通過心房定時促進內部傳導性的系統和方法

2023-05-30 15:00:11 2

專利名稱：通過心房定時促進內部傳導性的系統和方法
技術領域：
本發明涉及醫療設備，且更具體地涉及植入型醫療設備。
背景技術：
目前存在可以感測數據、提供診斷信息、和/或傳遞治療的各種醫療設備。
如果設備是(整體或部分)植入型的，則將其稱為植入型醫療設備(IMD)。 在本申請中，"IMD"指代感測心臟事件和傳遞起搏治療的設備。這種設備可 以包括或也可以不包括諸如除顫治療(例如植入型心臟復律除顫器(ICD))、 其它監測能力、交替的心臟治療或非心臟監測和/或治療的其它功能。因此， 在此背景下術語起搏器可以和IMD互換使用，同時應當理解這兩者中的任一術 語均可以單獨指代具有起搏器必需具有的能力以外的能力的設備。
目前，人們已經認識到即使有些拖延，內部傳導性和心室除極相對心室起 搏仍是優選的；特別是在右心室心尖部或在右心室心尖部附近起搏。通常，這 種優選性由這種起搏脈衝產生的除極波前的非自然傳播產生(與內部除極相 比)。
之前的起搏模式趨於工作在一個極端或另一個極端。例如，在一臺真正的、 單腔AAI/R設備內，可能進行心房起搏和感測，但不具有提供心室起搏(或感 測)的能力。另一方面，在歷史上，DDD/R—直是雙室設備的默認選擇。DDD/R 模式的運行可以維持AV同步；但是，AV延遲是不可避免的，這使得內部傳導 性在大多數心動周期中受到阻礙。這導致心室起搏在心動周期中佔有很高的百 分比。
本受讓人己經開發了促進內部傳導性的新模式，並在本文中通常將其稱為 心室起搏協議(VPP)。 一種這樣的VPP是可以購買到的心室起搏管理TM (或 MVP )。之前，各種VPP實施例已被描述，例如，2004年8月3日由Casavant 等人提出的美國專利第6,772,005號(代理人巻號為P卯39. 00) ; 2002年9 月17日提出的美國申請第10/246,816號(代理人巻號為P9039. 02) ; 2004 年1月12日提出的美國申請第10/755， 454號(代理人巻號為P9039. 06); 2004
5年5月21日提出的美國申請第10/850， 666號(代理人巻號為P21161. 00) ;2005 年4月27日提出的美國申請第11/115， 605號(代理人巻號為P21164. 00) ;2005 年3月31日提出的美國申請第11/096， 436號(代理人巻號為P21166. 00) ;2004 年3月31號提出的美國申請第10/814, 692號(代理人巻號為P20243. 00) ;2006 年2月28日提出的美國申請第11/364,290號(代理人巻號為P21506.00);和 2004年10月25日提出的美國申請第10/971,686號(代理人巻號為 P20851.00)，並將其全部內容併入本文以供參考。其它相關申請包括2005年 10月25日提出的美國申請第11，258，523號(代理人巻號為P20923.00)和2005 年10月25日提出的美國申請第11/257,643號(代理人巻號為P21974. 00)。
作一個概括性的解釋，VPP工作在基於心房的起搏模式中以促進內部傳導 性。心室事件被感測，並且只要在給定的心動周期中感測到心室事件(例如A-A 間隔)該設備就會持續運行在基於心房的起搏模式中。這允許在整個A-A間隔 期間進行心室感測。相反，如果沒有心室事件，則該設備將在後續周期中提供 心室後備起搏(backup pace)，其從啟動所述後來的心動周期的心房事件(被 起搏或被感測)開始。因此，在VPP中，使整個心動周期缺乏心室活動同時根 本地維持AV同步是可能的。當然，為了簡明，本文沒有描述很多提供的改變 和實施例。應當理解，在基於心房的起搏模式中的操作包括在需要時將設備模 式轉換成這樣一種模式(例如AAI/R、 ADI/R)並且轉換成提供心室起搏的模式 (例如，DDI/R、 DDD/R、 WI/R等)，並且潛在地在逐搏的基礎上或可替代地， 複雜模式中的操作包括更全面的行為(例如FIDDI)而沒有必要進行模式轉換 來達到所述功能。
VPP的一個優點是該協議可以由病人啟動而不必考慮其AV傳導的狀態。該 協議將有益於具有完整或局部完整的傳導性的病人的傳導性得到改進，並且心 室起搏被減少或消除。對於具有心臟傳導阻滯的病人，VPP將快速運行以提供 心室起搏並且周期性地進行檢查以確定傳導性是否恢復。在最初認可起搏的必 要性以及執行傳導性檢査的過程中，使用的方法對病人都是透明的。
如之前所述，由於它的簡單性，負責植入雙腔設備的臨床醫生通常利用象 徵性的設置，將設備編程為DDD/R。 VPP可以達到病人病歷史中相同類型的全 面可靠性而不需要對植入進行多個參數的編程。當存在完整傳導性時，VPP在 減小或最小化心室起搏方面是優選的。


圖1是圖解說明植入型醫療設備的示意圖。
圖2A-2C是根據各VPP圖示操作的時序圖。 圖3A-3C是根據各VPP圖示操作的時序圖。 圖4A-4C是根據各VPP圖示操作的時序圖。 圖5A和5B圖示傳導性延遲表和圖表。 圖6-7是描述根據本發明學說的方法的流程圖。 圖8A-8B是根據各VPP圖示操作的時序圖。 圖9是描述根據本發明學說的方法的流程圖。 圖IO是圖示一個實施例的邊界條件的時序圖。
圖11是描述根據一個實施例的導入心房傳導性測試的過程的流程圖。 圖12是從心房傳導測試收集的數據的樣本數據集合。
具體實施例方式
圖1是圖示具有起搏能力的植入性醫療設備(IMD) IO的示意圖。儘管沒 有圖示出，但是工MD IO也可以包括檢測、診斷和治療各種其它功能。進一步， 圖1並未打算全面圖示植入型起搏器的所有組件。
IMD 10包括機體12，機體12包括微處理器14、存儲器16、電源(例如 電池)18、通信模塊20，通信模塊20使對外部設備和用於產生起搏脈衝的脈 衝發生器22的遙測變得容易。提供的傳感器接口 30收集來自一個或一個以上 傳感器/電極的數據， 一個或一個以上的電極可以布置在導線32、 34上。圖l 還圖示了 VPP模塊24。應當理解這些功能可以是存儲在存儲器16上或包含在 其它硬體、軟體或固件中的算法。
在工作中，IMD IO感測心臟事件並提供適當的響應。最典型地，心臟事件 通過導線32、 34上的電極進行感測。這些電極收集表示心臟內具體活動的電 信號，當這些電信號產生於設備數據時通常表示為電描記圖(EGM)，或當基 於表面收集數據時通常表示為心電圖(ECG)。眾所周知，心動周期包括心房 除極、心室除極和恢復極化，心房除極用P波進行電錶示，心室除極使用QRS 複合波表示，恢復極化使用T波表示。當感測算法相對複雜時，感測的P波通 常表示內部的心房除極，而感測的R波表示內部的心室除極。對於給定的起搏 模式，如果P波或R波沒有在預定的時間楨內被感測到，則IMD IO將採用適當的定時提供心房或心室起搏，其前提是受該模式的支持。對這種概括存在多 種變化，諸如超速起搏或各種心動過速起搏治療。本文的要點是IMD 10感測 數據並對該數據以某一形式作出響應。
如上所述，本發明涉及根據VPP選擇性地操作的IMDIO，諸如MVpTM模式。 在各種VPP之間存在許多變化，為了清楚，本文沒有對每一種變化分別進行描 述。圖2A圖解說明採用定時數據樣本的梯形圖。具體示例涉及在現有一種vpp 下，如何解決心室早期收縮(PVC);但是，該圖也將用於解釋VPP的基本操 作。
所列的術語將在該說明書中一致性地使用。在每個圖形中，圖示了心房通 道(A)和心室通道(V)。各事件彼此之間依時間被表示。在一個示例中，假 設心房起搏(AP)使用1000ms的A-A間隔。應當理解內部心房事件(AS)可 能出現並且被解決；但是，在這些示例中並未對其進行討論。在時刻Tl心房 起搏(AP)被傳遞。在時刻T2，心房事件已經傳導且內部的心室除極發生(VS)。 ap和vs之間的時間是av延遲。當ap的定時已知時，vs必然出現，因此，盡 管可以應用期望值和平均值，但是VS的準確定時和AV延遲的持續時間是未知 的直至它們出現。如上所述，A-A間隔是1000ms，那麼在時刻T3，下一個AP 被傳遞。VA間隔是從VS到AP的時間(T3)。
在時刻T4，出現心室早期收縮(PVC) 。 PVC是任何感測到的並非由適當 傳導的心房事件觸發的心室事件，或者可能是由早期心房收縮導致的適當傳導 的心室事件(該事件仍會導致在整個時序中處於早期的心室事件)。因此，即 使PVC發生在AP之後的T4時刻，但是它事實上"太早"而不是適當的心室事 件，從而被認為是PVC。不過，PVC是心室事件/心室除極。在這種情形下，從 VS到PVC的時間在本文中被稱為第一V-V間隔(V-V (1))。要警告的是，內 部心室事件可以變化，如果A-A間隔穩定在1000ms，則V-V間隔(不存在PVC 的、傳導阻滯或其它異常)也應當約為1000ms。另一類型的pvc也可能發生並 且
暫時脫離該示例，如果圖示的pvc是適當的傳導vs (即在周期中稍後出現
的)，則V-V (1)將可能約為1000ms。下一個ap將在圖示的時刻T5出現； 接下來最可能出現內部心室事件而不是圖示的vp。換句話說，在事件正常的情 況下，這便是VPP的工作方式。通常，在給定A-A間隔的任何部分期間出現的 任何感測的心室事件均將確保標準繼續正常操作。 一種例外是即將詳細說明的PVC。只有當完整的周期(A-A間隔)缺乏適當的心室感測事件時，下一周期才 包括心室起搏。
在此示例中，PVC出現在定義的交叉感知窗口 (crosstalk window)中。也 就是AP後的一段時間，其中感測的心室事件實際上被忽視(至少第一次這種 出現)。因此，為了 VPP，時刻T4的PVC被忽視並且實際上等價於在時刻T3 和T5之間的A-A間隔內沒有感測的心室事件出現。在這種情形下，在任一實 例中VPP的響應都是相同的(沒有V事件或早期PVC)。也就是說，A-A間隔 (T3-T5)被視為缺乏心室活動。因此，在下一個A-A間隔(T5-T7)內，心室 "後備"起搏(VP)在時刻T6傳遞。在此示例中，在以T7時刻的AP開始的 周期中，傳導恢復並且VS出現在時刻T8。如果傳導沒有恢復，則可基於具體 的VPP實施例獲得各種選擇。這種選擇將包括，例如傳導檢查和雙腔起搏模式
中持續各種時間數量的操作。
回到圖示的具體示例，當PVC出現並且在當前VPP下被忽視時，將出現某 些問題。也就是說，儘管PVC作為心室事件被忽視，但是它仍會對心室進行除 極，儘管不是在最佳時間且不採用最佳收縮。此外，在常規定時中，V-V間隔 (此示例中)應當接近1000ms。在這裡，由於PVC的緣故，在周期中，V-V定 時在Tl之前1000ms (未圖示)，V-V (1)定時在Tl之前800ras， V-V (2)定 時在Tl之前1050ms， V-V (3)定時約在Tl之前1000ras。該順序是常規的、 短的、長的、常規的。而且，緊接短的持續時間的長的持續時間(或文中使用 的"暫停(pause)")在心室起搏脈衝下終止。儘管這種操作模式通常是適 當的，但是還存在一種觀點，即這種類型的模式可能導致少數病人心律失常特 別是當這種模式由於心室起搏而終止時。這種理論受到廣泛爭議並且它的正確 性是未知的。但是，本發明提供的機制可以將所述情形最小化，前提是考慮以 上理論事實上是正確的。
在本發明的第一實施例中，如圖2B所示，事件的定時基本與圖2A的事件 定時相同。此處的區別在於PVC，儘管出現在交叉感知窗口中，仍被認為是心 室事件；因此，並不在下一周期(T5)中提供心室起搏。更確切地，內部的傳 導出現並且VS記錄在時刻T6。 V-V變化幾乎是相同的(1000ms， 800ms (V-V (1) ) ， 1200ms (V-V (2) ) ， 1000ms (V-V (3)));但是，長的暫停沒 有因為心室起搏而終止。更確切地，內部傳導是允許的；從而在這種情形下對 於某些病人來說，減輕了可能由起搏造成的中斷(disruptive)影響。如果VS沒有在時刻T6出現並且根本沒有在A-A間隔(T5-T7)中出現，則心室起搏將 緊接著時刻T7的AP被傳遞。概括說來，在此實施例中，心室定時中減速 (1200ms)之前的加速(800ms)被內部事件而不是心室起搏的事件所終止。
圖2C表示另一個實施例，其被稱為具有穩定心室速率(VRS)或平滑速率 的VPP。在雙腔模式中，(例如DDD/R) VRS在PVC產生的V-V定時中具有同一 類型的加速/減速。但是，在雙腔模式中，心室起搏幾乎總是被提供且必定總 是可用的。因此，AV間隔和VA間隔完全受到控制且響應PVC，這些間隔是變 化的以逐漸返回到正常定時模式。對於VPP，無法對心室定時進行控制；因此， 該方案是不可能完成的。
在時刻Tl， AP被傳遞並且VS在時刻T2出現。1000ms的A-A間隔期滿並 且下一個AP在T3傳遞。如之前的示例中，PVC在時刻T4出現(交叉感知窗口 期間)。為了最終影響V-V定時，A-A間隔被修改。因此，在PVC之後，當前 A-A間隔被縮短且AP在時刻T5被"早"傳遞。在此示例中，縮短的A-A間隔 約為750ms。舉一示例，在此"病人"體內VS通常在AP後的大約250ms出現。 因此，VS在時刻T6出現。意外地，這碰巧在時刻T7與之前預定的1000ms的 AP (未出現)大致吻合(align with)。應當理解這兩個時間可能對應也可能 不對應。另一個AP在時刻T8傳遞，在時刻T9具有常規的VS。結果，在前的 V-V間隔(未示出)約為1000ms, V-V (1)約為800ms (PVC是早期事件，因 此V-V定時具有一些加速)；V-V(2)約為950ms(由於早期AP和產生的VS); V-V (3)返回到常規的1000ms間隔。產生的各V-V間隔基本是"較平滑的"； 也就是說，它們的持續時間相對類似的，避免了大的加速和大的減速。 一旦A-A 間隔被縮短，該方案將允許較平滑的、較為漸進地返回到常規的定時而不是一 個周期的跳變。此外，發生在時刻T5和T8之間的心室事件是內部的，如前文 所述，其優選依賴於心室起搏。可以依賴於多個心房周期來實現平滑性，每個 產生的V-V間隔具有很小變化量；因此，當需要較長時間返回到給定值時，將 提供甚至更為平滑的轉換。可以對周期的數目和連續間隔之間的增值進行選擇 以提供預期的"平滑"度。
因此，此實施例控制A-A定時以實現V-V定時的變化，而不提供心室起搏。 在此情形下，此實施例代表一個具有心室速率穩定性或平滑性效果的VPP。
在本發明的範圍內，要實現V-V定時要考慮變化的A-A間隔中的多個因素。 "早"AP —定不要太早，使得起搏在心房難以控制時進行和/或類似地在心室難以控制時導致傳導的事件發生。而且，調整的數量基於己知或期望的AV定
時(如所解釋的，並非由設備所控)。換句話說，預期的效果是在或約時刻T6 (此示例中)實現內部的心室除極。因此，I腦10確定造成的可能的AV時間， 並將A-A間隔縮短此數量。
圖3A是在前的VPP如何處理出現在適當感測的心室事件後約400ms、且處 於相同A-A間隔內的PVC的示例。此外，該示例在每個周期中呈現心房起搏， A-A間隔為1000ms。因此，在第一個圖示(稱為A-A (0))之前的持續期間的 A-A間隔是1000ms，約在250ms出現VS，且沒有PVC出現。
在時刻Tl， AP被傳遞且1000ms的間隔被開始。在時刻T2，出現VS (約 250ms) 。 PVC在時刻T3出現，T3約在VS後400ms，約在周期中的650ms。時 刻T4的符號表示下一個AP預定被何時傳遞(例如，在1000ms間隔終止時)。 通常，之前的VPP處理出現在VS之後的PVC的方式是添加一個間隔或者換句 話說延遲後來的AP。這有效地意味著VA間隔在PVC (T3)開始。此間隔的值 可以被改變；在此示例中，使用的值為920ms (當前A-A間隔(1000ms) -80ms (其中80ms是後備V起搏的AV間隔))。在此情形下，AP在時刻T5被傳遞 並且常規的VS出現在時刻T6，時刻T9對模式進行規格化。
結果，V-V (0)為lOOOms， V-V (1)為400ms, V-V (2)為1150ms。 V-V (3) & (4)為1000ms間隔。長的暫停(1150ms和400ms)出現V-V定時中。 在此實例中，暫停被VS終止。在另一情形下，在由時間T5-T7限定的A-A間 隔期間沒有VS出現。這將導致VP大約出現在時刻T8，從而將V-V (2)延長 到約2000ms。因此，該暫停是較長的，並且由起搏脈衝終止。
圖3B圖示本發明的一個實施例，該實施例對V-V間隔進行平滑處理以通 過控制A-A定時來響應出現在400ms的同一 PVC。此外，AP出現在時刻Tl (開 始1000ms的間隔)，接下來時刻T2發生VS。 PVC出現在時刻T3。當前的VPP 實施例嘗試使V-V間隔相對平滑、逐漸增大、且逐漸返回到適當值(例如，本 案中的lOOOms)。因此，V-V (1)在400ms確定了開始的間隔。IMD 10基於 V-V (1)的值確定V-V (2)間隔應當是多少。基於該值的大小(此示例中為 550ms) ， VS在T5的預期被確定。由於IMD 10無法控制VS究竟將何時出現， 因此它計算可能的AV延遲將是多少，用時間T5減去此間隔，並在時刻(T4) 提供心房起搏；與圖3A的示例相比，長的VA (920ms)在下一個AP之前被添 加到PVC。 T3和T4之間的間隔(VA)必須適當並且易於控制。而且，IMD 10
11(基於病人的歷史數據)確定此VA不可能導致傳導阻滯。
AP在時刻T4被傳遞，並且VS出現在時刻T5 (此示例中約250ms後)。 如上所述，V-V (2)約為550ms，隨後跳變到1000ms，增值太大；於是，以上 過程被重複。預期的V-V值被確定；VS的必要定時被確定，可能的AV值被減， AP在此時被傳遞。因此，AP在T6被傳遞並且V-V (3)是700ms。同一過程被 再次重複，並且下一 AP在時刻T8被傳遞，產生的V-V (4)約為850ms。最後， T9的AP將V-V間隔返回到初始速率1000ms。相應地，從T4-T6的A-A間隔是 700ms， T6-T8的間隔為850ms， T8-T9的間隔為1000ms。因此，通過利用VPP 平滑功能來改變A-A間隔，產生的內部心室定時可能受到影P向，並且產生的V-V
間隔可能被調整為避免連續周期間的大的增值，同時不真正地起搏心室。
如果AP被預定為在PVC之後，並且另一PVC在AP傳遞之前出現，則存在 多種選擇。第一，IMD10確定第二PVC或後來的PVC的定時是否仍舊允許預定 的AP以有效的方式被傳遞。如果允許，則AP被傳遞。如果不允許，則標準的 延遲可能添加到AP定時(例如400ms的延遲)；該延遲可以被設置為PVC之 間的間隔的持續時間；或者當V-V間隔(可能)已經被後來出現的PVC所改變 時，重複以上整個過程。
應當容易理解，本文使用的這些示例僅用於圖解說明的目的。選擇的數值 僅有助於圖解說明，決不限於這些數值。這些將被選擇的具體的值將依賴病人 的具體標準而發生變化。
圖3C圖示以上實施例將如何響應心房難於控制的事件。將圖3B和3C進 行了對比。在時刻T3 (每個附圖中)，出現PVC。在時刻T4 (圖3C)，出現 心房難於控制的事件(AR)從而過早地對心房進行除極。當然，如果心室傳導 是難於控制的，則這不影響心室除極。如果AP的傳遞時刻與在圖3B中的傳遞 時刻相同，則心房將是難於控制的並且將不進行除極。因此，儘管期望平滑v-v 的可變性，但是AP必須由於AR的原因被延遲。在此示例中，AP相對AR延遲 400ras。此延遲可以是對心房除極的限定或一些替代諸如給定速率的A-V間隔 (平均值、中間值等)，或A-V值加上一偏移諸如50ms用於確保可靠性。AP 在時刻T5傳遞，並且VS出現在時刻T6。之後，如之前所述，該過程繼續。在 此案中，V-V (1)仍舊是400ms， V-V (2)是750ms (該值大於圖3B中的550ms 但仍舊明顯小於圖3A中的1100ms) ， V-V (3)是900ms， V-V (4)回到1000ms。 因此，心房難以控制的事件導致略長的暫停，但是本實施例仍舊能夠通過調整A-A定時來平滑V-V間隔，並避免心室起搏。
圖4A-4C基本類似於途3A-3C，但是PVC在VS後600ms而不是400ms出現。 產生的過程是相同的，並且此示例中的V - V間隔如下 圖4A 之前的VPP
V-V(l) 600 ms
V-V(2) 1200 ms
V-V(3) 1000 ms 圖4B 本實施例
V-V(l) 600 ms
V-V(2) 750 tns
V-V(3) 900 ms
V-V(4) 1000 ms 圖4C 心室難以控制的事件
V-V(l) 600 ms
V-V(2) 850 ms
V-V(3) 1000 ms
在本發明的某些實施例中，A-A間隔在VPP操作期間被調整，使得產生的 V-V間隔受到影響，不提供心室起搏(作為通用規則)。值的確定可以基於各 種標準。例如， 一旦給定的(短的)V-V間隔出現(例如，由於PVC的原因)， 下一個V-V間隔(其後的每一個V-V間隔，直至達到預期速率)將可能被增加 某一預定的百分比，諸如10、 15、 20、 25、 30、 35、 40或50的百分比。可替 代地，預定值可以被添加到後來的V-V間隔(其後的每一個V-V間隔，直至達 到預期速率)，諸如50、 100、 150、 200或250ms。
因此，預期的V-V間隔被選擇。為了實現此間隔，從而A-A間隔被計算並 且心房起搏在適當時間被傳遞。限定因素是AP到VS的時間值(AV延遲或間隔)。 換句話說，VS出現的預期時間被選且減去AV延遲以確定何時起搏。本發明提 供各種機制來確定這種可能的AV延遲。
在一個實施例中，在某一時間段內，AV延遲時間被IMD 10記錄。這可以 在整個植入期中或者是植入期的某一子集，諸如最後的12小時，之前的100 個心動周期或其它預定的時間段。AV延遲被平均化或中間AV值被確定且被利 用。例如，中間AV延遲可能通過使用統計學上有效但相對短的時間界限比使用植入的整個周期更為準確。例如，之前的ioo心動周期的中間值將說明病人
當前的條件和狀態。
在另一實施例中，記載了用於各種A-A間隔的AV延遲的表格。這樣的表 格100在圖5A中示出。給定的數據點可以表示多個潛在項中的一個。數據點 可以基於病人的經歷簡單表示對於給定的A-A間隔AV延遲是多少。可替代地， 數據點可以是同一 A-A延遲的AV延遲的一個平均化的值、中間值等。最後， 數據點可以表示對於給定A-A間隔的最短、成功的AV延遲。這可以是單一事 件，或者可替代地在進入該表之前可能需要此延遲中多個成功的傳導。該表意 在至少表示以給定的A-A間隔AV延遲可能獲得怎樣的成功(即成功傳導)， 以及數據可用的程度、對於任何給定的A-A間隔最短的容許的AV延遲。
該表提供各種離散的數據點，根據這些數據點可以推斷出其它數據。也就 是說，如果以上方法需要給定持續時間的A-A間隔以平滑V-V間隔並且表格中 不包含A-A間隔，則可推斷出可能的AV延遲。
在另一實施例中，數據的推斷考慮A-A間隔和AV延遲之間的非線性關係。 事實上，在不考慮預期的A-A間隔的持續時間為多麼短的情況下，AV延遲只能 被縮短到那種程度(成功地)。在相對長的A-A間隔(例如1100ms和1000ms) 之間進行的選擇和相對短的A-A間隔(例如400ms)變化具有不同的容差。於 是，圖5B圖示了樣本圖形200，其中將非線性組件添加到例如從圖5A的表100 獲得的數據的推斷中來。該邊界增加了選擇的A-A間隔將造成傳導事件的可能 性。通常，優選的是寧可提供較長的A-A間隔(導致較長的V-V間隔)而產生 錯誤，也不嘗試會導致傳到失敗的具有太短的A-A間隔。
在另一實施例中，要平滑V-V間隔需要做出決定。通過執行計算來確定需 要怎樣的A-A間隔以實現預期的V-V間隔。之後，IMD10確定此A-A間隔是否
成功傳導(也就是，實際數據是否支持間隔與它的要求)。如果成功傳導，則 使用A-A間隔。如果無法成功傳導，則提供心室起搏脈衝以確保預期的V-V間 隔。由於以上陳述的原因(心室起搏並非總是優選於傳導)，因此，此實施例 至少是優選的且與其它實施例不同。通常，恢復到先前的VPP (例如圖2A)可 能是更為優選的。但是，本發明提供了多個實施例，以便向臨床醫生提供各種 選項，之後臨床醫生可以為他們的病人選擇最適當的VPP。
圖6-7是表示根據本發明的公開內容的各種實施例的方法的流程圖。頂D IO被編程以根據VPP (心室起搏協議)運行(300)，諸如MVP"模式。總體概括一下，如所預期的，VPP通過自由提供心室起搏的方式運行，當然在適當的 時候會依賴於內部心房除極。通常，心室起搏會受到限制，並且在沒有心室活 動時允許完整的心動周期(A-A間隔)延續。如果在沒有心室活動時周期延續， 則在下一個後續周期中提供心室後備起搏，適當地從心房事件開始。接下來採 取的行為將基於VPP的實施例而改變。例如，在接下來的周期中(心室起搏後) 心室起搏可能再次受到限制以允許內部傳導。如果這種模式重複一定次數，則
模式轉換到雙腔模式(例如DDD/R)並保持某預定數量的時間。當感測到適當 的心室事件並且/或者沒有感測到心室事件時，這種概括性的描述指向VPP的 常規操作。
返回流程圖，其對此過程進行了描述。整個.A-A間隔(或者以某一速率受 到心房起搏的限定和/或受到內部心房除極的限定)被監測(310);也就是說， 心室感測到心室除極以響應傳導的心房事件。應當理解，在給定的A-A間隔期 間仍舊使用各種空白期，不應當導致對在"整個"A-A間隔中進行監測的費解。
在A-A間隔期間，心室通道監測傳導事件。如果沒有感測到心室事件(320)， 則將在接下來的A-A間隔中提供心室起搏脈衝(330)。在那之後，過程返回 並繼續根據VPP的參數進行操作。相反，如果心室事件被感測(320)，則確 定此事件是否是PVC (340)。應當理解，在此監測的A-A間隔期間，如果事件 發生的時間在周期中太早以致它由傳導產生，則首先感測到的心室事件可能被 分類為PVC。相反，可能感測到適當的心室事件，之後可能又在相同A-A間隔 內感測到第二心室事件。此第二 (或後續)事件將被分類為PVC (340)。
如果沒有檢測到PVC (340)，則IMD 10將在下一個後續A-A間隔內運行 (350)，如同之前它在此間隔內的運行。也就是說，不提供心室起搏且整個 A-A間隔受到監測。因此，過程返回到常規的VPP操作(300)。
如果監測到PVC (340)，則VPP啟動心室間隔平滑功能(360)，如圖7 的圖示。儘管該過程以特定的順序被描述，但是應當理解此順序是不受限的， 並且各種動作可能以不同的順序且/或同時發生。此外，儘管為了說明的目的 而實施各種動作，但是不可能存在要採取的任何具體的動作，因為結果是已知 變量或值的收集(例如，確定A-A間隔時，該值對於IMD 10通常是"已知的")。
頂D 10確定(370)在PVC時現行的A-A間隔是多少。如果心房起搏已經 現行，則此間隔只是心房起搏組件的逸搏間隔，該心房起搏組件可能(未必) 是頻率響應性的。在以上示例中，為了說明的目的，該間隔為1000ms。如果心房節律是內部的，則AS-AS間隔被IMD 10感測並且儘管不被該設備控制，但 是定時是已知的。
之後，IMD 10確定V-V (1)的值(380)，其是從之前的心室事件到PVC 的時間。為了確定事件是PVC，它發生的時間必定在周期中太早並且在此方法 中是不存在的，下一個V-V間隔將太長(且可能被VP終止)；或PVC發生在 VS之後，從而引入很短的V-V間隔，緊接此間隔的是長的V-V間隔。因此，IMD IO確定V-V (2)的適當值應當基於V-V (1)的值和A-A現行速率(390)。也 就是說，目標是以較為平滑的或漸進的、步進的方式返回到V-V現行速率並避 免大的變化。
IMD IO可以利用各種方法計算V-V (2)。如圖所示， 一個示例(A)是將 某一增值添加到V-V (1)間隔。其可能是標準值(例如，50ras、 100ms等)或 可能是與V-V (1)的值有關聯的值。例如，如果V-V (1)特別短(200ms)， 則加50ms可能產生無法使用的V-V (2)。因此，可能存在最小的允許的V-V
(2)值。這樣，儘管可獲得各種選擇，但是結果是將某值添加到V-V (1)以 達到V-V (2)。在另一示例(B)中，通過將V-V (1)增加某一百分比(例如， 10、 15、 20、 25、 30、 35、 40%等)來產生V-V (2)，同樣要告誡的是，V-V
(2)值太小以達到預定的最小值。
一旦V-V (2)的值被確定，IMD IO將確定需要何時傳遞AP使得內部傳導 適時導致VS。因此，步驟400和410是有效一致的，因為確定AP定時需要了 解期望的AP-VS定時，反之亦然。
IMD 10估計A-AP定時(420)，確定其是否可能允許/促進傳導(430)。 如果答案是否定的，則重新估計定時(440)或如一個實施例所指示的，提供 心室起搏。為了估計傳導的可能性，可以使用各種方法。在一個實施例中，提 供並使用了已知AV延遲的表格，如果不存在對應的數據點，則推斷一個值。 在另一個實施例中，存儲了並使用AV延遲的平均或中間值。在另一個實施例 中，創建了病人具體的表格(如上)，並且利用非線性調節器來推斷以說明A-A 間隔與可能的A-A間隔頻譜內的AV延遲之間的非線性對應。最後，如果IMD 10
"了解"(基於存儲的數據)傳導將很可能出現，則另一個實施例將使用給定 值，如果對具體值的這種置信水平是無法獲得的，則另一個實施例將提供心室 起搏
假設AP的定時和期望的V-V (2)是令人滿意的且將合理產生被傳導的心室事件，AP將被預定。在間歇期間，心房通道監測難以控制的事件。如果AR
出現(450)，則添加預定的延遲值(例如，400ms)以延遲AP直至心房被恢 復極化。
在適當的時間，傳遞AP (470)，並且心室通道感測VS (480)。如果VS 不出現，則根據VPP的常規操作在接下來的周期中提供心室起搏。假設VS出 現(490)，則計算下一個A-A間隔(和V-V (3) ) (510)(使用描述的方法) 並傳遞適當定時的AP (520)。也就是說，V-V (3)比V-V (2)長，並且每個
間隔朝預期的持續時間前進。
將當前的A-A間隔(和有效的V-V間隔)與現行的A-A間隔進行比較(530)。 如果它們相同或相近，則該過程是完整的並且操作根據VPP參數恢復正常 (300)。如果A-A間隔與現行的(預期的)A-A間隔完全不相等，則該過程回 到步驟510並且產生另一增長的V-V值。每當必要的時候會重複該過程以恢復 預期的速率。在之前描述的此示例中，這將需要2-3個周期；但是，並不受限 於此。
圖8A是圖示VPP的一個現有實施例的基本操作的另一個時序圖。在此示 例中，心房事件被起搏並且A-A間隔是1000ms。類似地，VS-VS間隔也是1000ms。 在時刻T5，傳遞AP，接下來，在時刻T6， VS發生。在時刻T7，傳遞下一個 AP (T5後的1000ms)。由於T6時刻的VS，在T7和T8之間的A-A間隔內將不 提供心室起搏。如上所示，在此間隔中沒有心室事件被感測到。如預定的，在 時刻T8傳遞AP並且在時刻T9 (在此示例中約在AP後100ms)傳遞心室起搏 VP。下一個AP在上一個AP後1000ms，時刻T10被傳遞，而VS出現在時刻Tll。 VS事件被圖示為在AP後約250ms出現。
此模式的結果是當存在傳導時，V-V間隔約為1000ms。 VS-VP間隔約為 1850ms， VP-VS間隔約為1100ras (由於相對短的AP-VP間隔，這是故意的)， 而下一個VS-VS還是1000ms。這是常規操作且不存在其它PVC或其它外來事件。 病人對此方式下的操作具有很好的耐性，並且對於在某種程度上具有完整傳導 性的病人，該操作會導致心室起搏戲劇性地減少。這就是說，即使不存在PVC， 也存在被心室起搏終止的暫停。
圖8B根據本發明圖示VPP的新的實施例，該實施例可獨自使用，也可以 與以上心室間隔平滑功能一起使用。在T5，發生AP，接下來在T6，發生期望 的VS。在T7，傳遞下一個AP。 VPP模式的一個基本原理是心室起搏在感測到
17心室活動的周期後的周期中被排除。這就是說，不存在給定A-A間隔具有任何 指定值的要求；內部事件可以總是抑制預定的AP。因此，本實施例通過心房起 搏的定時利用"控制"的能力或更確切地影響內部心室事件。
在時刻T7的AP之後，存在某段期望的時間，在此期間可能出現VS並且 此範圍被圖示為範圍R1。這是針對具體病人的且基於歷史的(或者基於統計學 數據，當具體的病人數據不足或難以獲得時)。因此，範圍Rl可以規定比雙 腔起搏模式通常出現的AV間隔長的AV間隔。然而，即使病人具有延長的傳導， 也通常可以做某種預言。如果在範圍Rl的末端沒有VS出現，則下一個AP的 定時被提前或加速使得VS可能在時刻T9出現。時刻T10指示最初預定的AP 本該發生的時間。之前描述的相同的計算方法可以在這裡使用。
T7和T8之間的A-A間隔是被縮短的且缺乏心室活動。實際上，即使AP沒 有被提前，此周期仍將最可能缺乏VS。目前，在T8-Tll的周期中，心室起搏 是可獲得的，但是PAV (起搏的AV)間隔沒有如之前使用的被設置為短的
(80-100ms)持續時間。更確切地，給定了足夠時間使得內部傳導導致VS在 時刻T9發生。考慮產生的V-V間隔，仍舊存在暫停(儘管比圖8A中的短)； 但是，它是因內部心室事件而終止而不是心室起搏。對於間歇性的漏搏
(dropped beat)，這是最可能的結果；也就是說，如果提供機會，內部傳導 可能在單個跳過的周期後再度出現。
下一個AP在Tll (T8早期AP後的1000ras)傳遞。在T13， AP被傳遞並且 在期望的範圍R2期間沒有VS出現。因此，IMD10預設了大約在時刻T14出現 的早期AP。在此示例中，VS出現在範圍R2期滿後，但是在傳遞早期AP之前。 因此，取消了早期AP，並在時刻T15傳遞最初預設的AP。
如所示的，T15和T16之間沒有VS發生(縮短的A-A，與T7-T8類似)。 因此，隨著AP在T16的傳遞，希望如之前所述VS將發生。在固定的PAV間隔 內，可能存在阻滯或其它問題而沒有VS發生。在此情形下，VP在T17傳遞。 這僅僅圖示出在缺乏心室活動的被縮短的A-A後，下一個周期將存在心室活動； 或者通過內部事件，或者必要時通過VP，所述內部事件由於早期AP和延遲的 VP被提供了發生的較好的機會。應當理解，這些事件是圖解說明性的，並未打 算由具有漏搏的事件的接近程度來表明任何對應關係；他們是接近的，僅僅用
於圖示的便利性，否則他們便是無關的。可以假設，在描述的具有加速的心房 起搏的周期之間已經過了多個周期。VPP可以基於出現在數個周期中的模式採取某一動作，本實施例並不排除這種動作，而只是介紹各種可能的相近情形以 簡化說明。
圖9是利用A-A間隔調製圖解說明VPP的流程圖以減少在跳過的心室起搏 後控制V-V間隔時提供心室起搏的發生。IMD 10根據本實施例的VPP開始操作 (600)。隨著時間的過去，IMD10將記載表示在各A-A間隔內病人的AV延遲 的數據(605)。直至病人具體數據己被記載，預編程的AV數據才可以被替代。 為了此示例，我們假設之前某數量的A-A間隔(或者被起搏或未起搏)已經具 有成功的心室傳導。因此，A-A間隔(610)的開始僅僅表示傳導的心室事件發 生所處的周期後的心動周期。此外，A-A間隔可以是被起搏的或完全固有的， 並且由於速率而作出 一致性的假設，這只是為了說明的目的。
此A-A間隔開始，並且AV範圍定時器被啟動(620)。該定時器表示對於 此速率該病人何時可能具有傳導的心室除極。該定時器被稱為範圍定時器，因 為某一邊界可以添加到期望的定時以說明常規的和/或容許的變化。當VS出現 在之前的周期中時，此周期中的心室起搏將無法獲得(615)。心室通道被感 測是否有傳導的事件(630) 。 IMD IO確定VS是否已經出現(640)，如果VS 出現，則下一個心動周期也將被排除具有心室起搏(650)，並且該過程返回 到610進入下一個A-A間隔。.如果沒有VS出現(640)，則IMD 10估計定時 器(660)的狀態並且持續監測直至定時器期滿。
如果定時器期滿，而沒有VS發生，則該協議"假設"沒有VS將可能發生 在當前A-A間隔內(670)。心室起搏如之前所示被排除。假設被跳過的事件 在此間隔內，IMD IO估計(680)之前VS的定時以及適當的V-V間隔將是多少。 接下來，進行關於AP將需要何時被傳遞的計算(與期望的A-A間隔相比要早)， 這可能會進行傳導並導致此時發生VS (690)。儘管用獨立的步驟進行描述， 但是應當理解這些計算是相關的。也就是說，在此判定中，當前速率、心房奪 獲(capture)的可能性、傳導導致VS的可能性以及產生的V-V間隔均被使用。
一旦已經計算了定時，就會預設該早期的AP (700)。直至那時，心室通 道持續受到監測(710)，並且如果VS出現(720)，則早期的AP被取消(730)， 該過程返回到步驟650。換句話說，VS出現在AV範圍定時器之外，但是在最 初A-A間隔內；因此，該間隔被認為具有傳導的心室事件，因此該過程繼續。
假設沒有VS出現在預設的傳遞之前，則早期的AP被傳遞(740)。在由 該AP開始的A-A間隔內，心室起搏是可獲得的，因為之前的(縮短的)周期缺乏心室事件。在其它VPP中實施例中，VP被傳遞而不是迅速傳遞(post) AP (例如80ms);在此實施例中，AP被定時，以便確保常規的傳導(優選地對 該病人是具體的)，VS可能在適當時候發生。因此，AP-VP間隔被啟動(750)， 其中一旦期滿VP將被傳遞，除非受到VS的抑制。AP-VP間隔被選擇以便VP被 預設在期望的VS之後(可選地加上某一邊界)。在大多數情形下，VS將出現， 但是在VS不會出現的那些速率實例中，將提供心室起搏。
如所示，在AP-VP間隔期間心室通道被監測VS(760)。如果VS出現(770)， 則VP受到限制並且該過程返回到步驟650，因為該周期具有傳導的心室事件。 如之前所討論的，產生的V-V間隔相對在前的V-V間隔有些長；但是，此暫停 被內部心室事件而不是起搏事件所終止。如果沒有VS出現(770)，則預設的 VP被傳遞(790)，並根據具體的VPP執行接下來的步驟(800)。
通過以上討論的新的實施例，已經提供了各種VPP，這些VPP改變心房定 時以實現心室間隔的變化。這些VPP允許內部傳導出現在整個A-A間隔內，並 且只有間隔缺乏心室感測事件時，才會在下一個心動周期中提供心室起搏。可 以在心室事件表現出不可能進行傳導的任何周期中和/或PVC產生異常間隔的 情形下對心房定時作出這種更改。應當理解通過利用這些實施例，可能避免各 種心律失常。結果，降低了對傳遞心律轉變或電擊除顫的需求。
通常，病人可以適當忍受一個跳過的心室起搏；但是心室事件(起搏的/ 感測的)將出現在跳過的起搏之後的周期中。在不存在上述心房定時更改的情 況下，現有的APP可能導致V-V間隔的持續時間是較低速率減去PAV後得到的 值的兩倍(確保常規的/一致的AP-VS持續時間)。心室定時並不以這種方式 進行控制；這只是數字形式的結果。參見圖8A，時刻T9的VP被預定為在PAV
(由時刻T8的AP啟動)的末端傳遞。因此，該VP的定時與之前的VS無關， 但是回顧一下，可以計算出這兩個事件之間的間隔。為了完全準確，最大持續 時間(假設為以LRI確定的A-A間隔)是心房較低速率間隔(LRI)的兩倍再 加上AP-VP間隔減去AP-VS間隔(2*LRI+ (AP VP) - (AP VS))。如所示， 在各種情形下，使用內部事件而不是起搏事件縮短此間隔和/或結束此間隔是 令人期望的。因此，A-A間隔被改變以達到這些效果。
如所討論的，修改心房定時將可能導致傳導的事件發生在預期時刻。為了 使這種情況更為可能，可以基於病人數據選擇A-A間隔，病人數據表明在此間 隔中前一個成功的傳導。即便這樣，加速的心房事件將啟動傳導不會發生且心可能的。因此，存在兩個要考慮的因素。第一個因 素是以給定心房速率進行成功傳導的可能性。第二個因素是當需要心室起搏時 產生的VS到VP的間隔。這兩個因素將限定允許的心房加速的邊界和固定的 PAV。
參見圖10，圖示了兩個定時圖形的部分。時間線A圖示了在一種情形下， 具有最大V-V間隔的在前的VPP。應當理解圖示的VS的定時是任意的，如果它 在周期中發生比較早，則產生的V-V間隔將更長。因此，從實際的AP-VS定時 可以變化，A-A間隔可以變化、不同的PAV可以固定的意義上來說，"最大" 是相對的。但是，在不考慮給定示例中變量的具體值的情況下，變量限定的關 系事實上確定了相關的參考點。
在此示例中，IMD 10以較低的速率間隔(LRI)提供心房起搏。心房AP被 傳遞，接下來心室感測事件(VS)發生。在A-A間隔的末端，第二AP被傳遞， 且沒有心室事件發生。第三AP被傳遞，PAVA (例如80ms)被啟動。在PAV,的 末端，心室起搏(VP)被傳遞。實際上，VA間隔(沒有單獨圖示)開始， 一旦 期滿第四AP被傳遞(同時LRI期滿)。該圖只圖示了對於此VPP跳過心室起 搏的常規操作。
假設A-A間隔相對LRI是固定的，相對於VS的定時，圖示的VS到VP間 隔是回顧後的最大值。如所示的，VS到VP可以定義為 V-V (謹)=2*LRI+PAV (a) -AV (S)
因此，在試圖加速心房定時的一些實施例中，這可用作容許的最大v-v間 隔。如所示的，V-V定時不被直接控制。再次參見圖8A，同樣限定邊界條件的 另一個度量標準是AP (7)到AP (8)間隔加PAV (AP-VP)。這將等於較低的 速率間隔加，例如80ms。
參見圖10中的時間線B，通過第二心房起搏AP (2)的傳遞的進程與時間 線A相同。如之前所述，提供了範圍Rl來建立傳導的心室事件的期望定時。 如所示的，沒有這種事件發生，並且範圍間隔Rl期滿。在這種情形下，預設 了加速的心房起搏AP (E)。如之前所述，確定要發生的VS (目標VS)的預期 定時；確定AV延遲(目標)，從此時開始AP (E)的定時被計算。AP (2) -AP (E)間隔被估計以確定對於此病人傳導是否可能發生；如果傳導發生，則使 用定時，如果傳導不發生，則重新估計該值。 一旦傳遞AP (E) ， PAV(b)即被 啟動； 一旦期滿，將傳遞心室起搏脈衝VP除非受到VS的限制。假設傳遞了 VP，
21選擇的AP (R)可以在幾乎相同的時間被同時傳遞。這避免了進入心房的逆行
性傳導影響下一個AP (5)的效力。如所示的，VP在時間線B中的傳遞對應VP 在時間線A中的傳遞，並且因此是此實施例中可接受的最大值。在這種情形下， 導致VP如時間線B中所示或更快被傳遞的定時參數通常是適當的。
基於這種理解，可以為變量建立一些關係。的使用表示兩項之間的 間隔。
AP(2) AP(E)》AP(2)h Rl (期滿)；且
《LRI;且
》最短的已知A-A w/傳導(可選) (其中，A - VS《AP(E) - VP己
知)
PAV(b) 《LRI - (AP(2) e AP(E)) + PAV(A);且
》AP(E) h目標VS I PAV(b) I VS-VP
t PAV(b) t VS的機會
也就是說，PAV(b)越短，VS-VP間隔越短。相反，PAV(b)越長，允許傳導事 件的機會越大；也就是說，為傳導的發生提供了更多的時間。應當理解，這些 值/規則作為邊界條件的使用並不是本發明的要求，可以在各實施例中被選擇 性地使用。
在給定病人體內，可能存在多個心動周期，其中，範圍定時器Rl期滿， 加速的心房起搏(AP (E))發生。如所述的，這通常會導致適當定時的心室 感測事件。但是，如果不這樣，心室起搏將被傳遞。如果心室起搏在這種情形 下被傳遞多次，則可以做出領先以上所述PAV(b)或更準確地將其縮短的決定， 以便心室起搏在預期的目標VS時間被傳遞。也就是說，如果在這些條件下基 於過去嘗試內部心室傳導將失敗是顯然的，則仍舊有助於加速心房定時以及提 供心室起搏從而平滑V-V間隔。在採取此行為之前，應當採取的嘗試次數可以 由護理人員進行選擇。作為一般的方針，應當採取足夠的嘗試以確定使用加速 的心房起搏時內部傳導是否會出現。在非常保守的設置中， 一個失敗的嘗試可 以用作加速心房起搏以及提供心室起搏的基礎，從而實現平滑的間隔。可替代 地，在更改方案之前，可以採取更多的嘗試，諸如5、 10、 20、 100次等。'當 然，這些數字僅僅是示例性的且不受限於此。作為另一個變量，失敗嘗試的次數可以隨時間累積，成功的嘗試可以重新開始計數。可替代的，失敗次數高而 成功嘗試的次數最小也可能改變模式。最終，失敗嘗試的定時可能提高或降低 與判定的相關性。也就是說，如果多次嘗試失敗並且間隔很長(例如，數天) 且不存在被跳過的間隔，則不論之前的嘗試失敗多少次算法會嘗試促進內部傳 導並加速心房間隔，因為在間歇期間病人的狀態可能己經改變。所有這些變量 可以由護理人員進行編程，設為默認值或被禁用。
如之前提到的，計算感測的心室事件的預期定時。減去適當的AV延遲以
確定何時傳遞加速的心房起搏(AP (E))。估計AP (E)間隔以確定這是否是
可行的。當然，這僅僅是示例性的，釆取的步驟的順序可以變化。在一些實施 例中，是否嘗試加速的定時基於數據是否可獲得、可獲得的數據的推斷、歸納 的病人的統計數據或設備確定(即試驗與誤差)。
在其它實施例中，只有當病人具體數據可獲得時且/或要求的推斷很可能
時，才會作出是否加速心房起搏和選擇的具體A-A間隔的決定。收集數據的一 種能夠方式是當設備處於速率響應模式時通過以實現的不同心房速率進行觀 察。當以此方式獲得的數據完全滿足要求時，也存在許多問題。首先，在事件 請求該決定時，病人可能還沒有經歷心房速率(由於速率響應)或充分接近以 提供相關數據的心房速率。第二，很多病人不會使能速率響應功能。例如，某 些心力衰竭的病人可能僅僅依靠以LRI進行的心房起搏。對於那些病人，他們
決不會有能力以變化的心房速率收集數據(不存在內部的心房速率變化)。
圖11是描述用於收集數據以便病人具體數據可用於計算的一個過程的流 程圖。該過程在這裡被稱為AV傳導測試，將由臨床醫生在植入時和/或在所選 的跟蹤約定期間執行。IMD IO也可以使該測試的一些或全部自動化以及定期地 執行該測試；同樣，這種測試可以通過遠程編程完成，前提是適當的安全裝置 準備就緒。
啟動AV傳導測試(900)，第一個問題是確定病人是否具有完整的傳導(905) 以確保測試的繼續。如果答案是否定的，則病人具有完全的心臟阻滯，該測試 被終止(910)。該問題可能是短暫的，該測試可能稍後被重新嘗試。如果至 少在某種程度上存在完整的傳導，則該測試繼續。IMD10被編程為以LRI進行 起搏(915)，並且此速率的AV延遲(AP-VS或AS-VS)被記錄到存儲器中(920)。 如果病人具有完整的傳導，則以LRI進行的操作成功的可能性最高，因此是該 測試的邏輯起始點；但是，這不是該測試的要求。多個心動周期可以以測試速率進行，而記錄的AV延遲可以是那些值的均值。
一旦記錄了 LRI內的足夠數據，心房速率將被提高(925)。該測試確定 是否存在AV傳導(930)。如果不存在，則該測試終止(910)。儘管沒有單 獨顯示，但是還是可以以該速率或其它心房速率作出多種嘗試的，而不終止測 試。不過，在某一點，AV傳導的缺乏將導致測試的終止(910)。假設存在心 房速率較高的AV傳導，AV延遲被記錄並且存儲在存儲器中(940)。此外，多 個心動周期可能被監測且被平均化，或者數據可能從單個周期中獲得。假設曰 益增長心房測試速率，下一步確定最大的心房測試速率是否已經達到並被測試 (945)。最大的測試速率可能與IMD 10上限頻率(URL)有關；但是，由於 測試是有意圖的而不是以給定速率提供持續不變的起搏，所以該最大值可以超 過URL。如果最大的心房速率被達到(945)，則測試終止(910)。可替代地， 測試可能發生直至傳導失敗，而不是以預定的心房速率終止。假設最大心房速 率還沒有達到(945)，則測試繼續。
如"或"方塊(950)所示，測試可以採用兩個路徑中的一個(可以執行 多個測試，使得兩種方案都被採用)。在第一個方案中，心房速率再次增長 (925)，測試的其它步驟繼續，如上所述。以這種方式，每個後繼反覆，心 房速率都會上升。每次增長的數量將確定結果的"判定"。也就是說，增量越 小，收集的數據越多。相反，收集的數據越少，要求的推斷越多。可以對定時 器間隔進行增量調整(例如，10、 20、 30、 40、 50ms增量)或者通過調整每分 鐘的起搏次數(bpm)。當調整為60bpm時，A-A間隔是1000ms，調整為70bpm 時，A-A間隔大約是857ms,而調整為120bpm時，A-A間隔是500ms。因此， 在A~A間隔的直接變化方面或bpm方面，任何預期的增減梯度都會被使用。
作為替代(950)，在每個較高速率的後繼的測試周期之前，A-A間隔可以 回到LRI —段時間。該替代可以用作唯一的測試機制或者可以通過反覆提高心 房速率，然後通過使用每個反覆返回LRI來單獨執行第二測試從而執行完整的 測試。舉一示例，測試可用於估量LRI時的AV延遲(例如，60bpm)，之後61bpm， 之後返回到60bpm，之後62bpm，之後60bpm…80bpm，之後60bpm等等，直至 測試到最大心房速率。此外，花費在LRI的時間和/或測試速率可以被獨立選 擇，並且可以是一個周期或任意數量的周期。返回到LRI的目的是模擬加速的 心房起搏的效果，例如一個周期從UU變化到計算的心房速率的一個周期。就 是在這些條件下，傳導和AV延遲數據將最可能真正被使用。如所述的，測試由臨床醫生執行，最可能在醫療辦公室位置。結果將提供 許可的心房速率範圍內的病人具體數據。此外，利用速率響應功能的那些病人 也可以以正在進行的方式產生數據。因此，在步驟(960)中，某些病人將使
其IMD操作速率響應功能。隨著心房速率的變化，對應的AV延遲和傳導的後 繼或失敗受到監測(965)並且在存儲器中被更新(970)。當數據可獲得時， 如果病人的條件發生了改變，則該數據可能比最初的測試結果有為有用。最後， 應當理解加速的心房起搏的效果可以提供數據並且該數據可以根據上下文結 果的相關性來隨意對數據加權(weight)。
圖12是部分完成的數據樣本表，這些數據可以在AV傳導測試期間被收集 或者通過速率響應監測被收集。第一列是以毫秒為單位的心房速率。第二列表 示此速率的傳導是否後繼。第三列表示此速率的成功傳導的AV延遲是多少(如 果多於一個數據點則被平均化)。應當理解以LRI或具有速率響應的共同速率 很多數據點將以給定速率隨時被收集。由於病人的條件可以變化，因此，這些 頻繁更新的數據點可以局限於最近的子集以反映當前的數據(例如，最後一天、 一周等內收集的數據)而不是植入的整個有效期。第四列表示數據點是否在AV 傳導測試期間獲得或者通過速率響應(RR)(可以表示數據暫時的相關性)。 第五列表示心房速率是否逐步達到或通過單次改變。儘管不一定限於表示成功 的傳導通過大的改變達到，但是提高了通過加速的心房起搏而成功的可能性。 下一列表示此速率下是否存在多個確認(confirmation)。這可能只表示在測 試期間，心房速率持續某數量的周期(不是一個周期)；這可能表示在速率響 應期間以及AV傳導測試期間取得成功；並且/或者這可能表示在多於一個的AV 傳導測試期間取得成功。最終的結果是經過多於一次的嘗試取得了成功。下一 列表示成功傳導事件佔嘗試次數的百分比。最後，最後一列表示此心房速率下 最近是否存在成功。最近的是主觀的，但是將針對給定設備或者由臨床相關的 護理人員建立。出現在最後一天、 一周、 一個月等內的傳導是否被認為是最近 的是一個可選參數。該表並不意味著受限於此；示出的樣本數據並不是必須的， 可選擇的數據可以被包括進來或被替換掉。
通過使用此數據，可以做出是否在給定A-A間隔下嘗試加速的心房起搏的 決定。例如，對此病人的測試表明傳導在400ms速率下從未成功。因此，邏輯 上，沒有理由嘗試此速率下加速的心房起搏。LRI ( 1000ras) 、 975ms和700ms 均顯示為成功並且將是可接受的。在650ras下，存在高度的成功性；但是，沒有最近的成功。這未必是出現了故障。首先，速率響應可能沒有被使能從而排 除在此速率進行起搏(因此排除了最近的成功)。第二，速率響應可能被激活 (如第4列所示)，但只是還沒有達到此速率，而沒有負的暗示。儘管沒有顯 示，但是其它相關數據點可以在此速率下成為最近的失敗並且/或者如果此速
率己經被最近嘗試。600ms速率幾乎具有相同的數據，除了只在最初的AV傳導
測試期間取得成功外。此外，僅僅這一點是不成問題的；但是，如果最近的失 敗發生在此速率下(又沒有示出)，則建議不要使用該值。
最後，在500ms下，成功實現傳導，但是嘗試次數只有65%，並且沒有最 近成功的嘗試。此外，不可能有最近的成功，因為速率響應功能從未在此速率 下嘗試起搏。值65%是否會允許此速率下的加速起搏將取決於臨床醫生編程的 值所在的層次。在該最簡單的表格中，可以選擇數值(例如，80%)，而此速 率下或更高速率下的傳導必定成功以便被使用。可以做出更為複雜的估計。例 如，如果最近成功了或某一其它因素減輕了成功的"低"速率，則較低的百分 比可能是可以接受的。當然，真正選擇什麼值要針對具體的臨床醫生。在某些 情況下，可以保證相對高比例的成功(90+%);可替代地，對於某一 50%的比 例可以確保一次嘗試。最後，在某些情況下，任何程度的成功均可以確保該速 率下的一次嘗試。最後，收集並提供數據，各種中止參數(cutoff parameter) 由臨床醫生進行選擇。
己經顯示並描述了本發明的各個圖示的示例、實施例和附圖。這並不意味 著受限於此，本領域的一個普通技術人員將理解各種變化在本發明的範圍之 內。
權利要求
1. 一種方法，包括根據心室起搏協議VPP操作植入型醫療設備，其中在給定的心動周期中心室起搏被排除，心室事件立即發生在所述給定的心動周期之前的心動周期中；建立A-A間隔；在所述給定的心動周期的初始化中初始化第一AV間隔定時器；感測心室事件；如果在所述AV間隔定時器的持續時間內沒有感測到心室事件，則在終止所述A-A間隔之前預設心房起搏脈衝。
2. 根據權利要求l所述的方法，進一步包括如果心室事件在所述心房起搏脈衝之前被感測到，則取消所述心房起搏脈衝並恢復到所述A-A間隔。
3. 根據權利要求l所述的方法，進一步包括 一旦傳遞所述心房起搏，即初始化第二 AV間隔定時器；在所述第二 AV間隔定時器期滿時傳遞一心室起搏，除非受到感測的心室事件的抑制。
4. 根據權利要求3所述的方法，其中所述第一和第二 AV間隔具有相同的 持續時間。
5. 根據權利要求1所述的方法，其中建立所述A-A間隔包括估量感測的 內部心房事件之間的間隔。
6. 根據權利要求1所述的方法，其中建立所述A-A間隔包括識別心房逸 搏間隔。
7. 根據權利要求l所述的方法，其中所述第一 AV間隔定時器的持續時間 由病人具體的內部AV傳導時間來確定。
8. 根據權利要求7所述的方法，其中所述第一 AV間隔定時器是多個心動 周期中的AV傳導時間的平均值。
9. 根據權利要求7所述的方法，其中所述病人具體的AV傳導時間與心臟速率有關。
10. —種植入型醫療設備，其包括根據心室起搏協議VPP操作植入型醫療設備IMD的裝置，其中在給定的心動周期中心室起搏被排除，其中心室事件立即發生在所述給定的心動周期之後 的心動周期中；建立A-A間隔的裝置；在所述給定的心動周期的初始化中初始化第一 AV間隔定時器的裝置； 感測心室事件的裝置；如果在所述AV間隔定時器的持續時間內沒有感測到心室事件，則在終止 所述A-A間隔之前預設心房起搏脈衝的裝置。
11. 根據權利要求IO所述的IMD，進一步包括用於在心室事件在所述心房起搏脈衝之前被感測到的情況下取消所述心 房起搏脈衝並恢復到所述A-A間隔的裝置。
12. 根據權利要求IO所述的IMD，進一步包括 用於一旦傳遞所述心房起搏即初始化第二 AV間隔定時器的裝置； 在所述第二 AV間隔定時器期滿時傳遞心室起搏的裝置，除非受到感測的心室事件的抑制。
13. 根據權利要求12所述的IMD，其中其中所述第一和第二 AV間隔具有 相同的持續時間。
14. 根據權利要求10所述的IMD，其中所述第一 AV間隔定時器的持續時 間由病人具體的內部AV傳導時間來確定。
15. 根據權利要求14所述的IMD，其中所述第一 AV間隔定時器是多個心 動周期中的AV傳導時間的平均值。
16. 根據權利要求14所述的IMD，其中所述病人具體的AV傳導時間與心 髒速率有關。
17. —種包含指令的計算機可讀介質，當這些指令在具有心臟起搏能力的 植入型醫療設備的處理器上執行時，將導致IMD:為第一心動周期建立A-A間隔；在初始化所述A-A間隔的同時初始化AV間隔定時器； 感測傳導的心室事件；和如果在所述AV間隔定時器期滿之前沒有傳導的心室事件發生，則預設一 心房起搏以縮短所述A-A間隔。
18. 根據權利要求17所述的計算機可讀介質，其中所述指令進一步導致 所述處理器在心室事件在傳遞所述心房起搏之前被感測道的情況下，取消所述心房起搏，所述心房起搏縮短所述A-A間隔。
19. 根據權利要求17所述的計算機可讀介質，其中所述指令進一步導致所述處理器初始化AV間隔和所述心房起搏，所述AV間隔的持續時間大致等於所述AV 間隔定時器，AV間隔定時器與所述心房起搏一致，所述心房起搏縮短所述A-A 間隔；並且在所述AV間隔期滿時傳遞心室起搏脈衝，除非受到感測的心室事件的抑制。
20. 根據權利要求17所述的計算機可讀介質，其中所述AV間隔定時器的 持續時間由病人具體的內部AV傳導時間確定。
全文摘要
一種基於心房的起搏協議，其促進內部傳導。整個心動周期被監測是否有心室活動，並且允許延續心室活動。心室起搏在這樣一個被跳過的起搏後的心動周期中可立即獲得。當監測內部心室事件時，事件被期望出現在給定窗口中。如果沒有檢測到這樣的事件，則心動周期被縮短，導致缺乏心室活動的較短的周期。後續的周期具有高可能性的心室感測事件，並且大於常規AV間隔的AV間隔在起搏之前被提供。
文檔編號A61N1/368GK101472647SQ200780022372
公開日2009年7月1日 申請日期2007年7月25日 優先權日2006年6月15日
發明者H·H·特裡優 申請人:麥德託尼克公司