与适用周期计数(在其中A3窗口结束并且A4窗口开始的心室周期的数量，如在图9的框508处确定的)进行比较。当检测到的A4计数比适用周期计数小超过阈值差(或百分比)时，在框534处，控制电路206可以在A4窗口中检测感测不足的证据。可以通过控制电路206进行各种比较，以确定在A4窗口期间感测到的在N个心室周期内发生的A4事件的数量是否相对低，这指示A4事件信号的可能的感测不足。例如，检测到的A4计数与适用周期计数的比率可以与阈值比率或百分比进行比较。当检测到的A4计数小于适用周期计数的100％、90％、80％、75％、70％或其他选定的百分比时，控制电路206可以检测到A4感测不足的证据。
在一些实例中，适用周期计数可能需要大于或等于指定的阈值，例如，N个心室周期的至少3个、4个、5个或其他选定的数量(或百分比)，以便在A4窗口期间检测A4感测不足的证据。控制电路206可以确定在N个心室周期内开始最小阈值数量的A4窗口(在A3窗口在心室周期结束之前结束时),以便满足在框534处用于检测A4感测不足的证据的条件。当N个心室周期中的一小部分具有开始的A4窗口时，例如，仅八个心室周期中的一个或N个心室周期的少于20％(或其他阈值百分比)，可能没有足够的证据来检测可能的A4事件感测不足。上面结合图8描述了可能导致在心室周期期间没有A4窗口被启动的条件。在一些实例中，控制电路206确定N个心室周期内可适用周期的数量是否小于N个心室周期的50％、40％、30％、25％、20％或15％，以便满足在框534处用于确定A4窗口期间A4感测不足的标准。
当检测到的A4计数小于可适用周期计数的阈值百分比或与可适用周期计数的差值并且可适用周期计数至少是阈值计数时，控制电路206可以在框534处确定满足A4事件感测不足标准的证据。例如，当八个心室周期中的至少五个是适用周期(具有开始的A4窗口)并且在少于适用周期数量的少于两个周期期间感测到A4事件时，在框534处可以满足用于检测在A4窗口期间A4事件的感测不足的证据的标准。附加地或替代地，控制电路206可以在框534处将正常A4计数与阈值进行比较。当阈值数量的可适用周期发生但没有感测到正常A4事件时，其是在A3窗口结束时间之后至少预定的时间间隔(例如，50毫秒)感测到的A4事件，A4窗口期间的A4事件感测不足可能正在发生，这可能是由于设置得太高的低A4阈值幅度。
在其他实例中，控制电路206可以将最小检测到的A4幅度(在图9的框511处确定)与阈值进行比较，所述阈值可以基于低A4感测阈值幅度的当前设置。当最小检测到的A4幅度小于阈值幅度时，由于低A4感测阈值幅度与最小检测到的A4幅度之间的安全裕度不足，因此A4事件感测不足的可能性可能会增加。最小检测到的A4幅度阈值可以被设置为当前低A4感测阈值幅度值的倍数，例如1.1、1.2、1.25、1.5、2.0或其他选择的倍数。当最小检测到的A4幅度阈值至少不是大于当前低A4感测阈值幅度的安全裕度时，A4事件感测不足的可能性可能会增加。
在框534处，可以通过控制电路206来检查两个或更多个标准的组合(包含上述的任何标准)，以确定是否满足用于检测A4事件感测不足的证据的条件。在说明性的实例中，当适用周期计数是8个心室周期中的至少5个、检测到的A4计数小于适用周期计数的2倍、并且最小检测到的A4幅度小于或等于当前低A4感测阈值幅度设置的1.5倍或者正常A4计数为零时，控制电路206在框534处检测到A4事件感测不足的证据。当满足这些标准时，控制电路206可以确定A4事件感测不足是可能的，并且低A4感测阈值幅度应该被减小。控制电路206可以前进到框536以确定是否满足减量标准。
通过在框534处检测A4事件感测不足的证据，当低A4阈值幅度被设置得太高而不能可靠地感测A4事件时，控制电路206可以调整低A4阈值幅度。然而，在一些情况下，可以适当地设置低A4阈值幅度，但是可能不会感测到真实的A4事件，因为在心室周期中较早发生的A3事件被过度感测，从而排除了对较晚的真实A4事件的感测。当A4事件被感测不足的原因仅仅是由于低A4阈值幅度被设置得太高时，在A3窗口期间很少或没有A4事件被预期检测到。然而，当A3窗口结束时间被设置得太早或高A4阈值幅度被设置得太低时，对A3事件的过度感测可能导致在A4窗口期间真实A4事件的感测不足。在这种情况下，对高A4阈值幅度和/或A3窗口结束时间的调整可以恢复可靠的A4感测，而不需要对低A4阈值幅度的调整。
因此，在一些实例中，在框534处确定满足用于检测A4窗口期间的A4事件感测不足的标准时，控制电路206可以应用用于验证A3事件的过感感测没有在N个心室周期内发生并且导致稍后的A4事件的感测不足的标准。在一些情况下，例如，随着心率或其他因素的变化，A3窗口结束时间可以被设置为在A3事件附近或稍早于A3事件结束。在这种情况下，可能需要在调整低A4阈值幅度之前调整A3窗口结束时间。在框534应用的标准可以包含将A3窗口检测计数(在图9的框518处确定)与阈值进行比较。在一些实例中，控制电路206可以要求在A3窗口期间检测到零个A4事件(A3窗口检测计数在N个心室周期内为零)，以便在框534处满足A4事件感测不足的标准，从而在框538处导致低A4阈值幅度的可能减量。
可在框534处应用的用于验证A3事件过度感测不会导致A4事件的感测不足的另一条件可能需要在A4窗口中较早地(例如，在A3窗口结束时间的50毫秒或其他指定的时间间隔内)感测到相对较少的A4事件。当A3事件信号在A3窗口结束时间之后发生时，几个早期A4感测的事件信号可以在N个心室周期内发生，导致A3事件被过度感测为早期A4事件。如果发生这种情况，低A4感测阈值幅度不应被递减，否则A3事件过度感测可能会更频繁地发生。而且，A3窗口结束时间可能需要调整。由控制电路206应用的用于验证没有发生A3过度感测的标准的实例可以包含要求早期A4计数(在图9的框512处确定)小于阈值数，例如，小于八个心室周期中的2个和/或早期A4计数小于正常A4计数。
当在框534处满足用于确定A4窗口期间的A4感测不足的所有标准时(其可以包含用于验证A3过度感测未发生的标准)，控制电路206可以在框536处确定是否满足递减标准。当减量没有导致低A4感测阈值幅度小于最小值时，低A4感测阈值幅度可以被递减。当当前低A4感测阈值幅度接近最小可用设置和/或接近最小检测到的A4幅度时，可以应用与最小检测到的A4幅度和/或低A4感测阈值幅度的当前设置相关的其他标准，以避免降低所述低A4感测阈值幅度。
当在框536处满足减量标准时，控制电路206在框538处设置减量，该减量用于在图9的框522处调整所述低A4感测阈值幅度。减量可以是固定的预定值，例如一个或多个ADC单元，例如0.3ms/s2。在其他实例中，减量可以是可调整的或按比例的减量。控制电路206可以基于低A4感测阈值幅度和/或最小检测到的A4幅度的当前设置来确定减量。
当在框536处不满足减量标准时，控制电路206可以确定低A4感测阈值幅度不应从其当前值减小，即使在框534处检测到A4事件感测不足的证据而没有A3事件过度感测的证据。控制电路206可以前进到框546，使得在图9的框522处不进行调整。
如果在框534处不满足用于确定在A4窗口期间A4事件感测不足的标准，则控制电路206可以前进到框540，以确定是否满足具有高A4事件幅度标准的常规A4感测。当定期地感测到具有高幅度的A4事件时，可以证明低A4感测阈值幅度的增加是合理的。当控制电路206确定在N个心室周期内的A4窗口期间的常规A4事件感测和/或感测到的A4事件幅度与当前的低A4感测阈值幅度相比相对高时，可以满足高A4事件幅度标准。例如，当N个心室周期中的大多数包含在A4窗口期间感测到的A4事件时，A4事件感测可以被确定为有规律的。当每个定期感测的A4事件的峰值幅度大于超过低A4感测阈值幅度的当前设置的预定裕度时，在框540处，通过控制电路206可以确定满足高A4幅度标准。
在一个实例中，控制电路206可以通过确定适用周期计数大于阈值、确定检测到的A4计数等于适用周期计数、确定正常A4事件计数至少是阈值数量并且确定最小检测到的A4事件幅度大于调整阈值来确定满足具有高A4幅度标准的常规A4感测。在一些实例中，适用周期计数阈值可以大于N个心室周期的一半。例如，适用周期计数可能需要为所分析的八个心室周期中的至少五个。当检测到的A4计数等于适用周期计数时，在每个A4窗口中感测A4事件并确定为定期感测。可能要求检测到的A4事件的阈值数量是正常的A4事件(即，在A3窗口结束时间之后至少在预定的时间间隔感测到)。例如，正常的A4周期计数可能需要大于一。应用于最小检测到的A4事件幅度的调整阈值可以被设置为当前低A4感测阈值幅度乘以调整因子。例如，调整因子可以是1.25、1.5、2.0或在最小检测到的A4幅度和低A4感测阈值之间提供所需的安全裕度的其他因子。例如，当如在框511处确定的最小检测到的A4幅度大于当前低A4感测阈值幅度设置的1.5倍时，可以增加低A4感测阈值幅度。
当控制电路206确定A4事件感测在A4窗口期间定期且可靠地发生(例如，对于N个心室周期的至少50％或更多)并且最小检测到的A4幅度大于所述低A4感测阈值幅度的倍数时，控制电路206在框540处确定标准被满足并且前进到框542。控制电路在框542处确定是否满足低A4阈值幅度增量标准。例如，低A4感测阈值幅度的当前设置可能需要比最大上限小阈值量(例如，小至少一个ADC单元或更多)。可以基于最小检测到的A4事件幅度和/或低A4感测阈值幅度的当前设置应用其他增量标准，以避免由于递增所述低A4感测阈值幅度而引入A4事件感测不足。
当在框542处满足增量标准时，控制电路206可以前进到框544以确定要在图9的框522处应用的调整增量。调整增量可以被设置为对应于0.1m/s2、0.2m/s2、0.25m/s2、0.3m/s2或其他选定值的固定的预定值。如上所述，可以基于最小检测到的A4幅度、低A4感测阈值幅度的当前设置、低A4感测阈值幅度的当前设置与最大或最小极限之间的差、最小检测到的A4幅度与最大或最小极限之间的差、检测到的A4计数、正常A4计数、早期A4计数和/或其他A4感测控制参数度量或其任意组合来调整或缩放调整增量。
当控制电路206确定用于检测具有高A4幅度的常规A4事件感测的标准未被满足(框540)或增量标准未被满足(框542)时，控制电路206可以在框546处将调整设置为零，使得在图9的框522处不对低A4感测阈值幅度进行调整。
应当理解，当将低A4感测阈值幅度递增预定的固定增量(这会导致低A4感测阈值幅度超过最大允许设置)时，控制电路206可以将调整增量设置为固定增量的一部分，使得低A4感测阈值幅度被调整到最大极限而不超过该最大极限。同样地，在一些情况下，当通过固定减量的调整将导致低A4感测阈值幅度小于最小极限时，在框538处设置的调整减量可以是预定的固定减量的一部分。例如，最小设置可以是0.8m/s2的加速度。当预定的固定减量为0.3m/s2并且低A4感测阈值幅度的当前值为0.9m/s2时，将A4感测阈值幅度减小固定的减量将使其低于最小极限。在这种情况下，可以将低A4感测阈值幅度递减到0.8m/s2的最小允许设置，而不是减小一个完整的预定的固定减量值。
结合图10的流程图420描述的各种标准和条件被描述为以特定的顺序应用于A4感测控制参数度量。然而，应当理解，可以以与此处所示的顺序不同的顺序应用标准。例如，框532的一个或多个增量标准可以在确定是否满足早期A4窗口感测标准之前和/或之后应用，或者反之亦然。同样地，在框534处确定是否满足A4感测不足标准之前和/或之后，可以应用一个或多个减量标准，或者反之亦然。例如，控制电路206可以在检查分别将导致增量或减量的条件之前，检查低A4感测阈值幅度是否已经处于最大或最小极限。此外，预期控制电路206可以被配置成顺序地、同时地或并行组合地评估多个标准，以达成递增、递减或不调整低A4感测阈值幅度的决定。
当以所示的顺序执行框530、534和540时，控制电路206可以通过在框530处检查满足早期A4窗口感测条件来优先检查A3事件过度感测。在VDD起搏模式期间，A3事件过度感测导致心室起搏脉冲失去心房跟踪。追踪A3事件(其为心室事件)的心室起搏脉冲可以以相对短的心室周期递送，从而导致快速起搏速率。因此，第一优先级可以是确保从结合框530描述的标准开始不发生A3事件过度感测。
第二优先级可以是当A3事件过度感测没有发生时检测A4事件感测不足，如当在框534处满足标准时所确定的。在这种情况下，心室起搏脉冲可以与A4事件异步递送，这是由于VV起搏间期到期而没有产生A4感测事件信号来触发AV起搏间期。因此，在提供心室率支持的同时，在A4事件感测不足期间可能会失去房室同步性。因此，当没有发生A3事件过度感测时检测A4窗口内A4事件的感测不足可以是由控制电路206在做出调整低A4感测阈值幅度的决定时使用的第二优先级标准。
用于调整低A4感测阈值幅度的最低优先级条件可以在框540处应用以用于响应于高幅度A4事件的常规感测来增加所述低A4感测阈值幅度。在这种情况下，心室起搏可以通过可靠的A4感测的事件信号正确地跟踪A4事件。在这些条件下，对低A4感测阈值幅度的调整可能是任选的，但增量可以促进持续的、可靠的A4事件感测，同时减少过度感测A3事件或在A4窗口中发生的其他运动信号的任何可能性。然而，如上所述，虽然框530、534和540以特定的顺序示出，所述特定的顺序可以对应于基于A3过度感测、A4感测不足和可靠的A4感测可以如何影响心房事件的心室跟踪的优先化层级，但是应当认识到，这些标准可以在并行或同时的操作中应用以得出调整决定。一旦在框538、544或框546处做出调整决定，控制电路206可以前进到图9的流程图500的框522，以相应地执行低A4感测阈值幅度的调整。
图11是根据一个实例的用于确定何时满足低A4感测阈值调整标准并设置调整增量或减量的说明性方法的流程图600。控制电路206可以执行存储在存储器210中的指令，以结合图11和本文呈现的其他流程图来执行归因于控制电路206的各种比较和决策。该功能可以以硬件、固件和/或软件的任何组合来实现。流程图600的过程可以在每N个心室周期之后使用从N个心室周期确定的A4感测控制参数度量来执行，如上文结合图9所述。作为实例，A4感测控制参数度量可以包含所有感测到的A4事件、早期A4事件、正常A4事件、在A3窗口期间感测到的A4事件的计数以及最小检测到的A4事件幅度。流程图600的过程由控制电路206执行，同时控制电路206在心房跟踪心室起搏模式(例如，VDD起搏模式)下操作。
在框602处，控制电路206将早期A4计数与阈值和正常A4计数进行比较。控制电路206可以响应于早期A4事件计数大于阈值，例如大于N(心室周期的数量)的预定百分比并且大于正常A4事件计数，来检测A3事件过度感测。当早期A4计数大于阈值(例如，2或更多)并且大于或等于正常A4计数时，在框604处，控制电路206将当前低A4感测阈值幅度与增量阈值进行比较。当低A4感测阈值幅度小于或等于增量阈值时，控制电路206在框606处增加低A4感测阈值幅度，其可以被增加一个增量(例如，增加0.3m/s2)至不超过最大上限(例如，5.0m/s2)。当低A4感测阈值幅度已经大于低A4感测阈值幅度的最小设置的倍数，例如两倍时，通过控制电路206可以不增加低A4感测阈值幅度。在一个实例中，当低A4感测阈值幅度大于1.6m/s2，即0.8m/s2的最小设置的两倍时，低A4感测阈值幅度不递增。
框602和604通常分别对应于用于确定满足早期A4感测条件作为可能的A3事件过度感测的证据和满足增量标准的标准。通过响应于检测到的频繁早期A4感测的事件而增加所述低A4感测阈值幅度，可以降低持续性A3事件过度感测的可能性。这样，在框602和604处应用的标准反映了防止A3事件的过度感测(通过增加所述低A4感测阈值)与避免可能导致间歇性或持续性A4事件感测不足的所述低A4感测阈值幅度的过度增加之间的折衷。希望将低A4感测阈值幅度增加到足以避免对A3事件或其他运动信号的过度感测，同时将其保持为足够低以在A4窗口期间可靠地感测A4事件，尤其是当心率相对较高和/或A4事件信号具有相对低的幅度时。
当在框602或604处的标准中的任一个未被满足时，控制电路206前进到框608，以将适用周期计数与阈值计数进行比较，例如，当评估N＝8个心室周期以用于确定A4感测控制参数度量时，阈值计数为5。当控制电路206确定至少阈值数量的心室周期是适用周期(A4窗口开始的周期)，并且在框610处检测到的A4计数小于适用周期计数减去X时(例如，检测到的A4计数小于适用周期计数减去2)，则可能满足A4事件感测不足标准。在其他实例中，作为适用周期计数的百分比的检测到的A4计数可以与阈值百分比(例如，80％、70％或其他百分比)进行比较。当检测到的A4计数小于适用周期计数的百分比阈值时，可能会怀疑A4感测不足，并且可能保证降低所述低A4感测阈值幅度。
在框612处，通过将早期A4计数与阈值计数进行比较和/或将早期A4计数与正常A4计数进行比较，控制电路206可以确定A3事件过度感测是否可能。当早期A4计数小于2或另一选定的阈值，或早期A4计数小于正常A4计数时，A3过度感测不太可能，支持在A4窗口期间确定A4感测不足并且需要递减所述低A4感测阈值幅度。
在框612处，控制电路206可以附加地或替代地确定A3窗口检测计数(在A3窗口期间发生的感测到的A4事件的数量)是否小于阈值，例如小于1或零A3窗口检测计数。当在A3窗口期间感测到零个A4事件并且早期A4计数小于阈值计数且小于正常A4计数时，A3过度感测条件未被满足，支持用于检测A4感测不足的标准被满足的确定，并且保证降低的低A4感测阈值幅度。
在降低所述低A4感测阈值幅度之前，控制电路206可以在框614处确定最小检测到的A4幅度是否小于阈值幅度。例如，控制电路206可以确定最小检测到的A4幅度小于或等于当前低A4感测阈值幅度乘以安全因子，例如乘以1.5。在一些实例中，控制电路206可以在框614处确定正常A4计数为零，即使当最小检测到的A4幅度不大于当前低A4感测阈值幅度乘以安全因子时，也证明递减所述低A4感测阈值幅度是合理的。
在框608、610和612处应用的标准通常对应于在图10的框534处应用的用于确定A4感测不足而没有A3度过感测的标准。当满足框608、610和612处的标准并且在框614处满足减量标准时，控制电路206可以在框616处将低A4感测阈值幅度减小一个ADC单元或其他选定的减量，但不小于最小可允许的低A4感测阈值幅度，例如0.8m/s2。
当心室起搏脉冲的A4感测和心房跟踪可能暂时丢失时，控制电路206可以应用框612的A3过度感测标准和框614处的减量标准，以避免降低所述低A4感测阈值幅度。仅当检测到的A4计数小于适用周期计数至少2(或其他选择的差值阈值)并且最小检测到的A4幅度低(小于阈值)或正常检测到的A4计数为零时，才可以减小所述低A4感测阈值幅度，所有这些标准都支持与低幅度A4事件信号相关联的A4事件感测不足的检测。当A3窗口检测计数高于阈值，或者早期A4计数高于阈值(例如，高于正常A4计数)时，A3过度感测可能正在发生，这可能导致相对较晚的A4事件信号在一些心室周期中未被感测。然而，如果瞬态条件导致与当前N个心室周期期间A4感测的暂时丧失相关联的暂时A3事件过度感测，则降低所述低A4感测阈值幅度可能是不必要的。控制电路206可以被配置成避免在这样的条件下递减所述低A4感测阈值，例如，通过在框614处使用最小检测到的A4幅度或另一个A4信号幅度度量来检查A4事件信号的幅度。
当N个心室周期期间发生心室早期收缩(PVC)、患者进行姿势改变或其他情况时，可能会发生暂时的A4感测的丧失。在说明性的实例中，如果在8个心室周期中发生两次不连续的心室早期收缩(PVC)，则适用周期计数可能达到6个。当PVC在A3窗口期间发生时，A4窗口可能不会在两个PVC周期期间启动。A4事件可能不会在每次PVC后的下一个心室周期被感测到，因为A4窗口可能与PVC后第一个周期的心房率不对应。如果A4事件仅在另一个周期中被遗漏，则八个心室周期中检测到的A4事件的数量可能只有三个。在这种情况下，满足适用周期计数为至少5个(六个适用周期)且检测到的A4计数比适用周期计数少两个(仅三个感测到的A4事件)的A4事件感测不足标准。然而，通过在框614框应用最小检测到的A4幅度标准，减量标准可能未被满足。在感测到的三个A4事件信号中，最小检测到的A4幅度可能大于安全系数乘以低A4感测阈值幅度，表明低A4感测阈值幅度处于适当值，但其他因素可能已经导致满足暂时的、瞬时的A4感测不足标准，在这种情况下是两个PVC。
因此，当满足A4感测不足标准时对最小检测到的A4幅度的这种检查避免了当A4事件信号具有相对高的幅度时降低所述低A4感测阈值幅度，但是其他因素例如PVC可能是在N个心室周期期间满足A4感测不足标准的潜在原因。将低A4感测阈值幅度保持在当前值可以允许在接下来的N个心室周期期间恢复常规A4感测，其中通过心房跟踪心室起搏来恢复AV同步，而不需要调整到低A4感测阈值幅度。在该实例中，最小检测到的A4幅度标准的应用(框614)避免了降低所述低A4感测阈值幅度，即使当检测到的A4计数低时(在框610处)，例如，由于PVC或心律、患者位置或活动中的其他瞬时的、非持续的变化或其他因素导致的感测A4事件的暂时损失。
当框608、610、612或614处的任何标准未被满足时，控制电路206前进到框618，以确定是否以相对高的A4事件信号幅度发生常规的A4感测。在框618和620处，控制电路206分别通过将检测到的A4计数与适用周期计数进行比较以及将正常A4计数与阈值计数进行比较来确定是否正在发生常规A4事件感测。在一个实例中，当检测到的A4计数等于适用周期计数(在N个心室周期内发生的每个A4窗口中产生的A4感测事件信号)并且正常A4计数为至少1时，控制电路206确定正在发生常规A4感测。在框618和620处应用的标准通常对应于可以在图10的框540处应用的用于确定具有高A4幅度的常规A4感测的标准。当满足这些标准时，控制电路206前进到框622以确定是否满足增量标准。
在框622处，控制电路206可以将最小检测到的A4幅度与阈值进行比较。阈值可以基于低A4感测阈值幅度的当前设置乘以安全系数，例如1.5。当在框622处最小检测到的A4幅度大于阈值时，控制电路206在框606处确定可以安全地增加所述低A4感测阈值幅度，而不损害或中断常规A4事件感测。控制电路206可以将所述低A4感测阈值幅度增加预定的增量，例如0.3m/s2或其他选定的增量。如上文结合图7所述，低A4感测阈值幅度的其他倍数可以用作用于与最小检测到的A4幅度进行比较的阈值。用于在框622处设置增量标准的倍数有效地设置了在低A4感测阈值幅度和最小检测到的A4幅度之间所需的最小安全裕度，以促进可靠的A4事件感测。
在一些情况下，控制电路206可以确定在框602、604、608、610、612、614、618、620和622应用的标准都没有被满足，使得在框624不执行调整。在这种情况下，可以定期感测A4事件，并且基于最小检测到的A4幅度至少是当前低A4感测阈值幅度的可接受安全裕度，低A4感测阈值幅度被认为是适当的。
然而，在其他时间，由于在A3窗口期间或在A3窗口结束时间之后A3事件过度感测，A4事件可能被感测不足，但可能不满足增量或减量标准。在这种情况下，调整低A4感测阈值幅度可能无法纠正A3事件过度感测的情况。而是，对在A3窗口期间应用的高A4感测阈值幅度的调整和/或对A3窗口结束时间的调整可能是恢复可靠的A4事件感测的更合适的响应。下面描述了用于自动调整高A4感测阈值幅度和A3窗口结束时间的技术。
图12是可以由感测电路204产生的EGM信号702和由运动传感器212产生的运动信号710的示意图700，在此显示为加速度信号(ACC)。图700描绘了可以通过控制电路206由运动信号710确定的A4感测控制参数和A4感测控制参数度量，用于调整至少一些A4感测控制参数。图12中描绘的A4感测控制参数包含A3窗口结束时间744、在A3窗口740期间施加到运动信号710的高A4感测阈值幅度720以及在A4窗口750期间在A3窗口结束时间744之后施加的低A4感测阈值幅度722。A4感测控制参数进一步包含心室后心房消隐期730和心室后心房不应期732。可以通过控制电路206由运动信号710确定的A4感测控制参数度量包含A3事件时间726、A3事件幅度760、A4事件时间728和A4事件幅度762。可以确定这些A4感测控制参数度量中的每一个，以供控制电路206在调整A3窗口结束时间744和/或高A4感测阈值幅度720时使用。
EGM信号702包含R波704，其可以是由感测电路204感测的固有R波。感测电路204可以产生R波感测到的事件信号706，其启动心室后心房消隐期730(在此期间未感测到A4事件)和心室后心房不应期(PVARP)732，在此期间A4事件可以在消隐期730的到期742之后被感测到，但不导致由起搏定时电路242(图3)启动AV起搏间期。在一些实例中，可以基于在N个心室周期期间的心室率，每N个心室周期来调整PVARP 732。在一些实例中，心室后心房消隐期730可以延伸至550毫秒。PVARP 732可以至少设置为消隐期730并且不长于A3窗口结束时间744，但通常将早于A3窗口结束时间744到期。例如，A3窗口740可以在550毫秒(消隐期730结束)启动并延伸到结束时间744，即心室事件706之后的600毫秒到1000毫秒。PVARP732可以在R波感测到的事件信号706后550毫秒至600毫秒到期。
PVARP 732可以基于被确定为N个心室周期中的中位或第N个最长心室周期间隔(例如，八个心室周期中的第四个最长心室周期)的心室率度量来调整。心室周期间隔，例如RR间隔，可以各自以感测到的R波或心室起搏脉冲开始和结束。在一个实例中，控制电路206将PVARP 732设置为减去偏移的心室率度量，例如，减去100毫秒到200毫秒的中位心室周期间隔。在一个实例中，PVARP 732在每N(例如，8)个心室周期之后被调整到第N个最长(例如，第四最长)心室周期间隔减去130毫秒，但是不小于最小PVARP(例如，500毫秒)并且不大于最大PVARP(例如，600毫秒)。作为实例，用于基于心室率度量设置PVARP 732的偏移可以包含PVARP调整偏移，例如100毫秒，加上AV起搏间期，例如10毫秒、20毫秒或30毫秒。以这种方式，PVARP 732可以在快速心率期间缩短，但是在慢速心率期间不会延长超过最大值，例如600毫秒，以促进A4事件信号的非不应期感测。
在消隐期730期间，A1事件712和A2事件714发生并且不被心房事件检测器电路240感测。在消隐期730到期时，控制电路206启动A3窗口740，该A3窗口740延伸到A3窗口结束时间744。A3事件716在A3窗口740期间发生。在所示的实例中，A3事件716没有被感测为A4事件，因为运动信号710没有跨过在A3窗口740期间应用的高A4感测阈值幅度720。然而，控制电路206可以设置在A3窗口740期间应用的低A3阈值幅度724，用于确定A3事件716的时间，作为用于调整A3窗口结束时间744的A4感测控制参数度量。低A3阈值幅度724(其在本文中也被称为“心室舒张事件阈值幅度”)可以被设置为等于低A4感测阈值幅度722或更低，例如，低A4感测阈值幅度的75％。A3事件716在从R波感测到的事件信号706(心室周期的开始)的时间726跨过低A3阈值幅度724。该低A3感测阈值跨过时间726可以被称为“A3事件时间”726。低A3感测阈值跨过时间726被示出为A3感测阈值724的最近的负向跨过时间。在其他实例中，A3感测阈值724的正向跨过时间可以被确定为A3事件时间。
在一些心室周期期间，运动信号710可以在A3窗口740期间跨过低A3阈值幅度724多于一次。因此，在一些实例中，A3事件时间726可以被确定为在A3窗口740期间低A3阈值幅度724的最新跨过时间，其可以是低A3阈值幅度724的最新负向跨过。控制电路206可以基于低A3阈值幅度724的最新跨过时间来调整A3窗口结束时间744，以避免将A3窗口结束时间744设置得太早，这可能导致在A4窗口750期间对A3事件716的过度感测。如下面进一步描述的，控制电路206可以在N个心室周期中的每一个心室周期期间确定A3事件时间726，用于根据需要在每N个心室周期之后或更少的频率调整A3窗口结束时间744。因此，控制电路206可以被配置成确定A3窗口740中运动信号710大于低A3阈值幅度724的最新时间，使得A3窗口结束时间744可以在A3事件信号716已经结束之后被适当地设置(或者至少返回到不会被过感测为A4事件的低幅度)。
在其他心室周期中，运动传感器信号710可能不跨过低A3阈值幅度724。在这种情况下，可能无法确定A3事件时间。控制电路206可以对由于没有低A3感测阈值跨过而没有确定A3事件时间的心室周期的数量进行计数。在其他实例中，A3事件时间可以被设置为最小预定的值或默认值，例如，550毫秒，以指示A3窗口结束时间744可以被调整到心室事件706之后的相对较早的时间，而不考虑具有大于低A4感测阈值幅度722的幅度的A3事件信号716。在其他心室周期中，在A3窗口740之前或A3窗口结束时间744之前，可能发生心室早期收缩或其他快速心室搏动，导致A3窗口740在心室周期期间未被启动或至少未被完成。在一些实例中，当A3窗口740未被启动或者没有达到A3窗口结束时间744时，对于心室周期，A3事件时间可以不由控制电路206确定。控制电路206可以对由于没有A3窗口或不完整的A3窗口而导致A3事件时间未被确定的心室周期的数量进行计数。
在一些实例中，可以基于低A4感测阈值幅度722来设置在A3窗口740期间应用的用于检测A3事件时间726的低A3阈值幅度724。例如，低A3阈值幅度724可以被设置为在A3窗口结束时间744之后、在A4窗口750期间应用的低A4感测阈值幅度722的60％、70％、75％、80％、90％、100％或其他选定百分比。在一个实例中，低A3阈值幅度724被设置为低A4感测阈值幅度722的75％，并且可以每N个心室周期用低A4感测阈值幅度722向上或向下调整，如根据以上结合图9-11给出的实例中的任何实例。
控制电路206可以被配置成在N个心室周期的每一个心室周期期间确定A3事件幅度760。控制电路206可以确定A3事件幅度760以用于调整高A4感测阈值幅度720，如下文进一步描述的。A3事件幅度760可以被确定为在A3窗口740期间运动信号710的最大峰值幅度。在一些情况下，A3事件幅度760被确定为在低A3阈值幅度724被运动传感器信号710跨过之后出现的最大样品点幅度。然而，最大峰值幅度760不一定总是出现在低A3阈值幅度的最新运动传感器信号跨过时间之后，特别是当最新的负向跨过时间被确定为A3事件时间726时。因此，A3事件幅度760在A3窗口740中可能比A3事件时间726更早或更晚发生。A3事件幅度760的时间可以独立于A3事件时间726。然而，在一些实例中，A3事件幅度760可以被确定为大于或等于低A3阈值幅度724的最大幅度，使得在一些情况下，A3事件幅度760和A3事件时间726可以在同一个样品点发生。
在一些心室周期期间，运动信号710可能不会跨过低A3阈值幅度724，使得不能确定A3事件时间。当没有跨过低A3阈值幅度724时，A3事件幅度760可能会或可能不会被确定为A3窗口740期间的最大样品点幅度。当没有跨过低A3阈值幅度724时，控制电路206可以确定A3事件幅度是未知的。因此，在一些实例中，控制电路206将A3事件幅度确定为大于(或等于)低A3阈值幅度724的最大幅度。
除了确定A3事件幅度760和A3事件时间726之外，控制电路206可以被配置成在A4窗口750被启动的(N个心室周期的)每个心室周期的A4窗口750期间确定A4事件幅度762和A4事件时间728。当A3窗口740结束而没有感测到的A4事件或感测到的R波时，A4窗口750启动。A4事件时间728可以被确定为从开始心室周期的心室电事件706(在该周期中为R波感测的事件信号706，但在其他周期中为心室起搏脉冲)直到在A4窗口750期间(在A3窗口结束时间744之后)运动信号710的最大幅度762的时间间隔。在其他实例中，控制电路206可以将A4事件时间728确定为从最近的心室电事件到低A4感测阈值幅度722的最早跨过时间的时间间隔。控制电路206可以单独地或者与A3事件时间726相结合地确定A4事件时间728，用于如下所述调整A3窗口结束时间744。
在一些心室周期中，即使A4窗口750被启动，运动信号710也可能不会跨过低A4感测阈值幅度722。低A4感测阈值幅度722可能被设置得太高，心室起搏或感测到的R波可能在低A4感测阈值幅度722被跨过之前发生，或者心房搏动可能不会在A4窗口期间发生以导致A4事件718。这样，对于包含A4窗口的每个心室周期，A4事件时间可以不由控制电路206确定。当对于给定的心室周期没有确定A4事件时间时，控制电路206可以确定或可以不确定A4事件幅度762。控制电路206可以将A4事件幅度762确定为在A4窗口750期间大于低A4感测阈值幅度722的最大样品点幅度。
如图12所示，当A4事件718被PVARP 732外部的心房事件检测器电路240(图3)感测到时，例如，响应于运动信号710跨过低A4感测阈值幅度722，通过起搏定时电路242来启动AV起搏间期764。脉冲发生器202响应于AV起搏间期764的到期产生心室起搏脉冲708，其结束心室周期和A4窗口750。在其他心室周期期间，心房事件检测器电路240可以响应于在A3窗口740期间运动信号710跨过高A4感测阈值幅度720而感测A4事件，例如，当心率高并且A4事件信号与A3事件信号融合导致组合的高幅度融合的A3/A4事件信号时。
如果在PVARP 732之外的A3窗口740期间感测到A4事件，则AV起搏间期764由起搏定时电路242启动。脉冲发生器202在AV起搏间期764到期时产生起搏脉冲，以在A3窗口740或A4窗口750期间提供在PVARP 732之后感测到的A4事件的心房跟踪。
应当注意，当心房事件检测器电路240在A3窗口740期间感测到A4事件时，A3窗口740可以被延长直到下一个心室事件。例如，起搏定时电路242可以响应于在A3窗口740期间感测到的A4事件而开始AV起搏间期764。AV起搏间期764可以延长超过调度的A3窗口结束时间744。然而，为了避免在心室周期期间另一个A4感测阈值跨过，控制电路206可以延长A3窗口740直到AV起搏间期到期并且传送心室起搏脉冲。控制电路206可以延长A3窗740直到感测到或起搏的下一个心室事件，此时高A4感测阈值幅度720被跨过，使得A4窗口750在相同心室周期期间未被启动。A3窗口被扩展以避免在同一心室周期中另一个A4感测阈值幅度跨过。在这种情况下，由于A4窗口750未被启动，因此A4事件时间728和A4事件幅度762未被确定。通过保持高A4感测阈值幅度720直到下一个心室电事件，A3窗口740可以被有效地扩展，而不将A4感测阈值降低到低A4感测阈值幅度722。
图13是根据一个实例的由控制电路206执行的用于从运动信号确定A4感测控制参数度量并调整A3窗口结束时间的方法的流程图760。在框762处，控制电路206确定当前操作模式包含心房事件感测。例如，控制电路206可以在心房跟踪心室起搏模式(例如，包含A4事件感测的临时或永久的VDD起搏模式)下操作。在其他时间，控制电路206可以在非心房跟踪心室起搏模式下操作，但是启用心房感测(双腔感测)，例如VDI起搏模式。在VDD或VDI起搏模式期间，可以启用对A3窗口结束时间的调整。当起搏模式是速率响应起搏模式(例如，VDIR起搏模式)或单腔感测模式(例如，VVI或VVIR起搏模式)时，控制电路206可以禁用确定A4感测控制参数度量和A3窗口结束时间的调整。
参照以上结合图12描述的A4感测控制参数度量，响应于开始新的心室周期的心室电事件(感测到的R波或心室起搏脉冲)，控制电路206可以在框764处确定A3事件时间726。当A4窗口750被启动并且低A4感测阈值幅度被跨过时，控制电路206可以在框766处确定心室周期的A4事件时间728。在框768处，控制电路206确定是否已经过去了N个心室周期，例如，在上面给出的实例中是8个心室周期。如果不是，则控制电路206返回到框764以继续确定每个心室周期的A3事件时间和A4事件时间。
如上所述，对于一些心室周期，A3事件时间和/或A4事件时间可能是不可确定的，例如，当感测到早期R波使得A3和/或A4窗口未被启动或者运动信号没有跨过低A3阈值幅度或低A4感测阈值幅度时。当运动信号在心室周期期间没有跨过低A3阈值幅度时，控制电路206可以将该周期的A3事件时间确定为未知。在其他实例中，当低A3阈值幅度没有被跨过时，A3事件时间可以根据指定的值来设置。例如，控制电路206可以将A3事件时间设置为A3窗口结束时间的最小可用设置或者A3窗口的最小可用设置减去指定的间隔，例如减去50毫秒。在一个实例中，最小A3窗口结束时间是600毫秒，使得当低A3阈值幅度没有被运动信号跨过时，控制电路206将A3事件时间设置为550毫秒。当运动信号幅度在整个A3窗口中保持低于所述低A3阈值幅度时，A3窗口可以被设置为最小结束时间，因为A3事件过度感测的风险最小。
当在心室周期中未启动A4窗口时，该心室周期的A4事件时间是未知的。上文描述了当A4窗口750未被启动时的实例，例如，当心室电事件发生在A3窗口结束时间744之前或者A3窗口740由于在A3窗口740期间的A4感测事件而延长时。
当A4窗口被启动但运动传感器信号在A4窗口期间没有跨过低A4感测阈值幅度时，控制电路206可以将该心室周期的A4事件时间设置为默认值。默认值可以基于编程的较低的心室起搏率或速率平滑率。控制电路206可以基于实际心室率来设置速率平滑速率间隔，使得可以将VV起搏间期设置为速率平滑速率间隔，该速率平滑速率间隔可以短于较低的心室起搏速率间隔，以便避免当未感测到A4事件时心室率突然改变为较低的心室起搏速率。当没有感测到A4事件时，速率平滑间隔可以逐渐朝向较低的速率间隔调整。当运动传感器信号710在A4窗口750期间没有跨过低A4感测阈值幅度722时，A4事件时间可以被设置为速率平滑间隔加上偏移量(其可以是零或其他选定的值)，指示在VV起搏间期之后A4事件时间相对较长。在其他实例中，可以将A4事件时间设置为较低的速率间隔。以这种方式，当A4窗口开始为至少VV起搏间期时，甚至当运动传感器信号710在VV起搏间期到期之前没有跨过低A4感测阈值幅度722时，A4事件时间也可以由控制电路206确定。
在N个心室周期之后(框768的“是”分支)，控制电路206可以在框770处确定A3时间度量并且在框772处确定A4时间度量。A3时间度量是由在N个心室周期内确定的单独的A3事件时间确定的，而A4时间度量是由在N个心室周期内确定的单独的A4事件时间确定的。在各种实例中，如下文进一步描述的，可以基于A3时间度量和A4时间度量之一或两者来调整A3窗口结束时间。例如，A3窗口结束时间可以被调整为至少晚于A3时间度量的阈值时间间隔，至少早于A4时间度量的阈值时间间隔，或者在A3时间度量和A4时间度量之间的某个间隔。
A3时间度量可以由控制电路206确定为从N个心室周期确定的所有A3事件时间的平均值或中位值。在其他实例中，A3时间度量可以被确定为从N个心室周期确定的指定的第n个最短(或最长)A3事件时间。例如，当评估八个心室周期时，第四个最短的A3事件时间可以在框770处被确定为A3时间度量。当从N个心室周期获得少于四个A3事件时间时，A3时间度量可能被确定为未知的，例如，由于被启动的A3窗口太少。在其他实例中，可以将确定的任何A3事件时间中最长的A3事件时间确定为A3事件时间度量。
在框772处，控制电路206从在N个心室周期期间确定的A4事件时间确定A4时间度量。A4时间度量可以被确定为平均值、中位值或第n个最短(或最长)A4事件时间。在一个实例中，A4时间度量被设置为在八个心室周期中确定的第四短的A4事件时间。当对于N个心室周期确定少于四个(或其他指定的必要数量的)A4事件时间时，控制电路206可以将A4时间度量确定为未知。
在框774处，控制电路206基于A3时间度量和/或A4时间度量来确定目标A3窗口结束时间。在一个实例中，目标A3窗口结束时间被确定为A3时间度量加上A4时间度量与A3时间度量之间的差值的分数或百分比。例如，控制电路206可以在框774处确定A3时间度量和A4时间度量之间的差值，然后将该差值的20％、25％、30％、33％、40％或其他选定百分比添加到A3时间度量上，以确定目标A3窗口结束时间。以这种方式，目标A3窗口结束时间被设置为晚于预期的A3事件时间的安全裕度。在一个实例中，目标A3窗口结束时间是A3时间度量加上A3时间度量和A4时间度量之间的差值的三分之一。当A3时间度量或A4时间度量中的任一个被确定为未知时，目标A3窗口结束时间可以由控制电路206确定为未知或保持为先前确定的值。
在一些实例中，用于设置目标A3窗口结束时间的A3时间度量和A4时间度量之间的差值的百分比或分数可以是可调整的，例如，基于当前心室率和/或基于差值的幅度。在一些实例中，可以在N个心室周期上确定心室率度量，其用于确定速率平滑起搏间期。当心室率度量小于心率阈值时，目标A3窗口结束时间可以被设置为A3时间度量加上A4时间度量和A3时间度量之间的差值的第一百分比。当心室率度量大于或等于心率阈值时，目标A3窗口结束时间可以被设置为A3时间度量加上差值的第二百分比(不同于第一百分比)。例如，与在相对较高的心室率(例如，大于80、90或100次/分钟)期间的差值的百分比(例如，15％)相比，在相对较低的心室率(例如，小于80、90或100次搏动/分钟)期间可以使用更高的差值的百分比(例如，30％)。
在一些实例中，由控制电路206用来确定目标A3窗口结束时间的方法是根据有效的起搏操作模式来选择的。例如，与当起搏模式是VDI时相比，当起搏模式是VDD时，目标A3窗口结束时间可以被不同地确定。在VDD起搏模式期间，控制电路206可以如上所述基于A3时间度量和A4时间度量的组合来确定目标A3窗口结束时间。在VDI起搏模式期间，控制电路206可以基于A3时间度量而不是A4时间度量来确定目标A3窗口结束时间。例如，控制电路206可以将目标A3窗口结束时间确定为A3时间度量加上指定的偏移量，例如，加上50毫秒、100毫秒、150毫秒或其他选择的偏移量。在一些实例中，可以基于实际心室率来缩放或调整偏移量。在非心房跟踪VDI起搏模式期间，心房率可能不同于心室率，使得A4事件信号在A4窗口期间并不可靠地出现。A3事件时间可以被确定，但任何A4事件时间都可能是不可靠的。因此，在VDI起搏模式期间，控制电路206在框774处确定目标A3窗口结束时间时可以仅使用A3时间度量而不使用A4时间度量。
在框776处，控制电路206确定是否满足A3窗口结束时间调整标准。为了确定是否满足调整标准，控制电路206可以被配置成确定目标A3结束时间是已知的还是未知的，以及是出于什么原因(例如，在N个心室周期期间A3窗口太少或者在N个心室周期内在A3窗口期间A3阈值幅度跨过太少)。控制电路206可以附加地或替代地确定A4时间度量是已知的还是未知的。控制电路206可以被配置成将A3时间度量与A4时间度量进行比较或将它们的差值与差值阈值进行比较，以便在框776处确定是否满足调整标准。另外或替代地，控制电路206可以被配置成在框776处将A3窗口结束时间744的当前值与目标A3窗口结束时间进行比较以确定是否满足调整标准。下面结合图14描述控制电路206可以执行的用于在框776处确定是否满足调整标准的方法的实例。
当在框776处满足调整标准时，控制电路206在框778处确定调整应该是什么(增加、减少或不调整)并在框780处执行调整。下面结合图14描述用于确定是增加、减少A3窗口结束时间还是保持A3窗口结束时间不变的技术。当控制电路206确定未满足调整标准时(框776的“否”分支)，控制电路返回到框762以确定在下一组N个心室周期内的A4感测控制参数度量，只要操作模式仍然包含心房事件感测。如果操作模式已经改变，则控制电路206可以暂停确定用于调整A3窗口结束时间的A4感测控制参数度量和/或暂停调整A3窗口结束时间。
如以上结合图12所述，在框764处用于确定A3事件时间的低A3阈值幅度可以基于低A4感测阈值幅度。例如，根据以上结合图9-11描述的技术，可以在每N个心室周期之后调整低A4感测阈值幅度9-11给出的实例中的任何实例。这样，在确定接下来的N个心室周期期间的A3事件时间之前，控制电路206可以在框775处确定在当前N个心室周期之后是否已经调整了低A4感测阈值幅度。如果已经调整了低A4感测阈值幅度，例如，基于刚刚结束的N个心室周期(框775的“是”分支)，则控制电路206可以在框777处调整低A3阈值幅度。基于经调整的低A4感测阈值幅度来调整低A3阈值幅度，例如，调整到新的低A4感测阈值幅度的75％或等于新的低A4感测阈值幅度。否则，如果低A4感测阈值幅度没有被调整，则控制电路206返回到框762，而不调整低A3阈值幅度。
图14是根据一个实例的方法的流程图776，所述方法可以由控制电路206在图13的类似编号的框776处执行，用于确定何时满足A3窗口结束时间调整标准。在框782处，控制电路206可以确定A3时间度量是否是已知的。如上所述，当在N个心室周期后两个少数A3事件时间可用时，A3时间度量可能是未知的。当A3窗口由于太多的快速心室事件而被启动时，或者当运动信号在阈值数量的A3窗口期间没有跨过低A3阈值幅度时，太少的A3事件时间可能是可用的。
如果A3时间度量是未知的，则控制电路206可以在框784处确定未知的A3时间度量的原因是否是由于在N个心室事件期间A3窗口太少。控制电路206可以将在N个心室事件上发生的A3窗口的数量与阈值数量进行比较。当A3窗口的数量小于阈值数量，例如小于N个心室周期的50％时，由于A3事件时间是未知的，所以A4感测控制参数度量可能不足以支持A3窗口结束时间的调整。控制电路206可以响应于在N个心室周期期间启动的A3窗口太少而在框792处将调整设置为零。在一些实例中，控制电路206可以对启动的A3窗口进行计数，即使它没有达到其结束时间，例如，由于在A3窗期间被感测为R波的心室早期收缩。在其他实例中，控制电路可以仅在其在心室周期期间开始和结束时对A3窗口进行计数。
当在N个心室周期期间出现至少阈值数量的A3窗口时(框784的“否”分支)，控制电路206可以在框786处确定A3时间度量是未知的，这是因为在N个心室周期上确定的A3事件时间太少。例如，当在少于50％的N个心室周期中确定了A3事件时间时，由于A3事件时间太少，A3时间度量可能是未知的。在这种情况下，控制电路206可以在框788处确定应该减少A3窗口结束时间。由于运动信号很少跨过低A3阈值幅度，导致如果A3事件次数很少，则过度感测A3事件的风险很低。可以缩短A3窗口结束时间以促进A4窗口期间的A4感测。
由于当A3时间度量未知时目标A3窗口结束时间是未知的，所以控制电路206可以在框778处确定对A3窗口结束时间的调整为预定的减量，例如10毫秒、20毫秒、30毫秒、50毫秒或其他选定的时间间隔。如果预定的减量会导致A3窗口结束时间小于最小A3窗口结束时间，则在框778处确定的调整可以是对最小A3窗口结束时间的调整(不小于最小A3窗口结束时间)。
在其他实例中，不是将A3事件时间确定为未知，并且随后将A3时间度量确定为未知，而是当运动信号未跨过低A3阈值幅度时，可以将A3事件时间设置为指定值，例如，Y毫秒小于最小A3窗口结束时间，其中Y毫秒可以是50毫秒或其他预定值。当运动信号在A3窗口期间保持低，例如小于低A3阈值幅度时，A3事件过度感测的可能性很小。因此，A3窗口结束时间可以被设置为在心室电事件之后相对较短的时间间隔，具有将A3事件过度感测为A4事件的小概率。因此，当运动信号在给定的心室周期中没有跨过低A3阈值幅度时，A3事件时间被设置为相对较短的默认时间间隔。然后，基于在N个心室周期上确定的所有A3事件时间的A3时间度量是已知的，所述N个心室周期可以包含其中A3事件时间被设置为低默认值的周期。控制电路206可以使用A3时间度量来设置目标A3窗口结束时间，以用于确定A3窗口结束时间调整。在这种情况下，可以省略在框786处用于确定由于A3事件次数太少而导致A3时间度量未知的标准。
当控制电路206在框782处确定A3时间度量已知时(“是”分支)，控制电路206可以在框790处确定起搏模式是否是心房跟踪起搏模式以及A4时间度量是否已知。如果这些条件都不成立，例如如果起搏模式是非心房跟踪起搏模式(例如，VDI、VVIR等))或者A4时间度量是未知的(例如，由于在N个心室周期上确定的两个少数的A4窗口或太少的A4事件时间)，控制电路206在框791处确定当前操作模式是否是VDI起搏模式。
如下文结合图18所述，在心房跟踪心室起搏模式中开始操作之前，控制电路206可以在VDI起搏模式中操作，以从初始的开始A3窗口结束时间值调整A3窗口结束时间，例如，在起搏器植入时。如果VDI起搏模式在框791处有效，则控制电路206可以前进到框796。否则，当A4时间度量未知并且起搏模式不是心房跟踪起搏模式或VDI起搏模式时(框790和791的“否”分支)，在框792处，不通过控制电路206对A3窗口结束时间进行调整。同样地，当起搏模式是心房跟踪心室起搏模式(例如，VDD)但A4时间度量未知时(框790和791的“否”分支)，在框792处不对A3窗口结束时间进行调整，因为当A4事件时间未知时，任何调整可能不会正确地将A3窗口结束时间设置为早于A4事件。
当操作模式是心房跟踪起搏模式并且A4时间度量是已知的时(框790的“是”分支)，控制电路206可以确定在A4时间度量和A3时间度量之间是否存在足够的差异以移动A3窗口结束时间。例如，作为实例，控制电路206可以确定A4时间度量和A3时间度量之间的差值是否小于阈值差，例如小于100毫秒。在一些实例中，阈值差可以是预定的固定值。在其他实例中，阈值差可以是可调整的或可变的阈值差，例如，按比例缩放到实际心室率。例如，阈值差可以是实际心室率间期的百分比，使得随着心室率增加，阈值差减小，并且当心室率降低时，阈值差增大。
如果A4时间度量和A3时间度量之间的差值小于阈值差(框794的“是”分支)，则控制电路206在框792处确定不对A3窗口结束时间进行调整。在这种情况下，从N个心室周期中已知足够的A3事件时间和足够的A4事件时间，使得A3时间度量和A4时间度量都是已知的。这些已知的A3和A4时间度量表明当前A3窗口结束时间被设置为允许A3窗口在A4事件之前可靠结束的值，使得A3和A4事件被结束时间分开并且事件时间被可靠检测到。然而，A3和A4事件信号的分开相对较小，因此不需要改变A3窗口结束时间。
当A4时间度量和A3时间度量之间的差值相对较大时，例如，至少100毫秒或更多，如由控制电路206基于在框794处与阈值差的比较所确定的，控制电路206前进到框796(框794的“否”分支)。在这种情况下，从A3事件到A4事件的时间差足够大，使得A3窗口结束时间的偏移(增加或减少)可以是合理的。
在框796处，控制电路206确定A3窗口结束时间是否小于或等于目标A3窗口结束时间。如上结合图13所述，控制电路206可以基于VDI起搏模式期间的A3时间度量或基于VDD起搏模式期间的A3时间度量和A4时间度量来确定目标A3窗口结束时间。当当前A3窗口结束时间大于目标A3窗口结束时间时，在框788处，控制电路206确定A3窗口结束时间应该减少。
例如，当A3时间度量被确定为相对短时，例如，当由于没有跨过低A3阈值幅度而将A3事件时间设置为默认最小值(例如，最小A3窗口结束时间减去50毫秒)时，A3窗口结束时间的当前值可以大于目标A3结束时间。在这种情况下，目标A3窗口结束时间可能处于或接近最小A3窗口结束时间。如果控制电路206在框788处确定应该减少A3窗口结束时间，则将A3窗口结束时间朝向最小A3感测窗口结束时间调整或调整到最小A3感测窗口结束时间。以这种方式，当由于相对低幅度的A3事件(小于低A3阈值幅度)或由于在A3窗口中非常早发生的A3事件导致A3事件过度感测的可能性低时，A3窗口被缩短。控制电路206将A3窗口结束时间朝向最小A3窗口结束时间缩短或者缩短至最小A3窗口结束时间，以促进可靠的A4事件感测，即使当心室率增加时。缩短A3窗口的结束时间有效地使A4窗口更早启动，其中低A4感测阈值幅度是有效的，增加了感测A4事件的可能性。
当控制电路206在框788处确定A3窗口结束时间应该减少时，控制电路206可以基于A3窗口结束时间的当前值在(图13的)框778处确定调整。A3窗口结束时间可以减少预定的减量，例如10毫秒、15毫秒、20毫秒或其他选择的减量，但不小于目标A3窗口结束时间或目标A3窗口结束时间的最小可用设置。作为一个实例，最小A3窗口结束时间可以是最近的先前心室电事件之后的600毫秒。
如果A3窗口时间小于(或等于)如在框796处确定的目标A3窗口结束时间(“是”分支)，则控制电路206在框处798确定A3窗口结束时间应该朝向目标A3窗口结束时间增加(或保持在目标A3窗口结束时间)(不超过目标A3窗口结束时间)。可以理解的是，当控制电路206确定A3窗口结束时间等于目标结束时间时，控制电路206确定不对结束时间进行调整，例如调整为0毫秒。
当控制电路206在图14的框798处确定A3窗口结束时间调整是增加时，控制电路206可以在图13的框778处将调整确定为预定的增量，例如10毫秒、20毫秒或其它选定的值，但不大于目标A3窗口结束时间或A3窗口结束时间的最大允许设置，例如，不大于在最近的心室事件之后的1000毫秒的最大值。在一些实例中，A3窗口结束时间的最小和最大极限可以是可编程的，并且适合于给定的患者，并且可以被选择为相隔至少100毫秒。例如，在给定的患者中，A3窗口结束时间的最小到最大范围可以是600毫秒到700毫秒或700毫秒到800毫秒。在另一位患者中，最小到最大范围可能更大，例如，700毫秒到1000毫秒。在图13的框780处，控制电路206根据在框778处确定的调整来调整A3窗口结束时间，基于在框776处满足哪个调整标准(增加、减少或保持)，如结合图14所述。
图15是根据一个实例的由控制电路206执行的用于调整高A4感测阈值幅度的方法的流程图800。当A4事件信号与运动传感器信号中的A3事件信号融合时，在A3窗口期间应用高A4感测阈值幅度，以用于检测A4事件。高A4感测阈值幅度也可以被称为第一或早期A4感测阈值，因为它在低A4感测阈值幅度之前在A3窗口期间被应用，低A4感测阈值幅度也可以被称为第二或晚期A4感测阈值，因为它在A3窗口结束时间之后被应用。高A4感测阈值幅度可以基于在N个心室周期上确定的A3事件幅度(例如，图12中所示的A3事件幅度760)来调整。
当控制电路206在包含心房事件感测的起搏模式(例如如在框802处确定的VDD或VDI起搏模式)下操作时，控制电路206在框804处确定每个心室周期的A3事件幅度，直到已经过去N个心室周期(如在框806处确定的)。应当理解，A3事件幅度以及其他A4感测控制参数度量可以在每个心室周期期间或结束时确定。在其他实例中，控制电路206可以在存储器210中缓冲运动传感器信号持续N个心室周期。在N个心室周期到期时，控制电路206可以从缓存在存储器210中的运动传感器信号确定A3事件幅度(和/或其他A4感测控制参数度量)。如上所述，当A3窗口740(参见图12)没有出现时，例如由于在消隐期730期间感测到R波，控制电路206可以不确定A3事件幅度。当A3窗口740被启动时，控制电路206将A3窗口期间的最大运动传感器信号幅度确定为A3事件幅度。
在一些实例中，控制电路206可以仅在包含在A4窗口期间检测到的A4事件的心室周期期间确定A3事件幅度。备选地，可以为所有心室周期确定A3事件幅度，但是当在A4窗口期间未检测到A4事件时，为了在框808处确定A3幅度度量的目的可以忽略A3事件幅度。在一些实例中，仅在包含正常A4事件检测的心室周期期间确定的A3事件幅度被控制电路206用于如下所述地调整高A4感测阈值幅度。正常的A4事件检测是在A3窗口结束时间之后以至少阈值时间间隔(例如，50毫秒到100毫秒)检测到的A4事件。当已知A4事件稍后在A4窗口期间被检测到时，A3事件幅度可以更准确地反映真实A3事件的幅度。当早期检测到A4事件时，可能会发生A3和A4事件的融合，使得A4事件有助于由控电路206确定的A3事件幅度。。这样，当在A3窗口期间检测到A4事件时，控制电路206可以拒绝在心室周期期间发生的A3事件幅度，作为在A3窗口结束时间的阈值时间间隔内的早期A4事件，或者根本没有检测到。
在其它实例中，可以针对所有心室周期确定A3事件幅度，然而可以由控制电路206根据A4事件检测的定时来确定不同的A3事件幅度度量。因此，控制电路206可以基于何时检测到A4事件将A3事件幅度存储在存储器210中的不同缓冲器中。例如，控制电路206可以针对所有心室周期确定A3事件幅度并将其存储在存储器210中，并且可以在不同的缓冲器中标记或存储针对仅包含正常A4事件检测的心室周期确定的A3事件幅度。
在N个心室周期已经过去之后(框806)，控制电路206在框808处基于单独确定的A3事件幅度来确定A3幅度度量。作为实例，A3幅度度量可以是平均值、中位值、最大或第n个最高A3事件幅度。当在八个心室周期上确定A3事件幅度时，作为一个实例，可以在第四高A3事件幅度处确定A3幅度度量。如果已知少于四个A3事件幅度，例如，由于在八个心室周期期间启动少于四个A3窗口或运动信号未跨过低A3阈值幅度，则A3幅度度量可以被确定为未知。
如上所述，A3事件幅度可以被确定为在A3窗口期间大于低A3阈值幅度的最大运动信号幅度，所述低A3阈值幅度可以被设置为低A4感测阈值幅度的百分比。如果运动信号在A3窗口期间没有跨过低A3阈值幅度，则对于该心室周期，A3事件幅度可能是未知的。当调整低A4感测阈值幅度时(例如，每N个心室周期一次)，可以基于经调整的低A4感测阈值幅度来调整低A3阈值幅度。这样，低A3阈值幅度用低A4感测阈值幅度来调整，但是在A3窗口期间应用的高A4感测阈值幅度可以调整得不太频繁，如下所述。
如上所述，可以仅基于针对具有正常A4事件检测的心室周期所确定的A3事件幅度来确定A3幅度度量。例如，A3幅度度量可以被设置为最大A3事件幅度或与正常A4事件检测周期相关联的A3事件幅度的预定的百分位数或第n个最高A3事件幅度。在其它实例中，可以基于针对具有正常A4事件检测的心室周期所确定的A3事件幅度与针对所有心室周期所确定的A3事件幅度的组合来确定A3幅度度量。例如，A3幅度度量可以被设置为大于与正常A4事件检测周期相关联的A3事件幅度的所有A3事件幅度的百分位数。
在框810处，控制电路206基于在框808处确定的A3幅度度量来确定目标高A4感测阈值幅度。在一些实例中，可以基于当前低A4感测阈值幅度和A3幅度度量的组合来确定目标高A4感测阈值幅度。例如，控制电路206可以将目标高A3感测阈值幅度确定为当前低A4感测阈值幅度加上A3幅度度量乘以阈值因子的总和。阈值因子可以是1、1.2、1.5、1.8或其他选定的值。在一些实例中，目标高A4感测阈值幅度被设置为低A4感测阈值幅度加上A3幅度度量的1.5倍加上偏移量。由于A3窗口期间的真实A4事件信号可以与A3事件信号融合，因此融合的A3/A4幅度可以是两个单独事件的总和。因此，目标高A4感测阈值幅度可以基于低A4感测阈值幅度(或最小检测到的A4幅度)和A3幅度度量的组合来设置。偏移量可以被设置为零，但也可以被设置为其他正值或负值以微调所述高A4感测阈值幅度。在其他实例中，目标高A4感测阈值幅度可以被设置为最大可编程的低A4感测阈值幅度加上A3幅度度量乘以选定的因子，例如1.5。当A3幅度度量未知时，在框810处，目标高A4感测阈值幅度可以被确定为未知。
在框812处，控制电路206可基于在框810处确定的目标值来调整高A4阈值调整计数器。当目标高A4感测阈值幅度大于当前高A4感测阈值幅度时，调整计数器增加1。当目标高A4感测阈值幅度小于当前高A4感测阈值幅度时，控制电路206将高A4调整计数器减小1。如果高A4感测阈值幅度的目标值和当前值相等，则控制电路206在框812处不改变高A4调整计数器的值。
在框814处，控制电路206确定调整计数器是否已经达到阈值。调整计数器可以被增加直到预定的最大值并被降低到预定的最小值。在其他实例中，代替利用调整计数器，控制电路206可以设置定时器或计数器，用于在调度的基础上调整高A4感测阈值幅度，例如，每小时一次、每四小时一次、每八小时一次、每十二小时一次、每天一次或其他选择的频率。当调整计数器达到最大或最小阈值时，或者当达到调度的调整时间时，控制电路206可以在框815处确定是否满足任何其他所需的高A4感测阈值调整标准。
在一些实例中，控制电路206可以在框815处确定心率和/或A3窗口检测计数是否小于调整阈值。在高心率期间，融合的A3/A4事件的大幅度将被确定为A3事件幅度并有助于A3幅度度量。由于高A4感测阈值幅度的目标值包含A3幅度度量(结合低A4感测阈值幅度)，因此在融合的A3/A4事件期间，目标值将被增加。在一些情况下，这个升高的目标值可能会导致高A4感测阈值幅度被增加到高于融合的A3/A4幅度，并且导致融合的A3/A4事件的感测不足。因此，在一些实例中，当在A3窗口中的持续感测发生时，高A4感测阈值可以被保持在当前值(无调整)。因此，在框815处应用的调整标准可以要求A3窗口检测计数小于一组或多组N个心室周期的阈值和/或实际心室率小于阈值率，例如，小于每分钟90次心跳，以便指示待满足的调整标准。当A3窗口检测计数大于阈值计数(例如大于3)和/或心率大于90次搏动/分钟时，存在融合的A3/A4事件导致增加的A3事件幅度和增加的目标高A4感测阈值幅度的可能性。在这些条件下，控制电路206停止调整到高A4感测阈值幅度。因此，可以通过设置最大和最小调整计数器阈值来控制对高A4感测阈值幅度的调整的频率，并且当A3窗检测计数在一组或多组N个心室周期内达到阈值时，可以进一步降低该频率。
当调整计数器达到最大值并且在框815处满足任何其他调整标准时，可以在框816处增加高A4感测阈值幅度。当调整计数器达到最小值时，可以在框816处降低所述高A4感测阈值幅度。调整计数器的最大值和最小值的范围控制对高A4感测阈值进行的调整的频率。仅在高A4调整计数器已经逐渐增加或减少阈值次数后，高A4感测阈值幅度被增加或减少。例如，每当目标高A4感测阈值幅度大于当前高A4感测阈值幅度时，高A4调整计数器可以增加1，直到最大计数为正8。当由于目标高A4感测阈值幅度始终大于高A4感测阈值的当前设置而达到8的最大正计数时(框814)，在框816处，可以通过控制电路206来增加所述高A4感测阈值。
在一些实例中，每当目标高A4感测阈值幅度小于当前高A4感测阈值幅度时，调整计数器可以减小1，减小到负8的最小值。当达到负8的阈值计数时(框814)，在框816处，控制电路206可以降低所述高A4感测阈值幅度。以这种方式，高A4感测阈值幅度可以比低A4感测阈值幅度更少地被调整，但是将缓慢地跟踪低A4感测阈值幅度和A3幅度度量的变化。除了正8和负8的值之外的其他阈值可以应用于高A4调整计数器，例如+2、+4、+6或其他选择的值，以控制相对于低A4感测阈值幅度调整高A4感测阈值幅度的频率。除了本文描述的调整计数器之外，诸如定时器或心室周期计数器的其他技术可以用于限制或控制调整高A4感测阈值幅度的频率。
当调整计数器在框814处达到最大阈值时，控制电路206在框处816将高A4感测阈值幅度朝向目标高A4感测阈值幅度增加。该调整可以是预定的增量，例如1个ADC单元或0.12m/s2、0.2m/s2、0.3m/s2或其他选定的增量。在其他实例中，高A4感测阈值幅度被调整到目标值，或者基于目标值和当前高A4感测阈值幅度之间的差值以缩放的增量进行调整。
当在框814处调整计数器达到最小阈值时，在框816处，控制电路206将所述高A4感测阈值幅度朝向目标值减小。高A4感测阈值幅度可以通过预定的减量(例如，0.3m/s2)或通过按比例的或可调整的减量被减小到目标值。高A4感测阈值幅度可以在指定的范围内调整，例如，高达A4感测阈值上限并且下至高A4感测阈值下限，其可以是可调整的并且基于或等于低A4感测阈值。在调整所述高A4感测阈值幅度之后，在框820处，将调整计数器重置为零(或在其最大阈值和最小阈值之间的中间值)。
如果在框814处调整计数器没有达到最大或最小阈值(“否”分支)，则控制电路206可以返回到框802而不调整所述高A4感测阈值幅度。只要起搏模式包含心房感测，控制电路206就可以继续确定接下来的N个心室周期的A3幅度度量。在一些实例中，在返回到框802之前，控制电路206可以在框处818检查高A4感测阈值或低A4感测阈值幅度是否已被用户重新编程为新的值。如果已经对高A4感测阈值或低A4感测阈值进行了编程改变，则可以在框820处将调整计数器重置为零的起始值或者重置为其在最小阈值和最大阈值之间的范围的中间值。
在框819处，控制电路206可以确定在最近的N个心室周期之后是否已经调整了低A4感测阈值幅度。如果是，则在框821处调整低A3阈值幅度。如上所述，可以基于低A4感测阈值幅度来设置低A3阈值幅度，例如设置为低A4感测阈值幅度的75％或另一指定的百分比。同样如以上结合图12所述，在框804处确定的A3事件幅度可以由控制电路206确定为在A3窗口期间大于低A3阈值幅度的运动信号的最大幅度。因此，在一些实例中，低A3阈值幅度可以响应于低A4感测阈值幅度的任何编程改变以及响应于N个心室周期之后低A4感测阈值幅度的任何调整而被调整，以便能够适当地确定A3事件幅度。
附加地或替代地，在框822处控制电路206可以将高A4感测阈值幅度与低A4感测阈值幅度进行比较，以验证如果低A4感测阈值幅度递增，则高A4感测阈值幅度总是至少等于或大于低A4感测阈值幅度。如果在框822处控制电路206确定低A4感测阈值幅度已经被调整为高于高A4感测阈值幅度，则在框824处控制电路206可以将高A4感测阈值幅度调整为至少等于或大于低A4感测阈值幅度。在框822处的这种调整可以在调整计数器达到最大或最小阈值之前。在验证操作模式仍然包含心房事件感测之后，控制电路206可以返回到框802以继续确定用于更新目标高A4感测阈值幅度的A3幅度度量。
通常，高A4感测阈值幅度将大于A3事件幅度，因为它是基于A3幅度度量和低A4感测阈值幅度的倍数的组合来设置的。以这种方式设置的高A4感测阈值幅度避免了A3窗口期间的A3事件过度感测。然而，当心率增加并且A3事件信号和A4事件信号变得融合时，融合的A3/A4事件信号可能跨过高A4感测阈值幅度以适当地感测A4事件。通过比低A4感测阈值幅度更少地调整高A4感测阈值幅度，避免了A3事件的过度感测，同时允许在A3窗口中感测融合的A3/A4事件信号的持续时间段。例如，调整计数器最大和最小阈值可以被设置为将调整限制为约每分钟0.1m/sec2的高A4感测阈值幅度。
在本文公开的说明性实例中，控制电路206在N个连续心室周期的非重叠集合上从运动传感器信号确定A4感测控制参数度量。在每组N个心室周期之后(或者在高A4感测阈值幅度的情况下，在调整计数器达到阈值之后)，控制电路206基于控制参数度量来确定对A4感测控制参数的调整(增量、减量或无调整)。然而，应当理解，控制电路206可以根据其他时间表或频率来更新A4感测控制参数度量，例如，在逐搏的基础(beat-by-beat basis)上或在滚动数量的重叠的N个心室周期之后。例如，可以基于最近的八个心室周期在每四个心室周期之后更新A4感测控制参数度量。应当认识到，可以基于各种选定数量的心室周期(例如，每一个、两个、三个、四个、五个、八个、十二个、十六个、二十四个或任何其它选定数量的周期)根据各种时间表来更新A4感测控制参数度量。
此外，认识到更新一个A4感测控制参数度量所需的心室周期的时间表和/或数量可能不同于更新另一个A4感测控制参数度量所需的心室周期的时间表和/或数量。不同的控制参数度量可以以不同的频率更新。如结合图15所述，通过实施跟踪目标高A4感测阈值幅度和当前高A4感测阈值幅度的差异的调整计数器，高A4感测阈值幅度比低A4感测阈值幅度和A3窗口结束时间调整得更不频繁。可以理解，可以实施各种定时器和/或计数器以控制不同A4感测控制参数调整的时间表和频率。
给定的A4感测控制参数被调整的心室周期的预定频率或数量可以是固定的或可调整的。例如，如果给定的A4感测控制参数由于不满足调整标准而没有在阈值时间间隔内(例如，在指定数量的N个心室周期的集合内)被调整，则可以增加数量N，使得更少地执行对A4感测控制参数度量和A4感测控制参数调整的确定。为了说明，如果控制电路206确定低A4感测阈值幅度没有响应于最后六个、八个、十个或其他指定数量的N个心室周期而被调整，则数量N可以被加倍，例如，从八个心室周期到十六个心室周期。作为实例，可以在每16个心室周期而不是每8个心室周期之后确定被确定用于调整低A4感测阈值幅度的A4感测控制参数度量。
当控制电路206确定在16个心室周期之后低A4感测阈值幅度被连续调整两次(或其他指定的次数)时，数量N可以被减少，例如，回到8个心室周期，以允许对低A4感测阈值幅度进行更频繁的调整。在一些实例中，用于确定A4感测控制参数度量和调整A4感测控制参数的心室周期的数量可以基于A4感测控制参数的稳定性而增加一次或多次，并且可以基于对A4感测控制参数的调整的频率而减少一次或多次。例如，在图6中的框304处，控制电路206可以基于一个或多个A4感测控制参数度量被调整的频率来调整心室周期的数量N。对指定数量的心室周期的调整可以允许由控制电路206执行运动信号的处理和分析所需的电源214的电流消耗(current drain)在稳定的运动信号和心脏节律期间(当不需要频繁调整时)被保存，同时当运动信号和/或心脏节律由于患者状况的改变而改变时以增加的频率提供调整。这样，应当理解，例如在图9的框506、图13的框768和图15的框806处，当确定是否达到N个心室周期时，控制电路206可以调整用于确定A4感测控制参数度量的N(心室周期的数量)。
在可以由控制电路206确定的用于调整A4感测控制参数的A4感测控制参数度量中，没有意图的限制，是适用周期计数(包含A4窗口的心室周期)、检测到的A4计数、最小检测到的A4幅度或其他A4幅度度量、早期A4计数、正常A4计数、A3窗口检测计数(在A3窗口期间感测到的A4事件的数量)、低A3阈值幅度、A3时间度量、A4时间度量、目标A3窗口结束时间、目标A3幅度度量和目标A4高感测阈值幅度，所有这些都在上面结合附图进行了描述。
本文所述的A4感测控制参数调整涉及在心室周期期间确定A4感测控制参数度量，所述心室周期可以以感测到的R波或心室起搏脉冲开始。在一些实例中，控制电路206可以被配置成确定对应于以感测到的R波开始的心室周期的第一组A4感测控制参数度量，并且确定对应于以心室起搏脉冲开始的心室周期的第二组A4感测控制参数度量。以这种方式，可以调整一组A4感测控制参数以用于感测在感测到的R波之后的A4事件，并且可以调整第二组A4感测控制参数以用于感测在心室起搏脉冲之后的A4事件。例如，可以基于在感测到的R波之后确定的A3时间度量和A4时间度量来调整感测后A3窗口结束时间。该感测后A3窗口结束时间可以在感测到的R波之后应用。可以基于在心室起搏脉冲之后确定的并在心室起搏脉冲之后应用的A3时间度量和A4时间度量来调整起搏后A3窗口结束时间。同样地，起搏后和感测后高A4感测阈值幅度以及起搏后和感测后低A4感测阈值幅度可以基于相应的起搏后A4感测控制参数度量和感测后A4感测控制参数度量来分别调整。
本文呈现的实例表明，可以在指定的起搏操作模式期间执行A4感测控制参数调整方法，用于在心房跟踪心室起搏模式期间控制A4感测。在一些情况下，起搏器14的遥测电路208可以接收或发送遥测信号或执行其他临时操作。在至少一些临时操作期间，例如，当在临时操作期间对A4感测控制参数的调整可能干扰或混淆起搏器14的临时操作或其他功能时，通过控制电路206可以暂停确定A4感测控制参数度量和调整A4感测控制参数。
进一步预期，在不一定包括心室起搏的感测操作模式期间和在不一定包含心室起搏的感测操作模式中使用时，可以由医疗装置调整A4感测控制参数。A4感测可以用于监测心房率或节律，区分室性快速性心律失常和室上性快速性心律失常，或需要心房收缩事件感测但不一定包含心室起搏的其他应用。因此，本文公开的技术不限于与心室起搏结合使用或在心室起搏器或必须包含心室起搏操作模式的其他医疗装置中使用的实现方式。
图16是根据另一实例的可以由控制电路206执行以用于调整高A4感测阈值幅度的方法的流程图900。当控制电路206在包含心房事件感测的操作模式中操作时，如在框902处所确定的，可以从运动信号确定A4感测控制参数度量，用于调整高A4感测阈值幅度。在框904处，控制电路206确定A3事件幅度。在图16的方法中，控制电路206可以在调度的调整时间间隔调整高A4感测阈值幅度，而不是基于如结合图15所述的调整计数器。这样，控制电路206可以确定每个心室周期的A3事件幅度，直到调整时间间隔到期(在框908处)。
在调整时间间隔(其在各种实例中可以是几分钟、几小时或几天)期间，可以在框904处通过确定A3窗口期间运动传感器信号的最大幅度来针对具有A3窗口的每个心室周期确定A3事件幅度。在一些实例中，仅当A3窗口到达其结束时间时，才针对给定的心室周期确定A3事件幅度。在其他实例中，针对其中启动A3窗口的所有心室周期确定A3事件幅度。如上结合图12所述，可能需要运动信号的最大幅度大于低A3阈值，以便被确定为A3事件幅度。
在框906处，控制电路206可以将A3事件幅度存储于在存储器210中分配的直方图箱(histogram bins)中。在一些实例中，A3事件幅度被存储在两个不同的直方图中，每个直方图具有分配给不同幅度值或范围的多个直方图箱。所有确定的A3事件幅度都可以被存储在一个直方图中，而与A4事件检测的定时无关。在第二个直方图中，可以存储仅针对包含正常A4事件检测的心室周期确定的A3事件幅度。当在A4窗口期间或至少比A3窗口结束时间晚阈值时间间隔期间感测到A4事件时，心室周期可以被确定为“正常”A4事件周期，因为A4事件没有在A3窗口早期或期间被感测到。在这些正常的A4事件周期期间，A3窗口期间的最大幅度最有可能是A3事件，而不是融合的A3/A4事件，因此代表了具有高度的置信度的真实A3事件幅度。因此，一个直方图可以是被分配用于存储所有心室周期的A3事件幅度的正常A4事件直方图，所有心室周期具有比A3窗口结束时间晚至少阈值时间间隔(例如，0-100毫秒)感测到的正常A4事件。
在另一实例中，在一个直方图中，控制电路206可以仅存储被确定为在A3时间度量的预定范围内或者在调整时间间隔上确定的A3事件时间的当前确定的中位值(或类似度量)内发生的A3事件幅度。例如，当A3窗口期间的最大幅度在A3事件时间的中位值的10毫秒到20毫秒内时，控制电路206可以将该最大幅度存储在直方图的相应的箱中。以这种方式，A3事件幅度的一部分可以被识别以用于确定A3幅度度量，每个A3事件幅度被确定为在A3窗口期间并且在A3时间度量的阈值时间范围内的运动信号的最大幅度。基于A3时间度量的阈值时间范围内的最大幅度的该A3幅度度量可能更有可能对应于真实的A3事件。
在框908处，控制电路206可以确定用于调整高A4感测阈值幅度的调度的调整时间间隔何时到期。在一些实例中，高A4感测阈值幅度每24小时调整一次。在其他实例中，调度的调整时间可以更频繁或更不频繁，并且可以由控制电路206基于自起搏器14植入以来的时间、A3事件幅度、A4事件幅度的相对变化、目标高A4阈值的变化、目标高A4阈值与高A4阈值的当前设置之间的差异或其他因素被设置为可变时间间隔。如果被调度用于调整高A4感测阈值的调整时间间隔没有到期，则控制电路206返回到框902，以继续累积A3事件幅度，用于存储在存储器210中的直方图中。
如果操作模式已经从心房事件感测模式改变，则控制电路206可以等待直到心房事件感测模式恢复。已经累积在存储器210中的A3事件幅度可以被保留，直到用于调整高A4感测阈值的调度的时间到达，其中每当操作模式包含心房事件感测时，额外的A3事件幅度被添加到存储器210中的直方图中。可替代地，如果操作模式改变为没有心房事件感测的模式，则可以从存储器210清除A3事件幅度。存储器210中的A3事件幅度的收集可以在控制电路206下次开始以包含心房事件感测的操作模式操作时重新开始。
当控制电路206在框908处确定到了调整高A4感测阈值幅度的时间时，控制电路206可以在框909处确定直方图是否被充分填充。在一些情况下，可能存在不足的具有正常A4事件检测的心室周期长度，导致正常A4事件周期的A3事件幅度的低或稀疏分布的直方图。可能需要将阈值数量的A3事件幅度存储在正常的A4事件直方图中，以便利用累积的数据来确定如下所述的A3幅度度量。当控制电路206在框909处确定小于阈值数量的心室周期被识别为正常的A4事件心室周期时，控制电路206可以停止确定A3幅度度量。当存在不足的数据时，例如，对于正常的A4事件心室周期，小于存储的A3事件幅度的阈值数量时，控制电路206可以返回到框902以继续累积A3事件幅度，而不调整高A4感测阈值幅度。在各种实例中，当下一个调整时间间隔到期时，或者当阈值数量的A3事件幅度填充正常的A4事件直方图时，或者以最先发生者为准，可以调整高A4感测阈值幅度。
在一些实例中，存储在正常A4事件直方图中的有限数量的A3事件幅度可能是由于A3事件过度感测。如上所述，例如，结合图10，当A3事件被过度感测为A4事件时，例如，由于高A4感测阈值幅度被设置得太低，A4窗口不被启动。这排除了在正常A4事件直方图中A3事件幅度的确定和存储。这样，控制电路206可以响应于存储在正常A4事件直方图中的小于阈值数量的A3事件幅度(如在框909处所确定的)，在框916处确定是否满足A3事件过度感测标准。
当对于所有心室周期在直方图中存储大于阈值数量的A3事件幅度但对于仅正常的A4事件心室周期在直方图中存储小于阈值数量的幅度时，可以在框916处满足A3事件过度感测标准。在其他实例中，控制电路206可以跟踪适用周期的数量(具有在A3窗口到期之后开始的A4窗口的周期的数量)。当在调度的调整时间间隔内少于阈值数量的心室周期是适用周期时，在框916处可以满足A3事件过度感测标准。在其他实例中，控制电路206可以在调整时间间隔内确定早期A4计数(在心室窗口结束时间的阈值时间间隔内感测到的A4事件的数量)和/或A3窗口检测计数。当这些A3窗口和早期A4计数中的任一个或总和大于阈值时，可以在框916处满足A3事件过度感测标准。例如，控制电路206可以将早期A4计数、A3窗口检测计数或这两个计数的总和与适用周期计数或与在调整时间间隔内确定的检测到的A4计数进行比较。当A3窗口检测计数、早期A4计数或两者的总和与适用周期计数(或检测到的A4计数)之间的比率或差值大于阈值时，控制电路206可以在框916处确定满足A3事件过度感测标准。
如果不满足A3事件过度感测标准(框916的“否”分支)，则控制电路206可以返回到框902。当满足A3事件过度感测标准时，控制电路206可以在框918处增加高A4感测阈值，例如增加预定的增量。通过增加高A4感测阈值幅度，可以减少或避免A3事件的过度感测，使得存储从正常A4事件心室周期确定的A3事件幅度的直方图可以在下一个调度的调整时间间隔内被充分填充。在一些示例中，控制电路206在框918处响应于存储在正常A4事件直方图中的小于阈值数量的A3事件幅度而增加所述高A4阈值幅度(如在框909处确定的)，而不需要在框916处满足任何额外的A3事件过度感测标准。
当在框908处达到调整高A4感测阈值的时间并且直方图被充分填充时(框909)，控制电路206在框910处基于存储在存储器210中的A3事件幅度来确定A3幅度度量。在一些实例中，A3幅度度量可以是为包含正常A4事件检测的心室周期存储的A3事件幅度的预定的百分位数。例如，A3幅度度量可以被确定为从包含正常A4事件检测的心室周期确定的A3事件幅度的第80、第85、第90或第95个百分位数。
在框912处，控制电路206可以确定目标高A4感测阈值幅度。可以基于A3幅度度量来确定目标高A4感测阈值幅度。在其他实例中，基于A3幅度度量和在调度的调整时间段内存储在存储器210中的所有累积的A3事件幅度来确定目标高A4感测阈值幅度，而不管A4事件在相关心室周期中是早还是晚被检测到。在一个实例中，目标高A4感测阈值幅度被确定为大于A3幅度度量的所有A3事件幅度的预定百分位数。下面结合图17描述了用于基于A3事件幅度的直方图来确定A3幅度度量和目标高A4感测阈值幅度的示例性方法。
在框914处，控制电路206将高A4感测阈值幅度朝向目标高A4阈值调整。在一些实例中，控制电路206将高A4感测阈值幅度直接调整到在框912处确定的目标值。在其他实例中，控制电路206可以将高A4感测阈值幅度朝向目标值调整预定的调整值，该预定的调整值可以是根据需要朝向目标值调整的增量或减量。如果当前高A4感测阈值幅度等于目标值，则不进行调整。
作为增量或减量应用于当前高A4感测阈值幅度以朝向目标高A4感测阈值调整的调整值可以是固定的或可变的。例如，调整值可以被固定为0.2m/s2、0.4m/s2、0.6m/s2、0.8m/s2或其他选定的值。在其他实例中，调整值可以是可变的。例如，调整增量/减量可以由控制电路206基于自起搏器14植入以来的时间来设置。在植入后的最初几天、几周或几个月内，可以将调整增量/减量设置得较大，以使朝向目标高A4阈值的调整能够更快地发生。调整增量/减量的大小可以在自起搏器植入以来的指定时间后(例如在一周、一个月或其他选定的时间段后)被逐渐或一步减少。在其他实例中，增量/减量的调整值可以由控制电路206基于目标高A4阈值与高A4阈值的当前设置之间的差来可变地调整。在其他实例中，可以基于确定高A4感测阈值调整的频率的调度的调整时间间隔来调整所述调整值。例如，当调度的调整时间间隔相对较短时(例如小于每12小时)，可以使用较小的增量/减量，并且当调度的调整时间间隔相对较长时(例如每12小时或更长时间)，可以使用较大的增量/减量。
在框914处进行适当的调整之后，控制电路206可以清除直方图箱(或直方图箱的一部分)并返回到框902以在操作模式包含心房事件感测时重新开始累积A3事件幅度。控制电路206可以调度下一次调整高A4感测阈值幅度的时间，例如，以固定的时间间隔或可调整的时间间隔。如上所述，控制电路206可以根据可变调整时间间隔来调度用于调整高A4阈值幅度的时间，控制电路206可以基于当前目标高A4感测阈值幅度与先前确定的目标高A4感测阈值幅度之间的差、自起搏器14植入以来的时间、目标高A4感测阈值幅度与高A4感测阈值幅度的当前设置之间的差或其他因素来设置所述可变调整时间间隔。
存储A3事件幅度的直方图可以在调整高A4感测阈值幅度之后或在先进先出的基础上被完全清除，使得最近的A3事件幅度的某个部分可以保留在直方图箱中，并被包含在A3幅度度量和目标高A4感测阈值幅度的下一次确定中。例如，A3事件幅度直方图箱可以存储第一时间间隔上的数据，例如24小时的数据，但是高A4感测阈值可以在第二时间间隔之后被调整，所述第二时间间隔可以短于第一时间间隔，例如基于最近的24小时数据每12小时。在框914处调整高A4感测阈值幅度之后，可以清除最早的12小时的A3事件幅度数据，并且可以将最近的12小时的A3事件幅度数据保存在直方图中，并与接下来的12小时的新数据一起编译。可替代地，可以在存储器210中分配多个直方图，以便能够在不同的重叠时间段上以直方图的形式存储数据。在相对较长的时间段内存储的A3事件幅度数据可以表示心率、身体活动或其他因素的较大变化，所述其他因素可以影响心室周期期间的A4事件的定时和/或运动信号幅度。基于较长的数据收集时间间隔以相对较短的调整时间间隔调整高A4感测阈值幅度允许阈值幅度更频繁地适当跟踪运动信号幅度的任何变化。
图17是根据一些实例的A3事件幅度的直方图952和962的图950，所述A3事件幅度可以由控制电路206确定并存储在存储器210中，用于调整高A4感测阈值幅度。A3事件幅度沿着水平轴绘制，作为以m/s2测量的在0.1m/s2的箱范围内的加速度。每个幅度箱范围的出现频率沿y轴绘制。
顶部直方图952是仅从包含正常A4事件检测的心室周期确定的A3事件幅度的直方图。在这些心室周期中，响应于运动信号在A3窗口结束时间之后晚于阈值时间间隔(例如0毫秒至100毫秒)跨过低A4感测阈值幅度(在A3窗口期间没有跨过高A4感测阈值幅度)，检测到A4事件。在一些实例中，具有比A3窗口结束时间晚至少50毫秒感测到的A4事件的所有心室周期被控制电路206分类为正常A4事件周期。在这些心室周期中，确定的A3事件幅度不太可能受到A4事件(在心室周期中比A3事件更晚地发生)的影响，并且更可能对应于未与A4事件融合的真实A3事件。
控制电路206可以在图16的框910处将A3幅度度量确定为包含在正常A4事件直方图952中的A3事件幅度的预定百分位数。在所示的实例中，A3幅度度量被确定为存储在正常A4事件直方图952中的A3事件幅度的第95个百分位数。线954标记直方图952中包含的A3事件幅度的第95个百分位数，并且在下文中被称为该说明性实例的A3幅度度量954。在一些示例中，控制电路206可以基于A3幅度度量954来设置目标高A4感测阈值幅度，例如，设置为大于A3幅度度量954的百分比，或者通过向A3幅度度量954添加偏移量和/或向A3幅度度量954的值添加低A4感测阈值幅度。例如，添加的偏移量可以是0.2m/s2、0.3m/s2、0.5m/s2、0.8m/s2或1.0m/s2。在心房跟踪心室起搏模式期间，在正常A4事件直方图952中表示的所有或绝大多数运动传感器信号峰值幅度不应被心房事件检测器电路240检测为A4事件。因此，控制电路206可以被配置成将高A4感测阈值幅度设置为等于或高于A3幅度度量954的值以避免过度感测A3事件。
第二底部直方图962表示在预定时间段内确定的用于累积直方图数据的所有A3事件幅度。直方图962因此可以包含从心室周期确定的A3事件幅度，其中在A3窗口期间检测到A4事件，在A3窗口结束时间之后早期检测到A4事件，以及在A3窗口结束时间之后的阈值时间间隔检测到“正常”A4事件(以及可能没有检测到到的A4事件的心室周期)。如通过直方图952和962所观察到的，当所有A3事件幅度被存储在直方图962中时，可能发生比A3幅度度量954更大的更高A3事件幅度的更高频率，这大概是由于早期A4事件和在对A3事件幅度有贡献的A3窗口期间感测到的A4事件的影响。因此，直方图962中包含的大于A3幅度度量954的较高A3事件幅度可以表示具有在A3窗口期间或在A3窗口结束时间附近发生的融合的A3/A4事件的心室周期。
控制电路206可以被配置成基于存储在直方图962中的大于A3幅度度量954的A3事件幅度来确定在图16的框912处的目标高A4感测阈值幅度964。这些高于A3幅度度量的A3事件幅度显示在范围966上。在所示的说明性实例中，目标高A4感测阈值幅度964被设置为在范围966上的A3事件幅度的百分位数。例如，目标高A4感测阈值幅度964可以被设置为大于A3幅度度量954的A3事件幅度的第10、第20、第25、第30或35个百分位数，如由范围966所示。在一些情况下，可以将偏移量和/或低A4感测阈值幅度添加到预定百分位数964的值以确定目标高A4感测阈值幅度。在其他实例中，可以基于存储在直方图962中的所有幅度的百分位数来设置目标高A4感测阈值幅度。例如，控制电路206可以将目标高A4感测阈值幅度设置为存储在直方图962中的所有A3事件幅度的预定百分位数，例如，第60、第65、第70或第75百分位数，并且可以任选地将偏移量和/或低A4感测阈值幅度添加到指定百分位数幅度的值。因此，在一些实例中，可以填充直方图952或962之一以用于确定目标高A4感测阈值幅度，但不必同时确定两者。在其他实例中，如上所述填充两者以用于从A3事件幅度的第一部分(例如，从正常A4事件心室周期识别的那些)确定A3幅度度量，以及基于A3事件幅度的第二部分(例如，大于A3幅度度量的那些)确定目标高A4感测阈值幅度。
图18是根据一个实例的用于调整所选择的心房事件感测控制参数的方法的流程图1100。A4感测控制参数的起始值可以由临床医生编程或可以由控制电路206自动选择。例如，控制电路206可以在框1101处通过在起搏器14被初始植入时在心室周期的延长的时间间隔或数量上确定A4感测控制参数度量来确定一个或多个A4感测控制参数的起始值，诸如A3窗口结束时间以及第一较高的A4感测阈值幅度值和第二较低的A4感测阈值幅度值。可以通过在包含使用运动传感器信号的心房感测的非心房跟踪心室起搏模式(例如，如在框1101所示的VDI模式)期间确定A4感测控制参数度量来选择起始值。该起搏模式允许分析运动传感器信号特征，以用于确定在相对延长的时间段(例如，一分钟、两分钟或五分钟)上的控制参数度量，从而为患者选择A4感测控制参数的适当起始值。可以用于在框1101处选择启动控制参数值的技术一般公开于2018年12月6日临时提交的美国专利申请第62/776,027号，以及2019年12月4日提交的相应的非临时美国专利申请第16/703,047号(现在以美国专利申请公开第2020/0179707号公开(Splett等人))和在2018年12月6日临时提交的美国专利申请第62/776,034号和2019年12月4日提交的相应的非临时美国专利申请第16/703,320号(现在以美国专利公开第2020/0179708号公开(Splett等人))，所有这些都通过引用方式以其整体并入本文。
A4感测控制参数的起始值可以基于运动传感器信号特征，所述运动传感器信号特征是在与用于使用本文公开的技术来调整A4感测控制参数的N个心室周期相比相对较长的延长的时间段上确定的。例如，用于设置起始值的运动传感器信号特征在选择起始值时可能已经是几分钟或者甚至几小时。此外，当在VDI起搏模式期间选择起始值时，A4事件将不会在A4窗口期间持续发生。这样，在框1101处选择起始值之后，在控制电路206从VDI起搏模式切换到永久心房跟踪心室起搏模式(例如VDD起搏模式)之前，控制电路206可以使用本文公开的调整技术在相对较短的时间间隔(例如一到两分钟)内或在一组或多组N个心室周期内调整一个或多个A4感测控制参数的起始值。以这种方式，基于可能已经是几分钟或几小时前的“历史”数据而被设置为起始值的A4感测控制参数可以被进一步优化为基于最近的、同时确定的A4感测控制参数度量的操作值。就在切换到永久性VDD起搏模式以递送心房同步心室起搏之前，将起始值调整到工作值，在切换到永久性VDD起搏模式时促进最佳A4感测控制参数设置。
在框1101处为一个或多个A4感测控制参数选择起始值之后，控制电路206前进到框1102和1104，以从它们的起始值分别调整高A4感测阈值幅度和A3窗口结束时间。应当理解，框1102和1104可以是并行的、同时的操作。用于确定对高A4感测阈值幅度和A3窗口结束时间的调整所需的A4感测控制参数度量的确定可以全部在每N个心室周期内确定，并且随后在每N个心室周期结束时调整高A4感测阈值幅度和A3窗口结束时间。
在框1102和1104处，控制电路206可以继续在非心房跟踪心室起搏模式下操作(例如在VDI起搏模式下操作)持续预定的时间间隔，例如一分钟、两分钟、三分钟或其它选择的相对短的时间间隔或心室周期的数量，以将高A4感测阈值幅度和A3窗口结束时间从在相对较长的设置过程中确定的起始值调整到当前相关值，其可以被称为“调整的起始值”。在框1102处，控制电路206确定A4感测控制参数度量，并使用上面结合图12和15描述的技术来调整高A4感测阈值幅度的起始值。例如，A3幅度度量可以被确定为在N个连续心室周期上的A3窗口期间出现的中值最大幅度。高A4感测阈值幅度值可以在每八个心室周期之后基于在八个心室周期期间的第四高的A3事件幅度来调整。在VDI起搏模式期间从起始值调整高A4感测阈值幅度的此过程期间，可以在N个心室周期的情况下调整高A4感测阈值幅度，而不必如结合图15所描述地等待达到调整阈值。
控制电路206可以基于A3幅度度量来确定高A4感测阈值幅度的目标值。在框1101处的设置过程期间确定的高A4感测阈值幅度的起始值可以在每N个心室周期之后朝向目标值被调整预定的增量或减量(或如结合图15所描述的由调整计数器控制)。当在VDI起搏模式下操作时，可以针对调整时间间隔(例如，针对一分钟、两分钟、五分钟或其它选定时间间隔)执行调整高A4感测阈值幅度的此过程。控制电路206可以在临时VDI起搏模式期间存储经调整的高A4感测阈值幅度，而无需在VDI起搏模式期间为A4事件感测应用高A4感测阈值幅度。经调整的起始高A4感测阈值幅度值可能不会生效，直到控制电路206切换到心房跟踪心室起搏模式，使得A4事件不会被心房事件检测器电路240检测到，直到所有A4感测控制参数从起始值被调整到操作值。
在框1104处，控制电路206可以确定A3事件时间，例如，在A3窗口期间通过运动传感器信号的最新低A3阈值幅度跨过，其可以是负向跨过(设置为在开始A3窗口结束时间结束)。可以针对N个心室周期确定A3事件时间。控制电路206可以从A3事件时间和目标A3窗口结束时间来确定A3时间度量，如以上结合图12和13所描述的。在VDI起搏模式期间，目标A3窗口结束时间可以仅基于A3时间度量而不是A4时间度量，因为可靠的A4时间度量在非心房跟踪心室起搏模式期间可能是未知的。在框1104处，可以基于A3时间度量和每N个心室周期的目标A3窗口结束时间来调整在框1101处设置的A3窗口结束时间的初始值。
在框1101处的设置程序期间建立的A3窗口结束时间可以基于低A3阈值幅度的测试值的最近跨过。测试值可以被设置为预定的、固定的或默认值，例如0.9m/s2。然而，在框1104处用于确定A3事件时间的低A3阈值幅度在由控制电路206设置为在框1101处执行的设置程序期间所确定的低A4感测阈值幅度的起始值的百分比(例如，75％)而不是默认值时可更好地适合于患者。由于在框1101处的设置过程期间确定的起始低A4感测阈值幅度更适合于患者，所以在框1104处设置的低A3阈值幅度也比默认值更适合于患者。在框1104处，在确定A3事件时间和A3时间度量以将A3窗口结束时间调整为当前相关的值时，被设置为起始低A4感测阈值幅度的百分比的低A3阈值幅度可以是给定患者的更合适的阈值。
例如，如果在框1101处的设置过程结束时低A4感测阈值幅度的起始值被设置为2.5m/s2，则被设置为起始低A4感测阈值幅度的75％的低A3阈值幅度是1.9m/s2，而不是默认的0.9m/s2阈值。这种更相关的、患者定制的、低A3阈值幅度可以在框1104处的N个心室周期上的A3窗口期间用于检测最新的低A3阈值跨过时间并调整A3窗口结束时间。以这种方式，A3窗口结束时间在框1104处从其起始值更好地为患者优化。在框1104处，A3窗口结束时间可以每第8个心室周期或其他选定数量的心室周期调整持续2分钟(或其他调整时间间隔)，以达到经调整的开始A3窗口结束时间，其在切换到心房跟踪心室起搏模式(例如，VDD起搏模式)时作为操作A3窗口结束时间生效。
在框1102和1104处的临时VDI起搏模式期间将开始A3窗口结束时间和/或开始高A4感测阈值幅度调整到操作值之后，在框1106处，控制电路206可以切换到临时心房跟踪起搏模式(例如，VDD起搏模式)。早期A4感测阈值幅度值和A3窗口结束值的操作值可以在切换到临时VDD起搏模式时生效。
可以在框1108处从其起始值(在框1101处执行的设置过程期间选择)调整低A4感测阈值幅度。在此临时VDD起搏模式期间，可以使用上文结合图7-11大体描述的技术基于在每N个心室周期上确定的A4感测控制参数度量从其起始值调整低A4感测阈值幅度。在框1104处确定的同时优化的A3窗口结束时间现在有效的情况下，在临时VDD起搏模式期间对低A4感测阈值幅度的调整预期将基于在临时VDD起搏模式期间确定的A4感测控制参数度量将低A4感测阈值幅度调谐到优化的值。例如，在框1108处，可以通过控制电路206来确定早期A4计数、适用周期计数、检测到的A4计数和A3窗口检测计数，用于调整低A4感测阈值幅度。实际上，这些A4感测控制参数度量是利用分别在框1104和1102处确定的操作A3窗口结束时间和操作高A4阈值幅度来确定的。
在框1110处，控制电路206可以基于在临时VDD起搏模式期间发生的一个或多个心室周期长度来确定速率平滑间期。在一些实例中，起始速率平滑间期被设置成经编程的较低速率间期。在框1110处，可以通过控制电路206来确定在N个心室周期(例如八个心室周期)上的中位值心室周期长度。经调整的速率平滑间期可以通过控制电路206被设置成比中值心室周期长度长(例如，比中值心室周期长度长100毫秒到150毫秒)的预定间期。在框1110处，在临时VDD起搏模式期间，速率平滑间隔可以每N个心室周期被更新持续预定的时间间隔，例如两分钟。
控制电路206可以在临时VDD模式期间启用速率平滑，以促进和维持房室同步，同时确定A4感测控制参数度量，用于调整低A4感测阈值。在一些实例中，可以在框1110处的临时VDD起搏模式期间以比低A4感测阈值更高的频率来调整速率平滑间隔。例如，可以在滚动的基础上，在每个心室周期之后，从最近的八个心室周期中确定中值或第四快的心室周期长度。速率平滑间隔可以由控制电路206被设置为更新的中值心室周期长度加上指定的偏移量。在一些实例中，控制电路206可以在每个心室周期更新速率平滑间隔，使得VV起搏间期在逐搏的基础上被设置为更新的速率平滑间隔。如果设置为速率平滑间隔的VV起搏间期到期，则期望在涵盖A4事件信号的A4窗口的适当定时下保持房室同步。通过在临时VDD起搏模式期间保持房室同步，在框1108处确定的用于调整低A4感测阈值幅度的A4感测控制参数度量将使控制电路206能够将低A4感测阈值幅度调整到对于患者的最佳值。
这样，应当理解，框1108和1110可以在同时的并行操作中执行。例如，每N个心室周期，控制电路206可以确定用于确定对低A4感测阈值幅度的调整所需的A4感测控制参数度量。同时，对于每个心室周期，控制电路206可以确定更新的心室周期长度度量，用于像每个心室周期一样频繁地调整速率平滑间隔。在框1102、1104和/或1108处确定的A4感测控制参数的最终调整值和最新更新的速率平滑间隔都可以在框1112处切换到永久VDD起搏模式时作为操作值生效。
在调整低A4感测阈值幅度的起始值并在临时VDD起搏模式期间在预定时间的间隔或心室周期数上调整速率平滑间隔之后，控制电路206可以在框1112处切换到永久心房跟踪心室起搏模式，例如VDD起搏模式，其中A4感测控制参数的操作值和调整的速率平滑间隔有效。以这种方式，可以由用户编程或在框1101处的设置过程期间在相对较长的时间段内确定的A4感测控制参数的起始值可以基于用于确定A4感测控制参数度量的较新的运动传感器信号幅度和定时特征而被调整到当前更相关的操作值。基于当前心室率将速率平滑间隔设置为当前相关值。A4感测控制参数度量和速率平滑间隔的这些操作值在切换到VDD起搏模式时生效，以提供优化的心房跟踪心室起搏。
以下示例性条款与本公开中描述的技术一致。
条款1：一种方法，其包括：通过运动传感器产生运动信号；设置多个感测控制参数；根据所述感测控制参数在多个心室周期期间从所述运动信号感测第一心房事件；针对所述多个心室周期的至少一部分的每个心室周期确定所述运动信号的特征；基于所确定的特征来确定运动信号的度量；基于所述度量来调整所述多个感测控制参数中的感测控制参数；根据经调整的感测控制参数从所述运动信号感测第二心房事件；以及响应于感测到所述第二心房事件来产生心房感测事件信号。
条款2：根据条款1所述的方法，其中：设置所述多个控制参数包括：设置心室舒张事件窗口结束时间；设置延伸到所述事件窗口结束时间的到期的高感测阈值幅度；以及在所述高感测阈值幅度之后设置从所述心室舒张事件窗口结束时间的所述到期开始的低感测阈值幅度；在所述多个心室周期期间感测所述第一心房事件包括：响应于在所述多个心室周期中的相应一个心室周期期间所述高感测阈值幅度和所述低感测阈值幅度中的一个的运动信号的最早跨过而感测所述第一心房事件中的每一个；并且调整所述感测控制参数包括调整所述心室舒张事件窗口结束时间、所述高感测阈值幅度或所述低感测阈值幅度中的至少一者。
条款3：根据条款2所述的方法，其包括：通过确定在所述多个心室周期期间感测到的每个所述第一心房事件的时间来确定所述特征；以及通过确定以下各项中的至少一项，基于所确定的在所述多个心室周期期间感测到的每个所述第一心房事件的时间来确定所述度量：通过对在所述心室舒张事件窗口结束时间之后且在阈值时间间隔之前感测到的每个所述第一心房事件进行计数的早期心房事件计数；通过对在早期事件阈值时间间隔或晚于早期事件阈值时间间隔感测到的每个所述第一心房事件进行计数的正常心房事件计数；以及通过对在所述心室舒张事件窗口结束时间之前感测到的每个所述第一心房事件进行计数的心室舒张窗口心房事件计数。
条款4：根据条款3所述的方法，其包括：至少基于所述早期心房事件计数确定满足心室舒张事件过度感测标准；以及响应于满足所述心室舒张事件过度感测标准，通过增加所述低感测阈值幅度，基于所述早期心房事件计数来调整所述感测控制参数。
条款5：根据条款3或4所述的方法，其包括：至少基于正常心房事件计数确定满足常规心房事件感测标准；以及通过响应于满足所述常规心房事件感测标准增加所述低感测阈值幅度，基于所述正常心房事件计数来调整所述感测控制参数。
条款6：根据条款3至5中任一项所述的方法，其包括：至少基于所述正常心房事件计数确定满足心房事件感测不足标准；以及通过响应于满足所述心房事件感测不足标准减小所述低感测阈值幅度，基于所述正常心房事件计数来调整所述感测控制参数。
条款7：根据条款2至6中任一项所述的方法，其包括：通过针对所述多个心室周期中的每一个确定所述心室舒张事件窗口结束时间之后的所述运动信号的最大幅度来确定所述特征，所述最大幅度长于所述心室舒张事件窗口结束时间；通过确定最大幅度中的最小幅度来确定所述度量；以及通过基于所述最大幅度中的最小幅度调整所述低感测阈值幅度来调整所述感测控制参数。
条款8：根据条款2至7中任一项所述的方法，其包括：通过确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前发生的心室舒张事件阈值幅度的最近跨过时间来确定所述特征；通过基于所确定的最近跨过时间确定心室舒张事件时间来确定所述度量；以及通过基于所述心室舒张事件时间调整所述心室舒张事件窗口结束时间来调整所述感测控制参数。
条款9：根据条款8所述的方法，其包括基于所述低感测阈值幅度来设置所述心室舒张事件阈值幅度。
条款10：根据条款8或9所述的方法，其包括：通过确定所述低感测阈值幅度的最早跨过时间来确定所述特征；通过基于所确定的最早跨过时间确定心房事件时间来确定所述度量；以及基于所述心室舒张事件时间和所述心房事件时间来调整所述心室舒张事件窗口结束时间。
条款11：根据条款1至10中任一项所述的方法，其包括：通过确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前的所述运动信号的最大幅度来确定所述特征；通过基于所确定的最大幅度确定心室舒张事件幅度来确定所述度量；以及通过基于所述心室舒张事件幅度和低感测阈值幅度调整所述高感测阈值幅度来调整所述感测控制参数。
条款12：根据条款11所述的方法，其包括：基于所述心室舒张事件幅度和所述低感测阈值幅度的组合来确定目标高阈值幅度；确定所述目标高阈值幅度和所述高感测阈值幅度之间的差值；基于所述差值调整计数器值；确定所述计数器值等于最大阈值和最小阈值之一；以及响应于所述计数器值等于所述最大阈值或所述最小阈值之一，将所述高感测阈值幅度朝向所述目标高阈值幅度调整。
条款13：根据条款2至12中任一项所述的方法，其包括：通过针对具有在所述心室舒张事件窗口结束时间之后感测到的所述第一心房事件之一的所述多个心室周期中的每一个，确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前的所述运动信号的第一多个最大幅度来确定所述特征；通过确定所述第一多个最大幅度的第一百分位数来确定所述度量；针对所述多个心室周期的每一个确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前的所述运动信号的第二多个最大幅度；通过确定大于所述度量的所述第二多个最大幅度的第二百分位数来确定目标高感测阈值；以及通过基于所述目标高感测阈值调整所述高感测阈值幅度来调整所述感测控制参数。
条款14：根据条款1至13中任一项所述的方法，其包括：确定在所述心室舒张事件窗口结束时间到期之前产生所述心房感测事件信号；以及响应于确定在所述心室舒张事件窗口结束时间到期之前产生所述心房感测事件信号，延长所述心室舒张事件窗口结束时间直到随后的心室电事件。
条款15：根据条款1至14中任一项的方法，其包括响应于所述心房感测事件信号产生起搏脉冲。
条款16：一种非暂时性计算机可读存储介质，其包括一组指令，所述指令当由医疗装置的控制电路执行时使得所述医疗装置：通过运动传感器产生运动信号；设置多个感测控制参数；根据所述感测控制参数在多个心室周期期间从所述运动信号感测第一心房事件；针对所述多个心室周期的至少一部分的每个心室周期确定所述运动信号的特征；基于所确定的特征来确定所述运动信号的度量；基于所述度量来调整所述多个感测控制参数中的感测控制参数；根据经调整的感测控制参数从所述运动信号感测第二心房事件；并且响应于感测所述第二心房事件来产生心房感测事件信号。
应当理解，根据实例，本文所描述的方法中的任何一种方法的某些动作或事件可以按不同顺序执行，可被添加、合并或完全省略(例如，并非所有所描述的动作或事件对于实践所述方法来说都是必须的)。此外，在某些示例中，动作或事件可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按顺序地执行。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。
在一个或多个示例中，所描述的功能可在硬件、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可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，其对应于有形介质，如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存存储器或可用于存储指令或数据结构形式的所需程序代码且可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(FPLA)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，这些技术可完全在一个或多个电路或逻辑元件中实施。
因此，已经参考具体示例在前述描述中呈现了医疗设备。应当理解的是，本文所公开的各个方面可不同的组合而非附图中呈现的具体组合而组合。应当理解，在不脱离本公开和以下权利要求书的范围的情况下，可以对参考实例进行各种修改。

Claims (16)

1.一种医疗装置，其包括：
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，所述控制电路被配置成：
设置多个感测控制参数；
根据所述感测控制参数在多个心室周期期间从所述运动信号感测第一心房事件；
针对所述多个心室周期的至少一部分的每个心室周期确定所述运动信号的特征；
基于所确定的特征来确定所述运动信号的度量；
基于所述度量来调整所述多个感测控制参数中的感测控制参数；
根据经调整的感测控制参数从所述运动信号感测第二心房事件；以及
响应于感测所述第二心房事件来产生心房感测事件信号。
2.根据权利要求1所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置成：
通过以下来设置所述多个控制参数：
设置心室舒张事件窗口结束时间；
设置延伸到所述事件窗口结束时间的到期的高感测阈值幅度；以及
在所述高感测阈值幅度之后设置从所述心室舒张事件窗口结束时间的所述到期开始的低感测阈值幅度；
响应于所述运动信号对所述高感测阈值幅度和所述低感测阈值幅度之一的最早跨过，在所述多个心室周期期间感测所述第一心房事件中的每一个；以及
通过调整所述心室舒张事件窗口结束时间、所述高感测阈值幅度或所述低感测阈值幅度中的至少一者来调整所述感测控制参数。
3.根据权利要求2所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
通过确定在所述多个心室周期期间感测到的每个所述第一心房事件的时间来确定所述特征；
通过确定以下各项中的至少一项，基于在所述多个心室周期期间感测到的每个所述第一心房事件的所确定的时间来确定所述度量：
通过对在所述心室舒张事件窗口结束时间之后和在阈值时间间隔之前感测到的每个所述第一心房事件进行计数的早期心房事件计数；
通过对在早期事件阈值时间间隔或晚于所述早期事件阈值时间间隔感测到的每个所述第一心房事件进行计数的正常心房事件计数；以及
通过对在所述心室舒张事件窗口结束时间之前感测到的每个所述第一心房事件进行计数的心室舒张窗口心房事件计数。
4.根据权利要求3所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
至少基于所述早期心房事件计数确定满足心室舒张事件过度感测标准；以及
通过响应于满足所述心室舒张事件过度感测标准而增加所述低感测阈值幅度，基于所述早期心房事件计数来调整所述感测控制参数。
5.根据权利要求3或4所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
至少基于所述正常心房事件计数确定满足常规心房事件感测标准；以及
通过响应于满足所述常规心房事件感测标准而增加所述低感测阈值幅度，基于所述正常心房事件计数来调整所述感测控制参数。
6.根据权利要求3至5中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
至少基于所述正常心房事件计数确定满足心房事件感测不足标准；以及
通过响应于满足所述心房事件感测不足标准而减小所述低感测阈值幅度，基于所述正常心房事件计数来调整所述感测控制参数。
7.根据权利要求2至6中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
通过针对所述多个心室周期中的每一个确定所述心室舒张事件窗口结束时间之后的所述运动信号的最大幅度来确定所述特征，所述最大幅度长于所述心室舒张事件窗口结束时间；
通过确定所述最大幅度中的最小幅度来确定所述度量；以及
通过基于所述最大幅度中的所述最小幅度调整所述低感测阈值幅度来调整所述感测控制参数。
8.根据权利要求2至7中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
通过确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前发生的心室舒张事件阈值幅度的最近跨过时间来确定所述特征；
通过基于所确定的最近跨过时间确定心室舒张事件时间来确定所述度量；以及
通过基于所述心室舒张事件时间调整所述心室舒张事件窗口结束时间来调整所述感测控制参数。
9.根据权利要求8所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为基于所述低感测阈值幅度来设置所述心室舒张事件阈值幅度。
10.根据权利要求8或9所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
通过确定所述低感测阈值幅度的最早跨过时间来确定所述特征；
通过基于所确定的最早跨过时间确定心房事件时间来确定所述度量；以及
基于所述心室舒张事件时间和所述心房事件时间来调整所述心室舒张事件窗口结束时间。
11.根据权利要求2至10中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
通过确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前的所述运动信号的最大幅度来确定所述特征；
通过基于所确定的最大幅度确定心室舒张事件幅度来确定所述度量；以及
通过基于所述心室舒张事件幅度和所述低感测阈值幅度调整所述高感测阈值幅度来调整所述感测控制参数。
12.根据权利要求11所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
基于所述心室舒张事件幅度和所述低感测阈值幅度的组合来确定目标高阈值幅度；
确定所述目标高阈值幅度和所述高感测阈值幅度之间的差值；
基于所述差值调整计数器值；
确定所述计数器值等于最大阈值和最小阈值之一；以及
响应于所述计数器等于所述最大阈值或所述最小阈值之一，将所述高感测阈值幅度朝向所述目标高阈值幅度调整。
13.根据权利要求2至12中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
通过针对具有在所述心室舒张事件窗口结束时间之后感测到的所述第一心房事件之一的所述多个心室周期中的每一个，确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前的所述运动信号的第一多个最大幅度来确定所述特征；
通过确定所述第一多个最大幅度的第一百分位数来确定所述度量；
针对所述多个心室周期的每一个确定在所述心室舒张事件窗口结束时间之前的所述运动信号的第二多个最大幅度；
通过确定大于所述度量的所述第二多个最大幅度的第二百分位数来确定目标高感测阈值；以及
通过基于所述目标高感测阈值调整所述高感测阈值幅度来调整所述感测控制参数。
14.根据权利要求2至13中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：
确定在所述心室舒张事件窗口结束时间到期之前产生所述心房感测事件信号；以及
响应于确定在所述心室舒张事件窗口结束时间到期之前产生所述心房感测事件信号，延长所述心室舒张事件窗口结束时间直到随后的心室电事件。
15.根据权利要求1至14中任一项所述的医疗装置，其进一步包括脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置为响应于所述心房感测事件信号而产生起搏脉冲。
16.根据权利要求15所述的医疗装置，其进一步包括：
壳体，其包围所述运动传感器、所述控制电路和所述脉冲发生器；以及
一对电极，其位于所述壳体上并且耦接到所述脉冲发生器。
CN202180011494.1A 2020-01-30 2021-01-29 用于调整用于心脏事件感测的控制参数的方法和设备 Pending CN115003373A (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US202062967917P 2020-01-30 2020-01-30
US62/967,917 2020-01-30
US17/159,596 2021-01-27
US17/159,596 US11819697B2 (en) 2020-01-30 2021-01-27 Method and apparatus for adjusting control parameters for cardiac event sensing
PCT/US2021/015627 WO2021155098A1 (en) 2020-01-30 2021-01-29 Method and apparatus for adjusting control parameters for cardiac event sensing

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN115003373A true CN115003373A (zh) 2022-09-02

Family

ID=77063092

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202180011522.XA Pending CN115003374A (zh) 2020-01-30 2021-01-29 用于调整用于心脏事件感测的控制参数的设备
CN202180011494.1A Pending CN115003373A (zh) 2020-01-30 2021-01-29 用于调整用于心脏事件感测的控制参数的方法和设备

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202180011522.XA Pending CN115003374A (zh) 2020-01-30 2021-01-29 用于调整用于心脏事件感测的控制参数的设备

Country Status (4)

Country Link
US (3) US11819697B2 (zh)
EP (2) EP4096776B1 (zh)
CN (2) CN115003374A (zh)
WO (2) WO2021155098A1 (zh)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11819697B2 (en) 2020-01-30 2023-11-21 Medtronic, Inc. Method and apparatus for adjusting control parameters for cardiac event sensing
US12005259B2 (en) 2020-09-10 2024-06-11 Medtronic, Inc. Dual sensors to control pacing rate
US20220401741A1 (en) * 2021-06-22 2022-12-22 Medtronic, Inc. Method and apparatus for establishing parameters for cardiac event detection
EP4426421A1 (en) 2021-11-01 2024-09-11 Medtronic, Inc. Post-ventricular atrial blanking in a cardiac device
WO2023156895A1 (en) 2022-02-21 2023-08-24 Medtronic, Inc. Apparatus for determining heart rate
WO2023187521A1 (en) * 2022-03-31 2023-10-05 Medtronic, Inc. Method and apparatus for atrial synchronous ventricular pacing
WO2023233232A1 (en) * 2022-05-28 2023-12-07 Medtronic, Inc. Method and apparatus for establishing atrial synchronous ventricular pacing control parameters

Family Cites Families (45)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4485813A (en) 1981-11-19 1984-12-04 Medtronic, Inc. Implantable dynamic pressure transducer system
US5052388A (en) 1989-12-22 1991-10-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator
US5292341A (en) 1992-03-02 1994-03-08 Siemens Pacesetter, Inc. Method and system for determining and automatically adjusting the sensor parameters of a rate-responsive pacemaker
US5480412A (en) 1993-11-16 1996-01-02 Pacesetter, Inc. System and method for deriving hemodynamic signals from a cardiac wall motion sensor
US5507782A (en) 1994-03-17 1996-04-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for dual chamber cardiac pacing
US5674258A (en) 1995-03-08 1997-10-07 Medtronic, Inc. Packaged integrated accelerometer
US5593431A (en) 1995-03-30 1997-01-14 Medtronic, Inc. Medical service employing multiple DC accelerometers for patient activity and posture sensing and method
US5683432A (en) 1996-01-11 1997-11-04 Medtronic, Inc. Adaptive, performance-optimizing communication system for communicating with an implanted medical device
US6044297A (en) 1998-09-25 2000-03-28 Medtronic, Inc. Posture and device orientation and calibration for implantable medical devices
US6295471B1 (en) 2000-01-11 2001-09-25 Pacesetter, Inc. System and method for automatic atrial capture detection and atrial pacing threshold determination
US6625490B1 (en) 2001-11-14 2003-09-23 Pacesetter, Inc. System and method of automatically adjusting sensing parameters based on temporal measurement of cardiac events
FR2843698A1 (fr) 2002-08-21 2004-02-27 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif tel que stimulateur cardiaque double chambre, pourvu de moyens perfectionnes d'ajustement de la sensibilite auriculaire et de l'energie de stimulation auriculaire
US7130681B2 (en) 2003-05-09 2006-10-31 Medtronic, Inc. Use of accelerometer signal to augment ventricular arrhythmia detection
US7062328B1 (en) 2003-08-25 2006-06-13 Pacesetter, Inc. System and method for providing improved specificity for automatic mode switching within an implantable medical device
US7869876B2 (en) 2005-10-07 2011-01-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring and optimizing atrial function
US7848807B2 (en) 2005-12-30 2010-12-07 Medtronic, Inc. Closed loop optimization of A-V and V-V timing
ATE511881T1 (de) 2008-11-19 2011-06-15 Ela Medical Sa Aktives medizinisches implantat, das mit testmitteln zur aurikulären datenerfassung ausgestattet ist
ATE511880T1 (de) 2008-11-19 2011-06-15 Ela Medical Sa Aktives medizinisches implantat, das mit berechnungsmitteln der atrioventrikulären verzögerung ausgestattet ist
US8326419B2 (en) 2009-04-07 2012-12-04 Pacesetter, Inc. Therapy optimization via multi-dimensional mapping
US8541131B2 (en) 2009-05-29 2013-09-24 Medtronic, Inc. Elongate battery for implantable medical device
US8433409B2 (en) 2010-01-29 2013-04-30 Medtronic, Inc. Implantable medical device battery
US20120095521A1 (en) 2010-10-19 2012-04-19 Medtronic, Inc. Detection of heart rhythm using an accelerometer
US9597510B2 (en) 2010-11-30 2017-03-21 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining left ventricular lusitropy
US9775982B2 (en) 2010-12-29 2017-10-03 Medtronic, Inc. Implantable medical device fixation
US8380308B2 (en) 2011-03-29 2013-02-19 Pacesetter, Inc. Systems and methods for optimizing ventricular pacing based on left atrial electromechanical activation detected by an AV groove electrode
US9101281B2 (en) 2011-09-27 2015-08-11 Medtronic, Inc. IMD stability monitor
US8700181B2 (en) 2011-11-03 2014-04-15 Pacesetter, Inc. Single-chamber leadless intra-cardiac medical device with dual-chamber functionality and shaped stabilization intra-cardiac extension
US8996109B2 (en) 2012-01-17 2015-03-31 Pacesetter, Inc. Leadless intra-cardiac medical device with dual chamber sensing through electrical and/or mechanical sensing
US8532785B1 (en) 2012-09-26 2013-09-10 Medtronic, Inc. Therapy delivery method and system for implantable medical devices
US8923963B2 (en) 2012-10-31 2014-12-30 Medtronic, Inc. Leadless pacemaker system
EP2737925B1 (fr) 2012-11-29 2015-06-17 Sorin CRM SAS Prothèse cardiaque implantable active avec détection de l'activité mécanique auriculaire
US10512424B2 (en) 2013-12-23 2019-12-24 Medtronic, Inc. Method and apparatus for selecting activity response vector
US9399140B2 (en) 2014-07-25 2016-07-26 Medtronic, Inc. Atrial contraction detection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronous ventricular pacing
US9566012B2 (en) 2014-10-27 2017-02-14 Medtronic, Inc. Method and apparatus for selection and use of virtual sensing vectors
EP3015132B1 (fr) 2014-10-27 2017-11-22 Sorin CRM SAS Stimulateur implantable actif, notamment capsule intracardiaque autonome, a détection de l'activité de l'oreillette sans recueil d'activité électrique auriculaire
US10080900B2 (en) 2016-03-22 2018-09-25 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10532212B2 (en) 2016-09-29 2020-01-14 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10449366B2 (en) * 2016-09-29 2019-10-22 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10286214B2 (en) 2016-11-03 2019-05-14 Medtronic, Inc. Atrial tracking in an intracardiac ventricular pacemaker
US10207116B2 (en) 2016-12-01 2019-02-19 Medtronic, Inc. Pacing mode switching in a ventricular pacemaker
US10328270B2 (en) 2016-12-13 2019-06-25 Medtronic, Inc. Input switching in a ventricular intracardiac pacemaker
US10786172B2 (en) 2017-03-07 2020-09-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for atrial arrhythmia detection
US11185701B2 (en) 2018-04-09 2021-11-30 Medtronic, Inc. Pacing mode switching and rate response limit in a ventricular pacemaker
US11724113B2 (en) 2018-12-06 2023-08-15 Medtronic, Inc. Method and apparatus for establishing parameters for cardiac event detection
US11819697B2 (en) 2020-01-30 2023-11-21 Medtronic, Inc. Method and apparatus for adjusting control parameters for cardiac event sensing

Also Published As

Publication number Publication date
US20240075300A1 (en) 2024-03-07
US11819697B2 (en) 2023-11-21
US20210236825A1 (en) 2021-08-05
US20210236826A1 (en) 2021-08-05
EP4096775B1 (en) 2024-09-18
WO2021155102A1 (en) 2021-08-05
EP4096776B1 (en) 2024-07-03
CN115003374A (zh) 2022-09-02
WO2021155098A1 (en) 2021-08-05
EP4096776A1 (en) 2022-12-07
US11826574B2 (en) 2023-11-28
EP4096775A1 (en) 2022-12-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN109937070B (zh) 心内心室起搏器中的心房跟踪
US11819697B2 (en) Method and apparatus for adjusting control parameters for cardiac event sensing
US11724113B2 (en) Method and apparatus for establishing parameters for cardiac event detection
US20230226360A1 (en) Rate smoothing to enhance atrial synchronous pacing in a ventricular pacemaker
US11998344B2 (en) Method and apparatus for atrial tachyarrhythmia detection
CN110831659A (zh) 心内心室起搏器中的心房跟踪确认
EP3890823B1 (en) Apparatus for establishing parameters for cardiac event detection
CN113164751B (zh) 心室起搏器中用于促进房室传导的模式切换
EP4074374A1 (en) Rate smoothing in atrial synchronous ventricular pacemaker
EP4456085A2 (en) Apparatus for adjusting control parameters for cardiac event sensing
EP3890824B1 (en) Apparatus for establishing parameters for cardiac event detection
US20230136887A1 (en) Post-ventricular atrial blanking in a cardiac device
EP4426421A1 (en) Post-ventricular atrial blanking in a cardiac device
WO2022271434A1 (en) Method and apparatus for establishing parameters for cardiac event detection
CN118201677A (zh) 心脏装置中的心室后心房消隐

Legal Events

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