用于心脏起搏的需求驱动电容器充电的金沙现金网平台

文档序号:20919860 发布日期:2020-05-29 14:00
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本公开总体上涉及递送心脏起搏脉冲的植入式医疗设备(imd)系统和方法,并且尤其涉及用于基于起搏需求来控制对用于生成心脏起搏脉冲并递送该心脏起搏脉冲的电容器的充电的imd系统和方法。

技术背景

诸如心脏起搏器和植入式心脏复律除颤器(icd)之类的医疗设备经由由一根或多根医疗电引线携载的电极和/或医疗设备的壳体上的电极向患者的心脏提供治疗电刺激。电刺激可包括心脏起搏脉冲或心脏复律/除颤(cv/df)电击。

医疗设备可以感测伴随固有心脏活动的心脏电事件,以用于检测异常的固有心律。在检测到诸如心动过缓、心动过速或纤颤之类的异常节律时,可以递送适当的电刺激治疗以便恢复或维持更正常的心律。例如,icd可在检测到心动过缓或心动过速时将起搏脉冲递送给患者的心脏,或者在检测到心动过速或纤颤时将cv/df电击递送给心脏。

icd可以使用由经静脉医疗电引线携载的心内膜电极来从心脏腔室感测心脏电信号,并且向心脏腔室递送电刺激治疗。在其他情况下,可以将非经静脉引线耦合到icd,在这种情况下,icd可以使用心血管外电极感测心脏电信号并向心脏递送电刺激治疗。使用心血管外电极有效刺激心脏所需的治疗性电刺激脉冲的能量通常大于使用心内膜电极刺激心脏所需的能量。起搏电路可以包括保持电容器,该保持电容器被充电至起搏电压振幅,以用于根据使用可用的起搏电极向量来夺获起搏心脏所需的起搏脉冲能量来生成起搏脉冲。



技术实现要素:

总体上,本公开涉及用于控制对至少一个保持电容器的充电的技术,该至少一个保持电容器用于通过植入式医疗设备的治疗递送电路递送心脏电刺激脉冲。当满足增大的固有心率标准时,根据这些技术操作的imd可抑制电容器充电。对电容器的充电可以被抑制达起搏间期的至少一部分,例如,通过在延迟间期期满之后进行充电。充电延迟间期可以等于、大于或小于起搏间期。响应于满足减小的心率标准,imd可以切换回例如在起搏间期的开始处或根据需要在整个起搏间期中无延迟地对保持电容器进行充电,以将保持电容器电荷维持在起搏电压振幅处、在用于递送起搏脉冲的就绪状态中。在一些示例中,imd可以被配置成控制在两个不同的充电模式(例如,延迟电容器充电模式和无延迟电容器充电模式)之间切换的功能何时被启用(开启)或被禁用(关闭)。当禁用该充电模式切换功能时,imd可以根据一种默认的充电模式操作以对保持电容器进行充电。当启用充电模式切换功能时,imd可以基于固有心率标准和/或其他起搏需求标准操作以在两个不同的充电模式之间进行切换。

在一个示例中,本公开提供了一种imd系统,其包括治疗递送电路、感测电路以及耦合至治疗递送电路和感测电路的控制电路。治疗递送电路具有保持电容器和被配置成将保持电容器充电至起搏电压振幅的充电电路。感测电路被配置成从患者的心脏接收心脏电信号。控制电路被配置成:控制治疗递送电路递送起搏脉冲;响应于所递送的起搏脉冲而开始与起搏频率相对应的第一起搏间期;控制治疗递送电路,以在第一起搏间期期间根据第一充电模式对保持电容器进行充电;根据心脏电信号检测增大的固有心率,该增大的固有心率是比起搏频率快的至少阈值频率;响应于检测到增大的固有心率,而从第一充电模式切换到第二充电模式;响应于从心脏电信号感知到的固有心脏事件,而开始第二起搏间期;以及控制治疗递送电路,以根据第二充电模式抑制对保持电容器的充电达第二起搏间期的至少一部分。

在另一示例中,本公开提供了一种方法,该方法包括通过由具有保持电容器和被配置成将保持电容器充电至起搏电压振幅的充电电路的治疗递送电路来递送起搏脉冲,并且响应于所递送的起搏脉冲而开始与起搏频率相对应的第一起搏间期。该方法进一步包括:在第一起搏间期期间根据第一充电模式对保持电容器进行充电;以及根据由感测电路接收到的心脏电信号检测增大的固有心率,该增大的固有心率是比起搏频率快的至少阈值频率;响应于检测到增大的固有心率而从第一充电模式切换到第二充电模式;响应于从心脏电信号中感知到的第一固有心脏事件而开始第二起搏间期;以及根据第二充电模式,抑制对保持电容器的充电达第二起搏间期的至少一部分。

在另一示例中,本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质,其包括一组指令,该组指令当由植入式医疗设备的控制电路执行时,致使该设备:通过具有保持电容器和被配置成将保持电容器充电至起搏电压振幅的充电电路的治疗递送电路来递送起搏脉冲,并响应于所递送的起搏脉冲而开始与起搏频率相对应的第一起搏间期。该指令进一步致使该设备:在第一起搏间期期间根据第一充电模式对保持电容器进行充电;根据由感测电路接收到的心脏电信号检测增大的固有心率,该增大的固有心率是比起搏频率快的至少阈值频率;响应于检测到增大的固有心率而从第一充电模式切换到第二充电模式;响应于从心脏电信号中感知到的第一固有心脏事件而开始第二起搏间期;以及根据第二充电模式,抑制对保持电容器的充电达第二起搏间期的至少一部分。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中被阐述。

附图说明

图1a和图1b是根据一个示例的心血管外icd系统的概念图。

图2a-2c是以不同的植入物配置植入有图1a的心血管外icd系统的患者的概念图。

图3是根据一个示例的图1a-2c的icd的示意图。

图4是根据一个示例的图3的icd的高电压治疗电路的图。

图5是根据一个示例的图3的icd的低电压治疗电路的图。

图6是根据一个示例的用于控制电容器充电以用于起搏脉冲递送的方法的流程图。

图7是根据一个示例的用于基于固有心率标准控制保持电容器充电的方法的流程图。

图8a至图8d是时序图,描绘了由icd在基于感知到的固有事件的时序控制保持电容器充电中执行的操作。

图9a-9c是描绘由icd或起搏器执行的操作的时序图,该操作用于根据延迟电容器充电模式来抑制电容器充电以及切换回无延迟充电。

图10是根据又另一示例的用于控制电容器充电的方法的流程图。

图11是用于基于心率变化的速率或斜率来控制电容器充电模式的方法的流程图。

图12是根据另一示例的用于控制电容器充电以用于心脏起搏的方法的流程图。

图13是根据一个示例的用于基于不同的起搏治疗控制电容器充电的方法的流程图。

图14是另一imd系统的图,该另一imd系统可以被配置成使用本文公开的技术来控制电容器充电以用于起搏治疗递送。

图15是根据又另一示例的用于控制保持电容器充电的方法的流程图。

具体实施方式

通常,本公开描述了用于控制对心脏医疗设备或系统的治疗递送电路中的保持电容器的充电的技术。通常通过充电电路将保持电容器或保持电容器的组合充电至起搏电压振幅,以用于生成并递送心脏起搏脉冲。可以根据需要在起搏间期的开始处或在整个起搏间期中对保持电容器进行充电,该起搏间期在起搏脉冲或感知到的固有心脏事件(诸如,r波或p波)之后立即开始。以这种方式,保持电容器被维持在起搏电压振幅处、在就绪状态中,直到起搏计时间期期满。然而,将保持电容器或电容器的组合的电荷维持在起搏电压振幅处会消耗由imd的电源所供应的能量。本文公开的技术可用于:在满足增大的心率标准和/或满足低起搏需求标准时,通过在起搏间期的至少一部分或起搏间期中的全部期间抑制电容器充电,来节省对保持电容器进行充电并将保持电容器维持在用于递送心脏起搏脉冲的就绪状态中通常所需的能量。

在一些示例中,实施本文公开的技术的心脏医疗设备系统可以是心血管外icd系统。如本文所使用的,术语“心血管外”是指患者的血管和心脏外部的位置。由心血管外引线携载的植入式电极可以被定位在胸外(在胸腔和胸骨外部,例如在皮下)或胸内(在胸腔和胸骨下方,例如在胸骨下),但通常不与心肌组织紧密接触。本文公开的用于控制电容器充电的技术可以被应用于治疗递送电路,该治疗递送电路被耦合至心血管外电极并且可能比耦合至心内膜或心外膜电极的心脏医疗设备需要相对更高的起搏电压振幅和/或更长的脉冲宽度。

因此,本文中公开的技术是结合icd和携载心血管外电极的植入式医疗引线来描述的,但是本文中公开的各方面可以与其他心脏医疗设备或系统结合使用。例如,结合附图所描述的用于控制电容器充电的技术可以在被启用用于递送心脏电刺激脉冲的任何植入式医疗设备或外部医疗设备中实现,包括耦合至携载感测和治疗递送电极的经静脉引线、心包膜引线或心外膜引线的植入式起搏器或icd;具有基于壳体的电极的心内或无引线起搏器或icd;或耦合至外部电极、体表电极或皮肤电极的外部或穿戴式起搏器或除颤器。

图1a和图1b是根据一个示例的心血管外icd系统10的概念图。图1a是植入在患者12体内的icd系统10的正视图。图1b是植入在患者12体内的icd系统10的侧视图。icd系统10包括连接至心血管外电刺激和感测引线16的icd14。在能够提供除颤和/或心脏复律电击和起搏脉冲的icd系统10的情境中描述图1a和图1b。

icd14包括壳体15,壳体15形成保护icd14的内部部件的气密密封。icd14的壳体15可由导电材料(诸如,钛或钛合金)形成。壳体15可用作电极(有时被称为“罐”电极)。壳体15可以用作有源(active)罐电极,以用于递送心脏复律/除颤(cv/df)电击或其他电脉冲,该其他电脉冲包括可以使用高电压治疗电路递送的起搏脉冲。在其他示例中,壳体15可用于从低电压治疗电路递送单极心脏起搏脉冲和/或结合由引线16携载的电极来感测心脏电信号。在其他实例中,icd14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的充当电极(多个)的外部部分(多个)可以涂覆有材料,诸如,氮化钛,例如以用于减少刺激后极化伪影。

icd14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部),连接器组件17包括穿过壳体15的电馈通件,以提供在引线16的引线体18内延伸的导体与被包括在icd14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如在本文中将进一步详细描述的,壳体15可容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、电心脏信号感测电路、治疗递送电路、电源和用于感测心脏电信号、检测心律以及控制并递送电刺激脉冲以治疗异常的心律的其他部件。

细长引线体18具有近端27和远侧部分25,该近端27包括配置成连接到icd连接器组件17的引线连接器(未示出),该远侧部分25包括一个或多个电极。在图1a和图1b所示的示例中,引线主体18的远侧部分25包括除颤电极24和26以及起搏感测电极28和30。在一些情况下,除颤电极24和26可以一起形成除颤电极,因为它们可以被配置成同时被激活。替代地,除颤电极24和26可以形成分开的除颤电极,在这种情况下,电极24和26中的每个电极可以被独立地激活。

电极24和26(以及在一些示例中,壳体15)在本文中被称为除颤电极,因为它们单独或共同地用于递送高电压刺激治疗(例如,心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长的线圈电极,并且与起搏和感测电极28和30相比,通常具有相对高的表面积以用于递送高电压电刺激脉冲。然而,除了高电压刺激治疗之外或代替高电压刺激治疗,电极24和26以及壳体15还可以用于提供起搏功能、感测功能、或者起搏和感测功能两者。在这个意义上,本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被视为将电极24和26限制成仅用于高电压心脏复律/除颤电击治疗应用。例如,电极24和26可以用于感测向量中,该感测向量用于感测心脏电信号以及检测并辨别异常节律(诸如,心搏停止、心动过缓、非窦性心动过速或纤颤)和/或用于起搏电极向量以用于向心脏8递送心脏起搏脉冲。

电极28和30是具有相对较小的表面积的电极,其可以在感测电极向量中使用以用于感测心脏电信号,以及在某些配置中可用于递送起搏脉冲。电极28和30被称为起搏/感测电极,因为它们通常被配置用于低电压应用,例如,用作用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号的阴极或者阳极,与递送高电压心脏复律除颤电击相反。在一些实例中,电极28和30可以提供仅起搏功能、仅感测功能、或起搏功能和感测功能两者。icd14可经由一个或多个感测向量获得与心脏8的电活动相对应的心脏电信号,该一个或多个感测向量包括电极24、26、28和/或30的组合。在一些示例中,icd14的壳体15与感测电极向量中的电极24、26、28和/或30中的一个或多个电极组合使用。

在图1a和图1b所示的示例中,电极28位于除颤电极24的近侧,并且电极30位于除颤电极24和26之间。电极28和30可以沿着引线主体18被定位在其他位置处,并且不限于所示的位置。引线16可以携载更少或更多的起搏/感测电极。例如,在一些示例中,第三起搏/感测电极可被定位于除颤电极26远侧。电极28以及30被示出为环形电极,然而,电极28以及30可包括多种不同类型电极中的任一种,包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等。

在所示出的示例中,引线16在皮下或肌肉下在胸腔32上方从icd14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如,朝着患者12的剑突20)居中地延伸。在靠近剑突20的位置处,引线16弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸腔和/或胸骨上方靠上延伸、基本上平行于胸骨22。尽管在图1a中示出为从胸骨22侧向偏移并且基本上平行于胸骨22延伸,但是引线16的远侧部分25可被植入在其他位置处,例如在胸骨22上方、偏移到胸骨22的右侧或左侧、从胸骨22朝向左或右侧向成角度等。替代地,引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径被放置。心血管外引线16的路径可以取决于icd14的位置、由引线体18携载的电极的布置和位置、和/或其他因素。

导电体(未示出)从近侧引线端27处的引线连接器延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分24定位的电极25、26、28和30。包含在引线体18内的细长导电体各自与可以是引线体18内的分开的相应绝缘导体的相应除颤电极24和26以及起搏/感测电极28和30电耦合。该相应的导体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24、26、28和30电耦合至icd14的电路系统(诸如治疗递送电路和/或感测电路)。导电体将治疗从icd14内的治疗递送电路传输至除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者,并且将感知到的电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者传输至icd14内的感测电路。

引线16的引线体18可由非导电材料(包括,硅树脂、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)形成,并且被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。引线体18可以具有管状或圆柱形的形状。在其他示例中,细长引线体18的远侧部分25(或所有部分)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线体18可形成为具有预成形的远侧部分25,该预成形的远侧部分25通常为直线、曲线、弯曲、蜿蜒、波状或锯齿形。

在所示的示例中,引线体18包括具有两个“c”形曲线的预成形的弯曲的远侧部分25,所述两个“c”形曲线一起可类似于希腊字母“ε”。除颤电极24以及26各自由引线体远侧部分25的两个相应的c形部分中的一个携载。该两个c形曲线在远离引线体18的中心轴线的相同的方向上延伸或弯曲,起搏/感测电极28以及30沿着该引线体18的中心轴线被定位。在一些实例中,起搏/感测电极28和30可以大致与引线体18的笔直近侧部分的中心轴线对齐,使得除颤电极24和26的中点与起搏/感测电极28和30侧向地偏移。

在未决的美国专利公开第2016/0158567号(marshall等人)中大体上公开了心血管外引线的其他示例,该心血管外引线包括由引线体18的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分携载的一个或多个除颤电极以及一个或多个起搏和感测电极,所述引线体18的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分可以利用本文中描述的技术来实施。然而,本文中所公开的技术并不限于任何特定的引线体设计。在其他示例中,引线体18是不具有任何预形成的形状、弯曲或曲线的柔性细长引线体。在未决的美国公开第2015/0306375号(marshall等)和未决的美国公开第2015/0306410号(marshall等)中描述了可以在采用本文公开的技术的imd系统中实现的心血管外引线和电极的各种示例性配置以及尺寸。

icd14分析从一个或多个感测电极向量接收到的心脏电信号,以监测异常节律,诸如心搏停止、心动过缓、或快速性心律失常。icd14可以被配置成根据编程的起搏治疗控制参数来设置起搏间期,以用于为心脏起搏脉冲的递送计时。icd14可以被配置成根据多种起搏模式(例如,vvi(r)、vdi(r)、vvo(r)等)操作并相应地设置起搏计时间期。icd14响应于起搏计时间期期满而递送心脏起搏脉冲。例如,当心室起搏间期期满而在该起搏间期期间未感测到固有r波时,icd14递送起搏脉冲以维持至少编程的最小心率或例如在cv/df电击之后的心搏停止期间提供备用起搏。可以使用除颤电极24和26作为阳极和阴极对、使用起搏和感测电极28和30作为阳极和阴极对、或者将起搏/感测电极28或30中的一个与除颤电极24或26中的一个配对、或电极24、26、28或30中的任何一个与壳体15配对来递送心脏起搏脉冲。

icd14还可被配置成响应于使用可从选自可用电极24、26、28、30和/或壳体15中的任何的治疗递送电极向量检测到快速性心律失常(例如,vt或vf)而递送电刺激治疗。icd14可以对心率和心脏电信号的形态进行分析,以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速性心律失常。在美国专利第7,761,150号(ghanem等人)中描述了用于检测快速性心律失常的一项示例技术。icd14可响应于vt检测而递送抗心动过速起搏(atp),并且在某些情况下,可在cv/df电击之前或在高电压电容器充电期间递送atp,以试图避免对递送cv/df电击的需要。如果atp未成功终止vt或者在检测到vf时,则icd14可以经由除颤电极24和26中的一者或两者和/或壳体15递送一个或多个cv/df电击。

图1a和图1b是本质上是示例性的,并且不应当被认为限制本文所公开的技术的实践。icd14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12的左侧。在一些实例中,icd14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而,icd14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如,icd14可以被植入在胸部区域中的皮下袋(pocket)中。在这种情况下,引线16可以从icd14朝向胸骨22的胸骨柄皮下地或肌肉下地延伸,并且从胸骨柄弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地向下地延伸到期望位置。在又另一示例中,icd14可以放置于腹部。引线16同样可以被植入在其他心血管外位置中。例如,如关于图2a至图2c所描述的,引线16的远侧部分25可被植入在胸骨下空间中的胸骨/胸腔下方。

外部设备40被示出为通过通信链路42与icd14遥测通信。外部设备40可以包括处理器、显示器、用户接口、遥测单元和用于与icd14进行通信以用于经由通信链路42传输和接收数据的其他部件。可以使用诸如 wi-fi、或医疗植入通信服务(mics)之类的射频(rf)链路或其他rf或通信频率带宽或协议在icd14与外部设备40之间建立通信链路42。

外部设备40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器,以从icd14检取数据并在icd14中编程操作参数与算法以用于控制icd功能。外部设备40可以用于对由icd14使用的心脏事件感测参数(例如,r波感测参数)、心律检测参数(例如,vt和vf检测参数以及svt辨别参数)以及治疗控制参数进行编程。icd14存储或获取的数据(包括生理信号或从其中导出的相关联数据、设备诊断的结果以及检测到的节律发作和递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部设备40从icd14中检取。外部设备40可以替代地被实现为家用监测器或手持式设备。

图2a-2c是以与图1a-1b中所示的布置不同的植入物配置植入有心血管外icd系统10的患者12的概念图。图2a是植入有icd系统10的患者12的正视图。图2b是植入有icd系统10的患者12的侧视图。图2c是植入有icd系统10的患者12的横向视图。在这种布置中,系统10的心血管外引线16至少部分地植入在患者12的胸骨22下方。引线16皮下地或肌肉下地从icd14朝剑突20延伸,并且在靠近剑突20的位置处弯曲或转向并且在前纵隔36内在胸骨下位置中向上延伸。

前纵隔36可以被视为在侧向上由胸膜39界定,在后方由心包膜38界定,并且在前方由胸骨22界定(见图2c)。引线16的远侧部分25沿着胸骨22的后侧基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉内延伸。被植入成使得远侧部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。

在图2a-2c所示的示例中,引线16基本居中地位于胸骨22之下。然而,在其他实例中,引线16可被植入成使得它从胸骨22的中心侧向地偏移。在一些实例中,引线16可以侧向地延伸,使得引线16的远侧部分25处于除了胸骨22之外的或代替胸骨22的胸腔32下方/以下。在其他示例中,引线16的远侧部分25可以被植入在其他心血管外、胸内位置中,包括胸膜腔或心脏8的心包38的周边或心脏8的心包38内。可以与本文所述的电容器充电技术结合使用的其他植入物位置以及引线和电极布置通常被公开在以上引用的参考文献中。

图3是根据一个示例的icd14的示意图。被封围在壳体15(在图3中被示意性地显示为电极)中的电子电路系统包括软件、固件和硬件,这些软件、固件和硬件可协作地监测心脏电信号、确定何时需要电刺激治疗、以及在需要时根据编程的治疗递送算法和控制参数来递送电刺激治疗。icd14被耦合至诸如携载心血管外电极24、26、28和30的引线16之类的心血管外引线,以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏并用于感测心脏电信号。

icd14包括控制电路80、存储器82、治疗递送电路84、感测电路86和遥测电路88。在一些示例中,icd14包括一个或多个传感器90,以用于产生与患者的生理功能、状态或状况相关的信号。电源98根据需要向icd14的电路系统提供电力,该电路系统包括部件80、82、84、86、88和90中的每一个。电源98可以包括一个或多个能量存储设备,诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。电源98与其他部件80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将根据图3的总体框图来理解,但是为了清楚起见未被示出。例如,电源98被耦合到治疗递送电路84中所包括的一个或多个充电电路,以用于提供对治疗递送电路84中所包括的保持电容器进行充电所需的电力,该保持电容器在控制电路80的控制下在适当的时间处放电以用于根据治疗方案产生电刺激脉冲,诸如以用于心动过缓起搏、电击后起搏、atp和cv/df电击脉冲。电源98还被耦合到感测电路86的部件(诸如,感测放大器、模数转换器、开关电路系统等)、传感器90、遥测电路88和存储器82,以根据需要向各种电路或部件提供电力。

图3所示的功能框表示icd14中所包括的功能,并且可以包括实现能够产生归因于本文的icd14的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。各种部件可以包括专用集成电路(asic)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的部件或部件的组合。被采用来实现本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由icd中所采用的特定系统架构以及由icd所采用的特定检测和治疗递送方法来确定。鉴于本文的公开,在任何现代心脏医疗设备系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以用于完成所描述的功能在本领域技术人员的能力范围内。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性、或电的非瞬态计算机可读存储介质,诸如随机存取存储器(ram)、只读存储器(rom)、非易失性ram(nvram)、电可擦除可编程rom(eeprom)、闪存、或任何其他存储器设备。此外,存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质,当该指令由一个或多个处理电路执行时,使得控制电路80和/或其他icd部件执行归因于icd14或那些icd部件的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。

本文中归因于icd14的功能可以被实现为一个或多个集成电路。将不同特征描绘为电路旨在强调不同的功能方面,并且不一定暗示必须通过分开的硬件或软件部件来实现这样的电路。而是,与一个或多个电路相关联的功能可以由分开的硬件、固件或软件部件来执行,或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如,可以通过治疗递送电路84和控制电路80协同地执行用于递送电刺激脉冲的治疗控制操作,并且该治疗控制操作可以包括在执行存储在存储器82中的指令的控制电路80中所包括的处理器或其他信号处理电路系统中实现的操作。这些治疗控制操作可以包括根据本文公开的电容器充电管理技术执行控制何时将保持电容器充电到起搏电压振幅。

控制电路80可以包括固定功能电路系统和/或可编程处理电路系统。控制电路80可以包括微处理器、控制器、数字信号处理器(dsp)、专用集成电路(asic)、现场可编程门阵列(fpga)、或等效的分立或模拟逻辑电路系统中的任何一个或多个。在一些示例中,控制电路80可包括多个部件,诸如,一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个dsp、一个或多个asic、或一个或多个fpga、以及其他分立或集成的逻辑电路系统的任意组合。本文中归因于控制电路80的功能可以体现为软件、固件、硬件或其任何组合。

控制电路80例如经由数据总线与治疗递送电路84以及感测电路86通信,以用于感测心脏电活动、检测心律并且响应于感知到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送电路84和感测电路86被电耦合到由引线16携载的电极24、26、28、30以及壳体15,壳体15可用作公共电极或接地电极或用作用于递送cv/df电击脉冲或心脏起搏脉冲的有源罐电极。

感测电路86可以被选择性地耦合到电极28、30和/或壳体15,以便监测患者的心脏的电活动。感测电路86可附加地选择性地耦合至除颤电极24和/或26,该除颤电极24和/或26用于在感测电极向量中一起使用或与电极28、30和/或壳体15中的一个或多个组合使用。感测电路86可以被启用以选择性地从来自可用电极24、26、28、30和壳体15的一个或多个感测电极向量接收心脏电信号。感测电路86可以一次监测一个或多个心脏电信号,以用于感测心脏电事件(例如,伴随心房心肌的去极化的p波和/或伴随心室心肌的去极化的r波),并提供数字化的心脏信号波形,以供控制电路80分析。例如,感测电路86可以包括用于选择电极24、26、28、30和壳体15中的哪些被耦合到心脏事件检测电路系统的开关电路系统。开关电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测电路86的部件耦合到选定电极的任何其他类型的开关设备。

心脏事件检测电路系统可以被配置成放大、过滤和数字化从选定电极接收到的心脏电信号以改善信号质量,以用于检测心脏电事件(诸如r波)或执行其他信号分析。感测电路86内的心脏事件检测电路系统可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(adc)、定时器或其他模拟或数字部件。可在控制电路80的控制下基于由控制电路80确定的、存储在存储器82中的、和/或由控制电路80和/或感测电路86的硬件、固件、和/或软件控制的计时间期和感测阈值,由感测电路86自动地调整心脏事件感测阈值。

在基于感测阈值越过(crossing)而检测到心脏电事件时,感测电路86可以产生诸如r波感知事件信号之类的被传送至控制电路80的感知事件信号。r波感知事件信号被控制电路80用于重新开始起搏逸搏间期定时器,该起搏逸搏间期定时器控制用于安排心脏起搏脉冲的基本时间间期。例如,在vvi起搏模式下,心室起搏间间期(或vv间期)可以响应于在消隐期之外接收到的每个r波感知事件信号而被重新开始,以抑制(inhibit)安排的起搏脉冲。响应于每个递送的起搏脉冲而开始心室起搏间期,以控制最小心率和由治疗递送电路84递送的起搏脉冲的计时。

控制电路80还可以使用与固有(非起搏)心脏去极化相对应的r波感知事件信号来确定rr间期(rri),以用于检测快速性心律失常并确定治疗的需要。rri是两个连续感知到的固有r波之间的时间间期,并且可以在从感测电路86接收到的两个连续的r波感知事件信号之间确定。控制电路80可以被配置成基于rri和/或从感测电路86接收为多位数字化信号的qrs波形的形态来检测快速性心律失常。控制治疗递送电路84,以响应于检测到室性心动过速或纤颤而根据编程的治疗方案来递送atp和/或cv/df电击脉冲。

在该示例中,治疗递送电路84包括高电压(hv)治疗电路83,并且可以包括低电压(lv)治疗电路85。每个治疗电路83和85包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如,分别为一个或多个高电压保持电容器或低电压保持电容器)、以及控制何时跨选定的cv/df电击向量或起搏电极向量对电容器(多个)进行充电和放电的开关电路系统。可以由治疗递送电路84根据从控制电路80接收到的控制信号,将电容器充电至编程的起搏电压振幅,并对电容器进行放电达编程的起搏脉冲宽度。例如,控制电路80中所包括的起搏计时电路可以包括由控制电路80的微处理器设置的可编程数字计数器,以用于控制与由icd14所递送的各种起搏模式或atp序列相关联的基本起搏时间间期。控制电路80的微处理器还可以设置心脏起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、极性或其他特性,这些参数可以基于存储在存储器82中的编程值。

治疗递送电路84由控制电路80控制以根据电容器充电模式对一个或多个保持电容器充电。如本文所述,治疗递送电路84可以被配置成根据延迟充电模式对一个或多个保持电容器进行充电,在该延迟充电模式中,电容器充电被抑制达起搏间期的至少一部分或全部。在起搏间期期间,保持电容器电压被允许降至起搏电压振幅以下,而不进行再充电。在其他时间处,可以控制治疗递送电路84,以根据无延迟充电模式对一个或多个保持电容器进行充电,在该无延迟充电模式期间,电容器充电不会被抑制,并且可以从开始或根据需要在整个起搏间期内执行电容器充电,以将保持电容器电荷维持在起搏电压振幅处。控制电路80可被配置成:控制治疗递送电路,以基于根据由感测电路86接收到的心脏电信号(多个)和/或从传感器(多个)90接收到的其他信号所确定的固有心率标准,来在延迟电容器充电模式与无延迟电容器充电模式之间切换。

下面分别结合图4和图5描述hv治疗电路83和lv治疗电路85中可包括的部件。应认识到,本文公开的用于控制用于起搏治疗的电容器充电的方法可以在仅包括被配置成除了高电压cv/df电击递送能力之外递送心脏起搏脉冲的hv治疗电路83的imd系统中实现,或者在仅包括不具有cv/df电击治疗能力的lv治疗电路85的imd系统中实现。在一些系统中,hv治疗电路83仅递送高电压cv/df电击脉冲,而lv治疗电路85递送相对较低的电压起搏脉冲。在其他示例中,控制电路80可以基于起搏治疗的类型、夺获心脏所需的起搏阈值电压振幅、或其他因素,来选择性地控制hv治疗电路83或lv治疗电路85中的哪一个用于生成并递送心脏起搏脉冲。

icd14可包括用于感测来自患者的信号的其他传感器90,以用于确定对治疗递送电路84所递送的电刺激治疗的需要和/或用于控制治疗递送电路84所递送的电刺激治疗。在一些示例中,指示需要增加心输出量的传感器可以被包括在icd14中,诸如,组织氧传感器、阻抗传感器或压力传感器。指示需要增加心输出量的传感器可以包括患者活动传感器(诸如,加速度计)、或用于确定分钟通气量(minutevolume)或其他呼吸度量的阻抗传感器。由于增加的活动而引起的患者的代谢需求的增加可以由控制电路80根据从传感器90接收到的传感器信号来确定,以用于确定对起搏的需要或对增大的起搏频率的需要。同样地,控制电路80可以使用传感器信号来确定何时不再存在对起搏的需要或者何时可以减小起搏频率。

控制电路80可以被配置成使用来自传感器90的传感器信号,以检测对起搏的需要和/或预期的增加的起搏负担。如本文所使用的,“起搏负担”可以被定义为患者的心律在预定的时间段内是起搏节律(与固有节律相对)的时间百分比。例如,患者可以在24小时时段内被起搏10%的时间。在其他示例中,起搏负担可以被确定为起搏事件与感知固有事件的比例、或起搏事件与预定时间段内组合的所有起搏事件和感知固有事件或心脏事件的总数的比例。控制电路80可以被配置成基于患者的生理状况来检测起搏负担的预期增加,该生理状况诸如,降低的心输出量、增加的患者活动、低的组织氧合、或针对其预期增大的起搏频次和/或频率以进行改善或缓解的其他状况。

控制电路80可以通过启用在不同的电容器充电模式之间的切换来对检测到起搏负担的预期变化进行响应。例如,控制电路80可以基于是否满足增大的固有心率标准和/或减小的固有心率标准,通过使治疗递送电路84能够在无延迟电容器充电和延迟电容器充电之间进行切换,来对预期起搏负担的增加进行响应。启用(开启)在电容器充电模式之间切换的功能并不一定需要立即使得从一种充电模式切换到另一种充电模式。相反地,在要求被满足以用于启用在电容器充电模式之间切换的功能的标准之后,在实际执行从一种电容器充电模式到另一种电容器充电模式的切换之前,可以要求与固有心率和/或传感器信号有关的附加标准被满足。

在其他示例中,控制电路80可以基于来自传感器90的信号通过直接切换电容器充电模式,来对检测到预期起搏负担的变化进行响应。例如,当起搏负担例如由于恢复的心输出量、组织氧合、血压、或降低的患者活动而被预期减少时,控制电路80可以控制治疗递送电路84将电容器充电起搏模式切换到延迟电容器充电以节省电源98的能量。下文结合本文呈现的流程图和时序图更详细地描述了用于启用在电容器充电模式之间自动切换的功能的方法以及用于在启用切换功能之后控制电容器充电模式之间的切换的时序的方法。

可以经由遥测电路88将控制电路80所利用的用于感测心脏事件、检测心脏心律失常和控制治疗递送(包括如本文所公开的控制电容器充电技术)的控制参数编程到存储器82中。遥测电路88包括收发器和天线,用于使用如上所述的rf通信或其他通信协议与外部设备40(图1a所示)进行通信。在控制电路80的控制下,遥测电路88可以从外部设备40接收下行链路遥测并向外部设备40发送上行链路遥测。在一些情况下,遥测电路88可以用于向植入在患者12体内的另一医疗设备传输通信信号以及从该另一医疗设备接收通信信号。

图4是根据一个示例的被包括在icd14中的hv治疗电路83的示意图150。hv治疗电路83包括hv充电电路154以及hv电荷存储和输出电路160。hv治疗电路83被示为被耦合到处理器和hv治疗控制电路152,该处理器和hv治疗控制电路152可以被包括在控制电路80中,以用于控制hv充电电路154以及hv电荷存储和输出电路160。hv电荷存储和输出电路160包括hv保持电容器162,该hv保持电容器162经由脉冲控制开关164被耦合到开关电路系统166,以用于将hv保持电容器162耦合到电极24、26和/或壳体15,以向患者的心脏8递送期望的电刺激脉冲,该期望的电刺激脉冲可以是起搏脉冲或cv/df电击脉冲。在其他示例中,起搏和感测电极28和30(图4中未示出)可以经由开关电路系统166被选择性地耦合到hv保持电容器162,以将电极28和30中的一个或两个用于起搏电极向量中,以用于递送来自hv治疗模块83的起搏脉冲。

hv保持电容器162被示意性地示出为单个电容器,但是应认识到,可以使用一组两个或更多个电容器或其他能量存储设备来存储能量,以用于产生递送至心脏8的电信号。在一个示例中,hv电容器162是具有148微法拉的有效电容的三个电容器的系列。在处理器和hv治疗控制152的控制下,通过hv充电电路154将hv保持电容器162充电到期望的起搏脉冲电压振幅(或在cv/df电击递送的情况下,为电击电压振幅)。应理解,充电到起搏电压振幅可以包括充电到在起搏电压振幅内的或大于起搏电压振幅的指定容限。例如,充电至起搏电压振幅可包括充电至编程的起搏电压振幅的113%(或另一预定百分比)。

hv充电电路154从电源98(图3)接收电压调节信号。hv充电电路154包括变压器156,以使电源98的电池电压升压(stepup),以便实现将hv保持电容器162充电到远大于电池电压的电压。由hv充电电路154对电容器162的充电在处理器和hv治疗控制152的控制下执行,该处理器和hv治疗控制152从hv电荷存储和输出电路160接收反馈信号,以确定何时电容器162被充电至编程电压。充电完成信号被传递至hv充电电路154以便由处理器和hv治疗控制模块152来终止充电。在美国专利第8,195,291号(norton等人)中总体上公开了高电压充电电路及其操作的一个示例。

当电容器充电正以无延迟电容器充电模式被控制时,在响应于递送的起搏脉冲或感知固有事件而开始的整个起搏间期中,对hv保持电容器162的充电可连续或半连续地发生。通过将来自hv电荷存储和输出电路160的反馈信号与目标起搏电压振幅(加上或减去任意容限)进行比较,并根据需要对电容器162执行加满(top-off)充电以将电容器维持在期望的电压处,可以实现在起搏间期期间的连续充电。例如,可以在起搏间期期间在来自控制电路80的每个中断信号时或其他预定频次,将电容器电荷反馈信号与目标起搏电压振幅进行比较。每当电荷在起搏电压振幅以下时,就根据需要对电容器162进行充电,以在整个起搏间期中将电荷维持在编程的起搏电压振幅处。

在无延迟充电模式的其他示例中,可以在起搏间期的开始处将电容器162的电荷与目标起搏电压振幅进行比较,并在起搏间期期间将电容器162的电荷一次充电至起搏电压振幅(加上任何指定的容限),而不会在整个起搏间期中进行监测/充电。如果在充电之后的起搏间期期间递送起搏脉冲或发生电容器电荷的泄漏,则电容器电荷在下一个起搏间期的开始处被加满。

如结合本文中呈现的时序图和流程图所描述的,处理器和hv治疗控制152可以被配置成在满足增大的心率标准和/或减小的起搏负担标准时抑制对hv保持电容器162的充电。处理器和hv治疗控制152可以延迟或抑制电容器充电,直到起搏间期期满或直到电容器充电延迟间期期满。

当hv保持电容器162被充电到期望的起搏电压振幅并且起搏间期期满时,hv保持电容器162经由脉冲控制开关164和开关电路系统166耦合到期望的起搏电极向量两端以递送起搏脉冲。开关电路系统166可以是h桥的形式,并且可以包括由来自处理器和hv控制电路152的信号所控制的开关180a-180c和182a-182c。开关180a-180c和182a-182c可被实现为可控硅整流器(scr)、绝缘栅双极晶体管(igbt)、金属氧化物半导体场效应晶体管(mosfet)和/或其他开关电路部件。由处理器和hv治疗控制电路152在适当的时间处将开关180a-180c和182a-182c控制为打开或闭合,以用于通过使电容器162跨心脏8所呈现的起搏负载和选定的起搏电极向量放电来递送单相、双相或其他期望的起搏脉冲。hv保持电容器162经由脉冲控制开关164耦合到选定的起搏电极向量两端达编程的起搏脉冲宽度。

例如,可通过打开(即,断开或禁用)和闭合(即,接通或启用)开关电路系统166的适当开关来将选定的电极24、26和/或壳体15耦合至hv保持电容器162,以将期望的电信号传递到治疗递送电极向量。电信号可以是单相、双相或其他形状的信号。该信号可以是响应于诸如vvi起搏间期、电击后起搏间期或atp间期之类的起搏间期期满而递送的单相或双相起搏脉冲。在其他时间处,该信号可能是cv/df电击,用于在检测到vt或vf时终止室性快速性心律失常。

为了递送起搏脉冲,例如,开关180a、180b或180c中的一个可以与开关182a、182b或182c中的一个同时闭合,而无需同时闭合分别在给定的电极24、26或壳体15两端的“a”、“b”或“c”开关中的两个。为了使用电极24和壳体15来递送双相脉冲,例如,可以闭合开关180a和182c以递送双相脉冲的第一相位。在第一相位之后打开开关180a和182c,并且闭合开关180c和182a以递送双相脉冲的第二相位。在该示例中,开关180b和182b保持打开或禁用,其中电极26未在治疗递送向量中被选择或使用。在其他示例中,可包括电极26而不是电极24,或者电极26与电极24一起同时被激活。

在递送起搏脉冲之后,如果不满足增大的固有心率检测标准,则hv保持电容器162可以被重新充电至编程的起搏脉冲振幅。然而,响应于使用本文公开的技术确定满足增大的固有心率标准,处理器和hv治疗控制152可以抑制将hv保持电容器162充电到起搏电压振幅。当由icd14的感测电路86感知到的固有事件的频率、固有事件的频率的斜率和/或其他标准满足增大的固有心率检测标准和/或减小的起搏负担标准时,对hv保持电容器162的充电可被抑制,直到起搏间期期满或直到预定的充电延迟间期期满。处理器和hv治疗控制电路152可以:如以下所描述地响应于确定满足减小的固有心率标准和/或减小的起搏负担标准,而回复(revert)到例如在起搏间期的开始处或根据需要在响应于起搏脉冲或感知事件信号而开始的整个起搏间期中无延迟地对hv保持电容器162进行充电。

图5是根据一个示例的lv治疗电路85的概念图。lv治疗电路85可以包括lv充电电路330、电容器选择和控制电路332以及电容器阵列350。电容器阵列350可以包括多个lv保持电容器352、354、356和358,其可以各自由lv充电电路350充电至编程的起搏电压振幅。lv保持电容器352、354、356和358经由相应的开关362、364、366和368被耦合到相应的输出电容器372a-372d(统称为372)、376或378,以递送起搏脉冲。lv保持电容器352、354、356和358中的每一个可以具有小于hv治疗电路83的hv保持电容器162的有效电容的电容。例如,保持电容器352、354、356和358中的每一个可具有多达6微法拉、多达10微法拉、多达20微法拉或其他选定的电容的电容,但是所有电容可具有显著小于hv保持电容器162的有效电容的电容并且具有比hv保持电容器162更低的额定电压。

电源98(图3)可以向lv充电电路330提供经调节的电力。lv充电电路330可以由电容器选择和控制电路332中的状态机控制,以使用电源98的电池电压的倍数(例如,电池电压的四倍)为所有或选定的lv保持电容器352、354、356和358充电。lv充电电路330根据需要对电容器352、354、356和358中的一个或多个进行充电,以用于经由选定的起搏电极向量将起搏脉冲递送到患者的心脏。起搏脉冲可以是通过使单个lv保持电容器放电达编程的脉冲宽度而递送的单个起搏脉冲。在其他示例中,lv保持电容器352、354、356和358中的两个或更多个可以顺序地放电以在起搏脉冲宽度内递送两个或更多个融合脉冲以递送复合起搏脉冲。

在一些示例中,lv治疗电路85包括三个起搏通道342、344和346。当相应lv保持电容器352、356或358分别跨输出电容器372、376或378放电时,每个起搏通道能够产生单个起搏脉冲。起搏通道342包括可用于递送备用起搏脉冲的备用保持电容器354。备用保持电容器354可以用于递送复合起搏脉冲中的单个脉冲。取决于耦合到icd14的心血管外电极的数量,一个或多个通道可以包括多条可选择的输出信号线。例如,在该示例中通道342被示出为包括多个可选择的起搏输出信号线382a-382d,该起搏输出信号线382a-382d可以经由电极选择开关374a-374d中的一个或多个的闭合而被选择性地耦合到lv保持电容器352和备用保持电容器354。例如,由引线16携载的多个电极可以被耦合到起搏通道342,并且可以通过闭合开关374a-374d中的某些开关来从多个电极中选择起搏电极向量。

起搏通道344和346被示出具有单个输出信号线386和388,该输出信号线386和388经由相应的开关366和368被耦合到相应的lv保持电容器366和368。在其他示例中,所有三个起搏通道342、344和346可以设置有单个输出信号线或设置有多个输出信号线,以使得能够从耦合至icd14的多个心血管外电极(例如,图1a中所示的引线16的电极24、26、28或30中的任何电极)中选择起搏电极向量。

当需要起搏治疗时,控制电路80可以控制lv治疗电路85选择起搏通道342、344和346中的任何一个或组合来递送起搏脉冲。起搏脉冲可以是单脉冲起搏脉冲,该单脉冲起搏脉冲通过当开关362、364、366或368闭合时使相应的保持电容器352、354、356或358中的一个跨选定的起搏电极向量经由相应的输出电容器374、376或378放电。可以经由电极选择开关372a-372d来选择用于从起搏通道342递送起搏电流的相应的输出线382a、382b、382c或382d。分别使保持电容器352、354、356或358放电的开关362、364、366或368可由电容器选择和控制电路332在适当的时间处(当起搏脉冲被需要时)启用,并被维持处于活跃、启用(闭合)状态,直到单脉冲起搏脉冲宽度期满。

在某些患者中,由lv治疗电路85生成的单脉冲起搏脉冲可不具有夺获患者心脏所需的脉冲能量。控制电路80可以控制lv治疗电路85以多脉冲复合起搏脉冲递送融合脉冲。两个或所有三个起搏通道342、344和346由开关360a-d和370绑在一起,以使单个脉冲能够跨选定的起搏电极向量从单个输出信号线344被递送。例如,控制电路80可以通过激活开关360a-d和开关370中的至少一个以将起搏输出线382a-d和起搏输出线388中的至少一条绑到起搏通道344来控制lv治疗电路85递送多脉冲复合起搏脉冲。控制电路80控制电容器选择和控制电路332以顺序的方式启用起搏通道开关362、364、366和368(以及起搏通道342的至少一个电极选择开关372a-d),以顺序地将相应保持电容器352、354、356或358中的两个或更多个耦合到输出信号线386,来递送至少两个融合的个体脉冲的序列,以产生复合起搏脉冲。

在各种示例中,取决于与icd14一起使用的特定起搏通道以及引线和电极配置,可能不需要图5所示的某些电极选择开关。此外,已经认识到,电容器阵列350中可包括少于四个保持电容器或多于四个保持电容器,以用于当lv治疗电路85被控制以递送起搏脉冲时以复合起搏脉冲递送融合脉冲序列。

电容器选择和控制电路332通过控制相应的开关362、364、366和368,来选择哪些保持电容器352、354、356或358被耦合到输出线386,以及以什么顺序进行耦合。通过通过顺序地启用或闭合相应开关362、364、366或368来顺序地一次使保持电容器352、354、356或358中的一个(或一次使保持电容器352、354、356或358中一个组合)跨相应输出电容器372、376或378放电,来递送脉冲序列以产生复合起搏脉冲。例如,顺序地使保持电容器352、354、356或358中的至少两个放电以产生由至少两个融合的个体脉冲产生的复合起搏脉冲。输出线386可以被电耦合到由引线16携载的起搏阴极电极,并且由引线16(或壳体15)携载的返回阳极电极可以被耦合到地。在一个示例中,起搏阴极电极和返回阳极电极可以分别与如图1a所示的电极28和24相对应,然而,任何起搏电极向量可以选自图1a中所示的电极24、26、28和30和/或外壳15。

在一些示例中,通过以下方式来递送低电压融合起搏脉冲:顺序地从起搏通道344和346递送个体脉冲,然后通过使两个电容器352和354同时放电来由起搏通道342递送第三较长的个体脉冲。对于8ms的复合起搏脉冲宽度,前两个个体脉冲的脉冲宽度可以为2.0ms,而第三脉冲的脉冲宽度可以为4.0ms。并联电容器312和314的较高电容允许第三个体脉冲的脉冲宽度更长,同时维持成功夺获心脏的脉冲振幅。通过控制输出配置开关360和370以将电容器352、354和358耦合到输出线386,来经由输出线386递送所有三个个体脉冲。在美国专利申请62/262,412(代理案卷第c00012192.usp1号)和对应的美国专利申请第15/368,197号(代理案卷第c00012192.usu2号)中大体公开了可以与本文公开的技术结合使用的lv治疗电路和起搏脉冲生成技术的其他示例。

可以由lv充电电路330根据本文公开的电容器充电控制技术来对被选择用于生成单脉冲起搏脉冲或多脉冲复合起搏脉冲的lv保持电容器352、354、356和/或358进行充电。当满足用于检测增大的固有心率的标准时,可以根据延迟电容器充电起搏模式来抑制或延迟用于生成起搏脉冲的对lv保持电容器352、354、356和/或358的充电。在一些示例中,充电被延迟直到起搏间期期满,或者在其他示例中,充电被延迟直到电容器充电延迟间期期满。如果满足用于检测减小的固有心率的标准,则例如在起搏间期的开始处或整个起搏间期期间无延迟地执行用于生成和递送起搏脉冲的对lv保持电容器352、354、356或358的充电,如以上结合图4大体描述的。

在一些示例中,控制电路80可以启用基于起搏负担标准在电容器充电模式之间自动切换的功能,如本文中进一步详细描述的。在基于实际或预期起搏负担的改变而启用充电模式之间的自动切换之后,控制电路80可以在根据延迟充电模式控制lv充电电路330与根据无延迟充电模式控制lv充电电路330之间进行切换。可以基于固有心率标准和/或起搏负担标准来控制充电模式之间的切换。

图6是用于控制保持电容器充电以用于起搏脉冲递送的一种方法的流程图100。在框101处,控制电路80启用在第一电容器充电模式与第二电容器充电模式之间的自动切换。在一些示例中,响应于经由遥测电路88从外部设备40接收到的用户命令,启用充电模式切换。在其他示例中,控制电路80可以基于确定起搏负担的实际或预期变化来自动启用和/或禁用充电模式切换,例如,如下面结合图12所述。两种充电模式可以包括延迟充电模式和无延迟充电模式。

在图6所示的示例中,icd14可以最初地以无延迟电容器充电模式操作。在该充电模式下,在每个起搏间期期间根据选定的起搏输出配置例如使用如上所描述的hv治疗电路83或lv治疗电路85,将一个或多个保持电容器充电至起搏电压振幅。起搏间期由控制电路80响应于递送的起搏脉冲或感知到的心脏事件(例如,固有r波)来设置,以例如根据vvi或其他起搏模式来控制起搏脉冲的计时。无延迟地执行保持电容器充电,使得可以在起搏间期的开始处开始充电和/或在起搏间期期间的任何时间处响应于对保持电容器电荷与编程的起搏电压的比较而发生充电。如果保持电容器电荷小于编程的起搏电压振幅(或小于在起搏电压振幅以下的容限),则控制电路80控制治疗递送电路84以将保持电容器充电至编程的起搏电压振幅。

当以无延迟电容器充电模式操作时,控制电路80监测由感测电路86接收到的心脏电信号,以用于在框104处确定是否满足增大的固有心率标准。增大的固有心率标准可要求固有心率等于或大于预定的模式切换心率阈值。可以将模式切换心率阈值定义为比当前起搏频率更快,使得不一定响应于一个或多个感知事件以比起搏间期更短的事件间期发生并导致一个或多个被抑制的起搏脉冲而发生模式切换。例如,如果心率在起搏频率与模式切换心率阈值之间,则可以不发生充电模式切换。下面结合图7和图12描述用于确定是否满足增大的固有心率标准的各种技术。

如果在框104处满足增大的固有频率标准,则控制电路80在框106处切换到第二充电模式,在该示例中该第二充电模式为延迟电容器充电模式。在该模式下,即使当电容器电荷小于起搏电压振幅时,控制电路80也可以抑制保持电容器电荷与编程的起搏电压振幅之间的比较和/或抑制对保持电容器(多个)的充电。电容器充电被抑制达响应于心脏事件(所递送的起搏脉冲或感知到的固有事件)而开始的起搏间期的至少一部分。在一些示例中,充电可被抑制达整个起搏间期。在其他示例中,充电被抑制直到充电延迟间期期满。如果在充电延迟间期期满之前感知到固有事件,则不会发生充电,并且重新开始起搏间期。

在延迟电容器充电模式期间,在框108处,控制电路80监测心脏电信号以用于确定是否满足减小的固有心率标准。可以响应于一个或多个起搏间期期满和/或一个或多个充电延迟间期期满而满足减小的固有心率标准。这样,在一些示例中,可以在起搏间期期满之前,响应于固有心率降低到起搏频率以下之前的减小的固有心率,而满足减小的固有心率标准。响应于减小的固有心率标准被满足,控制电路80在框102处切换回无延迟电容器充电模式。下面例如结合图7、图8a-d和图12更详细地描述用于确定是否满足减小的固有心率标准的方法。

以这种方式,在满足增大的固有心率标准并且预期对起搏脉冲的潜在需要为低之后,根据延迟电容器充电模式来控制电容器充电。在满足减小的固有心率标准并且对起搏脉冲的潜在需要相对较高之后,根据无延迟充电模式来控制电容器充电。在一些示例中,除了由感测电路86感知到的固有心脏电事件之外或作为由感测电路86感知到的固有心脏电事件的替代,控制电路80可以监测来自传感器90的一个或多个信号,以用于分别在框104和108处确定是否满足增大的固有心率标准和/或减小的固有心率标准。

图7是根据一个示例的用于基于固有心率标准控制保持电容器充电的方法的流程图110。可以实现图7的方法以用于通过hv治疗电路83或lv治疗电路85来递送起搏治疗。流程图110的方法控制保持电容器充电的计时,该保持电容器可以是hv治疗电路83的hv保持电容器162、或lv治疗电路85的lv保持电容器352、354、356或358中的一个或多个,这取决于选择hv治疗电路83或lv治疗电路85中的哪一个来递送起搏治疗。

在框112处,由选定的hv治疗电路83或lv治疗电路85递送起搏脉冲。在起搏间期的期满时递送起搏脉冲,该起搏间期可以是vvi起搏期间的心室起搏间期或根据另一种起搏治疗或起搏模式的另一起搏间期。控制电路80响应于起搏脉冲的递送而在框114处重新开始起搏间期。控制电路80控制选定的hv治疗电路83或lv治疗电路85的充电电路系统,以在框115处在起搏间期期间无延迟地将保持电容器(多个)充电回到的起搏电压振幅。以这种方式,如果起搏间期期满而没有感知事件,则治疗电路83或85准备在起搏间期期满时递送下一个起搏脉冲。

在框116处,控制电路80等待起搏间期期满。如果在框116处起搏间期期满而感测电路86没有感测到固有心脏事件(例如r波),则在框112处响应于期满的起搏间期而递送安排的起搏脉冲。在框114处,控制电路80重新开始起搏间期。

如果在框118处感测电路86在起搏间期期间确实感测到固有心脏事件,则可以将感知到的事件信号从感测电路86传递到控制电路80。响应于在起搏间期期满之前从感测电路86接收到感知事件信号(例如,r波感知事件信号)(框116的“是”分支),控制电路80通过在框118处重新开始起搏间期来抑制安排的起搏脉冲。

控制电路80可以被配置成监测增大的固有心率,该增大的固有心率是比编程起搏频率大的用于控制电容器充电模式切换的预定频率。在一个示例中,控制电路80可通过在框118处在开始起搏间期的同时开始滞后间期来检测固有心率的增大。滞后间期可以被设置为等于或小于起搏间期。例如,滞后间期可以比起搏间期短至少10至30ms。以此方式,检测到用于切换到延迟电容器充电模式的增大的固有心率可需要比抑制起搏所要求的固有心率更高的固有心率。

在一个示例中,当起搏间期为1秒(对应于每分钟60个脉冲的起搏频率)时,滞后间期比起搏间期短15ms。大约0.985ms的滞后间期对应于每分钟65次心跳,比起搏频率每分钟快约5个脉冲。滞后间期可以由控制电路80确定为小于当前有效的起搏间期的固定间期。在其他示例中,控制电路80可以通过确定与固有心率相对应的感知事件间期来确定滞后间期,该固有心率是比当前有效的起搏频率小的固定频率,例如,比当前起搏频率小5至15次心跳。在其他示例中,滞后间期可以与起搏间期相同。

在抑制安排的起搏脉冲之后,在框112处,控制电路80可以控制治疗递送电路84以将保持电容器的电荷维持在编程的起搏电压振幅处。可以在响应于感知事件而设置的起搏间期期间监测电容器电荷,并且如果电荷下降的幅度大于在起搏电压振幅以下的电压容限,则保持电容器的电荷可以被加满回到起搏电压振幅。

在起搏间期期间,可以使用不同的协议或技术来控制加满或维持电容器电荷。在一个示例中,当lv治疗电路85用于递送起搏脉冲时,可以在每个起搏间期的开始处将一个或多个lv保持电容器充电至起搏电压振幅。在某些情况下,充电到起搏电压振幅是通过充电到起搏电压振幅加上容限(例如,充电到编程的起搏电压振幅的110%到115%)来控制的。在一个示例中,用于递送起搏脉冲的lv保持电容器(多个)在每个起搏间期的开始处被充电到编程的起搏电压振幅的113%,该起搏间期响应于所递送的起搏脉冲或感知固有事件而被重置。

在其他示例中,例如,如果控制hv治疗电路83以递送起搏脉冲,则将hv保持电容器162充电至起搏电压振幅(或起搏电压振幅加上容限),并在框120处执行连续的加满充电直到起搏间期期满并且起搏脉冲被递送。在该示例中,处理器和hv治疗控制152可以例如在每个中断时钟信号时从hv治疗电路83接收指示hv保持电容器162两端的电压的电容器电荷信号。处理器和hv治疗控制152可以将电容器电荷信号与电容器电荷阈值进行比较,并根据需要控制hv充电电路154以在未期满的起搏间期期间在任何中断时钟信号之后执行加满充电,以将hv保持电容器电荷维持在起搏电压振幅处(加上或减去指定容限)。用于在用于起搏脉冲递送的就绪状态下将保持电容器维持在起搏电压振幅处的特定协议可能会在设备之间有所不同,但是通常包括在每个起搏间期期间根据需要加满充电到起搏电压振幅(或起搏电压振幅加上容限),以将保持电容器电荷维持在起搏电压振幅处。

如果在框118处开始的起搏间期期间感测电路86没有感测到固有事件,即框122的“否”分支,则控制电路80控制治疗递送电路84以响应于起搏间期的期满而在框112递送安排的起搏脉冲。控制电路80在响应于每个所递送的起搏脉冲和感知心脏事件而设置的每个起搏间期期间,根据无延迟充电模式继续对保持电容器(多个)进行充电。

如果在框118开始的起搏间期期间感测电路86感知到固有事件(框122的“是”分支),则控制电路80在框124处确定感知事件是否在滞后间期期满之前发生。如果感知事件在滞后间期期满之后但在起搏间期期满之前发生(框124的“否”分支),则控制电路80通过在框118处重新开始起搏间期和滞后间期来抑制安排的起搏脉冲。在框120处,根据无延迟充电模式,保持电容器电荷被维持在起搏电压振幅处。

如果在滞后间期期满之前由感测电路86感知到固有事件(框124的“是”分支),则控制电路80可以在框125处增大计数器的值。计数器可以预先被初始化为零,并且被用于对在滞后间期的期满之前感知到固有事件的心动周期的数量进行计数。控制电路80可以被配置成基于具有在滞后间期期间发生的感知事件的心动周期的阈值数量来检测增大的固有心率。如果计数器尚未达到用于检测增大的固有心率的心动周期的阈值数量,即框126的“否”分支,则控制电路80在框118处重新开始起搏和滞后间期,并根据无延迟充电模式继续以将保持电容器的电荷维持在起搏电压振幅处、在用于起搏脉冲递送的就绪状态中。

如在框126处确定的,如果计数器达到具有在滞后间期期间的感知事件的心动周期的阈值数量,则控制电路80检测到等于或大于与滞后间期相对应的频率的增大的固有心率。检测到增大的固有心率所需的具有在滞后间期内感知到的固有事件的心动周期的阈值数量可以是一个或多个。在一些示例中,可需要在滞后间期内感知到固有事件达至少五个心动周期,以便检测到增大的固有心率。在一些示例中,可需要心动周期的阈值数量是连续的,例如,以对应于滞后间期的滞后频率或大于该滞后频率的至少三个连续感知到的固有事件。

在其他示例中,控制电路80可以包括y中x(xofy)计数器,使得具有在相应的滞后间期内的感知到的固有事件的心动周期可以不要求是连续的,例如,五个心动周期中的三个、六个心动周期中的四个、十个心动周期中的八个、或其他比率或百分比。在一些示例中,可要求所有y个心动周期为感知心动周期,其中没有起搏心动周期。例如,如果六个心动周期中的四个被要求包括在滞后间期内感知到的固有事件,则另外两个心动周期可被要求包括在起搏间期内的感知固有事件。六个心动周期中没有一个是起搏心动周期。在其他示例中,y个心动周期可以包括起搏心动周期和感知心动周期两者,但是至少x个心动周期被要求包括在滞后间期期间的感知固有事件,以便检测到增大的固有心率。

在框127处,响应于计数器达到在相应的滞后间期期间各自包括固有感知事件的心动周期的阈值数量,控制电路80确定满足增大的固有心率标准。响应于感测到导致检测到增大的固有心率的在滞后间期内的最近固有事件,通过在框128处重新开始起搏间期而不递送起搏脉冲来抑制下一个安排的起搏脉冲。通过在框128处不开始滞后间期并且在框129处抑制电容器充电,控制电路80切换到延迟电容器充电模式。在心率达到或超过与滞后间期相对应的频率达阈值数量的心动周期之后的起搏间期期间,保持电容器电荷不被维持在起搏电压振幅处。

如在框130处确定的,如果在框128处开始的起搏间期期间感测电路86感知到固有事件,则控制电路80通过在框128处重新开始起搏间期来抑制安排的起搏脉冲,并在框129处继续抑制电容器充电。如果在框130处起搏间期期满而没有由感测电路86感知到固有事件,则可以在框132处将用于对滞后间期内的事件的数量进行计数的计数器重置为零。响应于在框130处起搏间期期满而没有感知到的固有事件,控制电路80在框130处控制治疗递送电路84对保持电容器进行充电,并且一旦选定的保持电容器达到编程的起搏电压振幅,就在框112处递送安排的起搏脉冲。在起搏间期已经期满之后,在框136处对保持电容器(多个)充电所需的时间可以延迟在框112处的起搏脉冲的递送。在递送起搏脉冲之后,在框114处重新开始起搏间期,并且控制电路80控制治疗递送电路84以根据无延迟充电模式在框115处在起搏间期期间对保持电容器(多个)进行充电。

在所示的示例中,在延迟电容器充电模式期间在框130处的单次起搏间期的期满可以使控制电路80返回到无延迟充电模式,以用于控制在每个起搏脉冲或感知事件之后的起搏间期的开始处开始的对保持电容器(多个)的充电,并根据需要在起搏间期期间将保持电容器电荷维持在起搏电压振幅处。在其他示例中,在延迟充电模式期间在回复回到在每个递送的起搏脉冲之后无延迟地对保持电容器进行充电之前,可要求由于期满的起搏间期而递送不止一个起搏脉冲。结果,由于在起搏间期的期满之后将保持电容器充电至起搏电压振幅所需的时间,因此不止一个起搏脉冲可以在起搏间期的期满之后的延迟时间间期处被递送。

在返回到框112之后,可以通过根据需要充电到起搏电压振幅并加满电荷直到起搏间期期满来继续将保持电容器维持在“就绪”状态中,直到再次检测到增大的固有心率。根据预定标准来检测增大的固有心率,该预定标准可以包括滞后间期和具有在该滞后间期内感知到的固有事件的心动周期的所要求的数量,其中该滞后间期可以短于起搏间期。

图8a至图9c是时序图,描绘了由icd14在基于感知到的固有事件的时序控制保持电容器充电中执行的操作。图8a和图8b是描绘在无延迟电容器充电模式期间由icd14执行的操作的时序图。在图8a中,时序图200示出了由icd14递送的、在时间上通过起搏间期205分开的两个起搏脉冲201和203。在起搏期间,控制电路80可以控制治疗递送电路84在每个起搏间期期间对保持电容器进行充电,直到满足增大的固有心率标准,该增大的固有心律标准可以基于比起搏间期205更短的滞后间期206。

在递送起搏脉冲201后,可控制治疗递送电路84以在电容器充电时间204期间根据无延迟充电模式来对用于递送起搏脉冲201的保持电容器(多个)进行充电。如上所述,在充电时间204期间被充电的电容器可以是hv保持电容器162(图4)、或lv保持电容器352、354、356和/或358(图5)的任意组合。充电时间204不一定是固定的时间间期。而是,充电时间204是在递送起搏脉冲201之后将保持电容器(多个)再充电回到起搏电压振幅所需的时间,并且将取决于起搏电压振幅、在起搏脉冲递送之后留在保持电容器上的剩余电荷、保持电容器的电容以及其他因素。尽管充电时间204被示出为在起搏间期206的开始处的单个离散时间间期,但是应认识到,可以在整个起搏间期205中监测电容器电荷,并且如果由于icd电路系统中的泄露电流而导致电容器电荷减小到起搏电压振幅以下,则可以根据需要将电容器电荷加满。被表示为时间块的充电时间204旨在表示无延迟电容器充电模式,其可以包括在起搏间期的开始处和/或根据需要整个起搏间期中进行充电,以在起搏间期期间将保持电容器再充电至起搏电压振幅。

在递送第一起搏脉冲201后开始起搏间期205(例如,其可以是vvi起搏期间的vv间期)。如果在起搏间期205期间未感知到固有事件,则响应于起搏间期205的期满,由治疗递送电路84递送起搏脉冲203。根据无延迟充电模式,在起搏脉冲203之后的充电时间208期间,对保持电容器进行再充电。

图8b是示出响应于在起搏间期205期间的感知固有事件而抑制起搏脉冲的时序图210。递送起搏脉冲211,并且在起搏间期205期间无延迟地(如所指示的电容器充电时间214)将保持电容器再充电到起搏电压振幅。如果在起搏间期205期间感知到固有事件,则安排的起搏脉冲213被抑制(如虚线所指示的)。感测电路86可以被配置成产生感知事件信号216,例如r波感知事件信号,其被传递到控制电路80。响应于感知事件信号216,重新开始起搏间期205作为新的起搏间期215,从而抑制安排的起搏脉冲213。

控制电路80可以监测保持电容器的电荷,并且如果需要的话在再充电时间218期间使电容器电荷加满以在起搏间期215期间将保持电容器电压维持在起搏电压振幅处(或在起搏电压振幅的指定容限电压之内)。在该示例中,在起搏间期205内但不在滞后间期206内的感知事件信号216不会改变电容器充电的控制。根据无延迟充电模式,保持电容器继续在每个起搏间期205(或215)期间根据需要被再充电,以便准备并将保持电容器维持在起搏电压振幅处。如果需要充电以将电容器电荷加满至起搏电压振幅,则可以在起搏脉冲211之后的起搏间期205期间以及在感知事件信号216之后的起搏间期215期间对保持电容器进行充电。即使尚未递送起搏脉冲,保持电容器电荷也可由于icd电路系统中固有的泄漏电流而降至起搏电压振幅以下。可以不要求在每个感知事件之后立即对电容器加满充电。控制电路80可以被配置成:在每个起搏间期的开始处和/或在整个每个起搏间期中监测保持电容器电压;如果电压比起搏电压振幅之下的容限小,则开始充电;以及在电荷恢复到起搏电压振幅时终止充电。

如果固有心率小于与滞后间期206相对应的滞后频率但大于与起搏间期205相对应的起搏频率,则继续根据无延迟充电模式监测保持电容器电荷并将其维持在起搏电压振幅处。这样,如果在滞后间期206的期满之后出现感知事件信号216,则根据需要执行电容器充电而没有延迟。

图8c和图8d是描绘响应于增大的固有心率标准被满足而执行的,用于从无延迟充电模式切换到延迟充电模式的icd14的操作的时序图。图8c是示出根据无延迟充电模式的起搏脉冲221之后接着是电容器充电时间214的时序图。响应于递送的起搏脉冲221,同时开始起搏间期205和滞后间期206。由于在起搏间期205期间由控制电路80从感测电路86接收到的感知固有事件信号226,而抑制下一个安排的起搏脉冲223。响应于感知事件信号226,将起搏间期205重新开始作为新的起搏间期225。

在无延迟充电模式期间,控制电路80可以通过对具有在滞后间期206期间感知到的固有事件的心动周期的数量进行计数,来监测比与起搏间期205相对应的起搏频率更快的心率的增大。在所示的示例中,控制电路80响应于在滞后间期206内发生的感知事件信号226而检测到增大的固有心率。控制电路80响应于检测到增大的固有心率通过在下一起搏间期225期间抑制电容器充电,来从无延迟充电模式切换到延迟充电模式。

虚线电容器充电时间块224示意性地示出了对电容器充电的这种抑制,在虚线电容器充电时间块224期间,实际上没有发生电容器充电。如果如结合图8b所描述的,感知事件信号226在滞后间期206之后发生,则电容器充电时间224将根据需要发生在起搏间期225期间,以将保持电容器电荷维持在起搏电压振幅处。通过在起搏间期225期间抑制对电容器电荷的监测,或者通过即使当电容器电荷下降到起搏电压振幅以下也抑制充电,来在起搏间期225期间抑制电容器充电。在图8c的示例中,示出了在单个滞后间期206期间的感知事件信号226,以使控制电路80从无延迟充电切换到延迟电容器充电模式,并抑制电容器充电。在其他示例中,可要求如以上结合图7所描述的在不止一个相应的滞后间期中的每一个期间的感知事件信号,以满足增大的固有心率标准,以导致切换到延迟充电模式。例如,感知事件信号226可以是在y个心动周期中的相应数量的x个滞后间期内感知到的第x个事件,从而导致满足增大的固有心率标准。

图8d是时序图230,其描绘了根据另一示例的由icd14在响应于基于滞后间期206检测到增大的心率而控制保持电容器充电中执行的操作。在图8d的示例中,三个连续的感知事件信号226、227和228被要求各自在相应的滞后间期206、207和209内被感知到,以便检测到增大的固有心率并将电容器充电模式切换为延迟充电模式。分别响应于在前的心脏事件(起搏脉冲221、感知事件信号226和感知事件信号227)而开始每个滞后间期206、207和209。在该示例中,用于检测增大的固有心率的标准未被满足,直到三个连续感知事件226、227和228在针对相应心动周期设置的滞后间期206、207和208内被感知到。这样,控制电路80不会抑制或延迟电容器充电直到满足增大的心率检测标准。控制电路80控制治疗递送电路84的充电电路系统,以在响应于感知事件信号226和227(虽然感知事件信号226和227各自以高于滞后频率的频率发生,在相应的滞后间期206和207内)而开始的起搏间期225和229中的每一个期间按照需要将用于生成起搏脉冲的保持电容器(多个)充电至起搏电压振幅。

对保持电容器(多个)的充电可以发生在相应的起搏间期225和229的开始处的充电时间232和234期间,或者根据需要发生在整个起搏间期225和229中,以使保持电容器电荷加满在起搏电压振幅的容限内。应认识到,取决于起搏间期的持续时间、固有泄漏电流和其他因素,可以不要求在每个起搏间期期间对保持电容器(多个)进行再充电,以便将电容器电荷维持在起搏电压振幅的指定容限范围内。然而,控制电路80可以在分别响应于感知事件信号226和227而开始的每个起搏间期225和229期间监测或检查保持电容器的电荷,直到满足用于检测心率的增大的标准。

在该示例中,在滞后间期209内检测到第三感知事件信号228时,检测到快于或等于滞后频率的增大的固有心率。作为响应,控制电路80通过在下一个起搏间期231期间抑制电容器充电而切换到延迟充电模式。可以通过抑制被供应给充电电路以用于对保持电容器进行充电的电力来“断开”用于起搏脉冲生成的治疗递送电路84的hv或lv充电电路。虚线框236示出了对电容器充电的抑制。在满足增大的固有心率标准之后的第一起搏间期231期间,在感知事件信号228之后没有发生充电。可以响应于检测到增大的心率,而禁用例如通过比较器将电容器电压与编程的起搏电压振幅进行比较来对保持电容器进行监测(该监测通常可以被执行以控制在起搏间期期间对保持电容器的加满充电),因为不再执行对保持电容器的充电,直到至少一个起搏间期期满或直到其他减小的固有心率标准后续被满足。

图9a-9c是时序图,其描绘由icd14执行的用于根据延迟电容器充电模式来抑制电容器充电并且响应于满足减小的固有心率标准而切换回到无延迟充电模式的操作。如上面结合图8c和图8d所述,在满足增大的固有心率标准之后,保持电容器充电被抑制。如图9a所示,起搏间期245响应于感知事件信号242而开始。在起搏间期245期间不执行电容器充电,因为电容器充电由于增大的固有心率标准先前被满足而根据延迟充电模式被抑制。起搏间期245期满而没有感知固有事件。控制电路80控制治疗递送电路84以响应于起搏间期245期满而对保持电容器(多个)进行充电,如由充电时间244所指示的。一旦保持电容器电压已经达到起搏电压振幅,就递送起搏脉冲243。起搏脉冲243可以在起搏间期245的期满之后的延迟处被递送,该延迟等于将保持电容器充电至起搏电压振幅所需的充电时间244。

控制电路80可以被配置成响应于单个起搏间期245期满而没有感知固有事件,而检测到减小的固有心率。响应于基于在起搏间期245期间未感知到固有事件而检测到比起搏频率更慢的减小的心率,控制电路80通过根据需要在每个起搏间期期间对保持电容器进行充电以将保持电容器(多个)维持处于用于起搏脉冲递送的就绪状态,来切换到无延迟充电。响应于递送起搏脉冲243,而开始起搏间期246。可以在基于至少一个期满的起搏间期245检测到减小的固有心率之后,在起搏间期246的开始或起始处发起电容器充电。控制电路80可控制治疗递送电路84在起搏脉冲243之后的充电时间247期间将保持电容器再充电至起搏电压。

除了开始起搏间期246之外,控制电路80可以开始滞后间期206,以开始监测增大的固有心率,如以上结合图8c-8d所述的。控制电路80继续根据无延迟充电模式,根据需要在每个起搏间期期间对保持电容器(多个)进行充电,以便在每个起搏间期期间将电容器电荷维持在起搏电压振幅的指定容限内,直到检测到增大的固有心率。控制电路80可以使电源98能够向hv治疗电路83或lv治疗电路85提供电力,以用于对选定的保持电容器(多个)进行充电,直到检测到增大的固有心率。控制电路80可以在起搏间期246和此后的每个起搏间期的开始处比较来自选定的hv治疗电路83或lv治疗电路85的电容器电荷信号,直到再次检测到增大的固有心率。如果电容器电荷信号指示保持电容器电荷比起搏电压振幅之下的容限小,则控制电路80在起搏间期246期间根据需要启用对选定的保持电容器(多个)的充电。

在图9a中,控制电路80响应于单个期满的起搏间期,而检测到减小的固有心率,以便切换回到无延迟充电。在其他示例中,可要求不止一个期满的起搏间期来用于检测到减小的固有心率,以使控制电路80改变电容器充电的计时。例如,可在两个或更多个起搏周期的起搏间期的期满时发生电容器充电,从而导致以起搏间期加上等于针对两个或更多个起搏周期的所需充电时间的延迟间期来递送起搏脉冲。可以响应于预定数量的连续或非连续(y中的x个)期满的起搏间期而检测到减小的固有心率。

为了说明,如果响应于三个连续期满的起搏间期而检测到减小的固有心率,则可以以小于与起搏间期245相对应的起搏频率的频率来递送多达三个起搏脉冲。前三个起搏脉冲的实际起搏频率可以是与起搏间期245加上将保持电容器充电至起搏电压振幅所需的充电时间244相对应的频率。例如,对于每分钟40个脉冲的较低起搏频率,起搏间期245可以被设置为1.5秒。充电时间244可以平均为0.5秒,从而导致每分钟30个脉冲的实际起搏频率达三个起搏周期,从而导致满足减小的心率检测标准。在第三起搏脉冲之后,控制电路80可以基于减小的心率标准来检测减小的固有心率,并且重新使治疗递送电路84能够在每个起搏间期期间无延迟地对保持电容器进行充电,使得后续的起搏脉冲各自在编程的起搏间期的期满时无延迟地被递送。

在某些情况下,在充电时间244期间,可由控制电路80接收感知事件信号。在这种情况下,起搏脉冲243将被抑制,并且电容器充电可以被终止或被允许继续。如果已经达到满足减小的固有心率标准的要求数量的期满起搏间期,则即使在起搏间期期满之后在充电时间期间接收到导致起搏脉冲被抑制的感知事件信号,控制电路80也可以切换回到无延迟充电模式。这样,可以达到用于检测减小的固有心率的起搏间期的所要求的数量,而不要求相同数量的递送的起搏脉冲。由于在电容器充电期间接收到感知事件信号,因此递送的起搏脉冲的数量可以小于期满的起搏间期的数量。

图9b是根据另一示例的用于在减小的固有心率期间控制保持电容器充电的方法的时序图。在一些示例中,根据延迟电容器充电模式,电容器充电被抑制达整个起搏间期,如图9a所示。在其他示例中,电容器充电被抑制达起搏间期的一部分,但是可以在起搏间期期间在充电延迟间期之后开始电容器充电。在图9b的示例中,响应于感知事件信号251而设置电容器充电延迟间期256,同时开始起搏间期255。如以上结合图8c或图8d所述的,响应于基于滞后间期检测到增大的心率,控制电路80可根据延迟充电模式在起搏间期255期间抑制电容器充电,直到电容器充电延迟间期256期满之后。如果在电容器延迟间期256期间发生感知事件252,则抑制保持电容器充电,并且电容器充电延迟间期被重新开始作为间期258。响应于感知事件信号252,起搏间期被重新开始作为间期257。

充电延迟间期258在下一个感知事件信号253之前期满。响应于充电延迟间期258期满,如由充电时间254所指示地发起电容器充电。响应于接收到感知事件信号253,可以终止电容器充电254,因为安排的起搏脉冲被抑制并且起搏间期被重新开始作为起搏间期259。在其他示例中,可以在充电时间254(其可以延伸超过感知事件信号253并进入下一个起搏间期259)期间完成充电到起搏电压振幅。响应于感知事件信号253,下一个充电延迟间期260与起搏间期259一起开始。

如果充电延迟间期260期满,则控制电路80被配置成控制治疗递送电路80发起电容器充电254。如果起搏间期259期满,则递送起搏脉冲264。响应于递送的起搏脉冲264而开始新的起搏间期261并可以设置滞后间期270,以用于如以上例如结合图7c或图7d所述地再次检测增大的固有心率。在一些情况下,如果保持电容器在起搏间期259期满时被完全充电至起搏电压振幅,则可以在起搏间期期满时无延迟地递送起搏脉冲264。在其他情况下,电容器充电可能在起搏间期259的期满时未完成,并且可以在起搏间期259的期满之后的如完成电容器充电所需的短的延迟处递送起搏脉冲264。

在一些示例中,控制电路80可以被配置成基于起搏电压振幅和保持电容器的电容来确定估计的电容器充电时间。在其他示例中,控制电路80可以被配置成基于充电历史来确定电容器充电时间。例如,可以由控制电路80确定从递送的起搏脉冲之后的电容器充电的开始直到从治疗递送电路84接收到电荷完成信号的时间间期。该时间间期(例如图9a的充电间期247)或者在多次电容器充电发生期间以这种方式获得的多个充电完成时间间期的平均值可以被确定为电容器充电时间。

控制电路80可以被配置成基于起搏间期259和所计算或测得的电容器充电时间来设置电容器充电延迟间期260。电容器充电延迟间期260可以被确定为起搏间期259与所确定的电容器充电时间之差。在一些示例中,电容器充电延迟间期260可以是起搏间期259与所确定的电容器充电时间之间的差减去起搏安全间期(其可以被设置为零),以在起搏间期259的期满之前促进充电完成以避免起搏脉冲264的任何延迟。

在图9b所示的示例中,控制电路80控制治疗递送电路84在递送起搏脉冲264之后的充电时间266期间对保持电容器进行再充电。单个起搏间期259的期满可以使控制电路80切换到无延迟充电模式,以在每个起搏间期期间将保持电容器电荷恢复到起搏电压,而无需等待电容器充电延迟间期期满。在其他示例中,在回复回到在每个起搏间期期间无延迟地充电之前,可要求预定数量的起搏间期期满。例如,在切换到无延迟充电(无需设置电容器充电延迟间期)之前,可以在两个或更多个连续或不连续的起搏脉冲之后(例如在3个连续的起搏脉冲之后或在5个连续的心动周期中的3个起搏脉冲之后)在电容器充电延迟间期之后执行充电。

图9c是用于在减小的固有心率期间控制保持电容器充电的另一示例的时序图。在图9b的示例中,控制电路80基于预定数量的期满起搏间期来检测减小的固有心率。在其他示例中,控制电路80可以被配置成响应于预定数量的期满的电容器充电延迟间期来检测减小的固有心率。即使没有起搏间期期满,也可以基于期满的电容器充电延迟间期来确定满足减小的固有心率检测标准。

如图9c所示以及以上结合图9b所述的,在电容器充电延迟间期256期间的感知事件252使得电容器充电被抑制。电容器充电间期258和260期满而没有感知固有事件导致电容器充电254,以使保持电容器电荷加满到起搏电压振幅处。在图9b的示例中,响应于在电容器充电期间的感知事件信号253,电容器充电254被终止。在图9c的示例中,在感知事件信号253之后,电容器充电254继续以完成充电至起搏电压振幅。

在电容器充电254期间并且在相应的起搏间期257和288的期满之前的感知事件253和282使得安排的起搏脉冲被抑制。响应于预定数量的充电延迟间期(在该示例中为两个(258和260))的期满,控制电路80检测到减小的固有心率并在感知事件信号282之后将电容器充电模式切换为无延迟充电。电容器充电延迟间期不与起搏间期290同时开始。可以根据需要完成电容器充电,以在感知事件282之后并且在后续的起搏间期290期间加满电容器电荷。下一个事件是在起搏间期290期间的感知事件284。如充电时间286所指示的,在起搏间期292期间发生电容器充电而无延迟。滞后间期270可以在感知事件284之后与起搏间期292同时开始,以促进对增大的固有心率标准被满足的检测。

在该示例中,如果在电容器充电延迟间期期间发生感知固有事件,则充电被抑制,因为固有心率比与电容器充电延迟间期相对应的频率更快。然而,如果预定数量的电容器充电延迟间期期满,则固有心率可朝着对起搏的潜在需要的方向减小。控制电路80可以响应于预定数量的期满的电容器充电延迟间期而检测到减小的固有心率,并且响应于检测到减小的固有心率而切换到无延迟充电。这样,在固有心率下降到编程的起搏频率以下之前并且在递送任何起搏脉冲之前,可发生切换到无延迟电容器充电。

图10是根据另一示例的用于控制保持电容器充电的方法的流程图300。在框302处,控制电路80控制治疗递送电路84在电容器充电延迟间期之后对选定的保持电容器(多个)进行充电以用于递送起搏脉冲,该电容器充电延迟间期可以等于或小于当前正被用于安排起搏脉冲的起搏间期。在框302处执行的操作可以包括确定用于设置电容器充电延迟间期的计算或测得的电容器充电完成时间间期。控制电路80响应于在电容器充电延迟间期期间接收到感知事件信号而抑制电容器充电,并且例如如图9b和图9c所示的,抑制安排的起搏脉冲。电容器充电延迟间期和起搏间期重新开始。在其他示例中,在每个起搏脉冲和感知事件信号之后,重新开始起搏间期,并且电容器充电被延迟直到起搏间期期满,而没有设置单独的电容器充电延迟间期,例如,如图9a所示。

例如如图9a和图9b中所示,控制电路80可以在框304处基于阈值数量的期满的起搏间期来检测减小的固有心率。由于在起搏间期期满之后的感知事件可发生在延迟充电期间,从而导致起搏脉冲被抑制,因此期满的起搏间期的数量可以大于递送的起搏脉冲的数量。在其他示例中,控制电路80可以响应于预定数量的期满的充电延迟间期来检测减小的固有心率,例如如图9c所示的。响应于检测到减小的固有心率,控制电路80在框306处切换到控制治疗递送电路84无延迟地对用于起搏的保持电容器进行充电,例如,而不设置电容器充电延迟间期。可以在起搏间期的开始处或在递送的起搏脉冲或感知事件之后设置的整个起搏间期中,发生重新充电或加满充电,以在起搏间期期间将保持电容器电荷维持在起搏电压振幅处。

在框308处,控制电路80可以确定固有心率减小的速率或减小的斜率。例如,控制电路80可以确定在预定数量的心跳内的或直到满足减小的心率标准的时间的预定时间间期内的减小的速率。如果心率减小突然发生,则可以在框310处调整减小的固有心率检测标准,以使得能够在更少的心动周期(例如,少至一个心动周期)中检测到减小的心率。如果减小的速率相对慢,则可以在从延迟电容器充电切换到无延迟地对保持电容器(多个)进行充电之前,通过增加检测到减小的固有心率所要求的期满的电容器充电延迟间期和/或期满的起搏间期的数量,来在框310处调整减小的固有心率检测标准。

控制电路80继续控制治疗递送电路84在每个起搏间期期间无延迟地对保持电容器进行充电,以将保持电容器维持在就绪状态中,直到在框312处检测到增大的固有心率。如上所述,用于检测增大的固有心率的标准可要求具有在滞后间期内发生的感知事件信号的一个或多个心动周期。

当在框312处满足增大的固有心率标准时,控制电路80可以被配置成在框314处确定固有心率增大的速率或增大的斜率。可以在预定时间间期或预定数量的心动周期内确定增大的速率。基于增大的速率,控制电路80可以在框316处调整用于检测增大的固有心率的标准。如果增大的速率快速地发生,则控制电路可以将相对低数量的以滞后间期频率发生或高于滞后间期频率发生的感知事件设置为针对检测到增大的固有心率的要求。替代地或附加地,可以将滞后间期设置为相对较长的间期,高至起搏间期,以促进更早检测到增大的固有心率。通过在心律迅速恢复的患者体内调整增大的固有频率标准,可以通过更早切换回延迟电容器充电来节省电池电荷。

如果增大速率是逐渐发生的,例如随着间歇起搏和感测或随着接近起搏频率的感测达持续的时间间期,则可以将滞后间期调整为相对较短的间期,和/或可以降低感知滞后间期事件的所要求的数量。通过调整增大的固有频率检测标准,可以避免在延迟电容器充电和无延迟充电之间来回切换,并且在心率逐渐增大时可以避免由于延迟电容器充电而引起的任何起搏延迟。

在基于增大的速率调整增大的频率检测标准之后,控制电路80操作以控制治疗递送电路84在感知事件和起搏脉冲之后的起搏间期期间延迟对保持电容器的充电。例如,如图9a所示,通过抑制电容器充电直到起搏间期期满来延迟电容器充电,或者例如,如图9b或图9c所示,通过抑制电容器充电直到电容器充电延迟间期期满来延迟电容器充电。电容器充电被延迟,直到根据经调整的减小的频率检测标准检测到减小的固有心率。应当理解,虽然基于确定固有心率变化的相应减小的速率和增大的速率在图10中指示对减小的频率检测标准和增大的频率检测标准两者的调整,但是控制电路80可以被配置成仅自动地调整减小的固有心率检测标准、仅调整增大的固有心率检测标准、调整这两者、或这两者都不调整。

图11是用于基于心率变化的速率或斜率来控制电容器充电模式的方法的流程图320。在框321处,icd14可由于期满的起搏间期而没有感知固有事件而在持续的起搏运行期间递送起搏脉冲。控制电路80控制治疗递送电路84无延迟地对保持电容器(多个)进行充电。

在框322处,感知到固有事件,从而导致安排的起搏脉冲被抑制。在框323处确定感知事件间期。在框324处,确定在预定时间间期或预定数量的心动周期内的心率的斜率。例如,在框324处,可以使用五到十个最近的感知事件间期来确定心率变化的斜率。如果例如由于增大的患者活动而导致固有心率迅速增大,则电容器充电可被抑制,因为起搏间期期满的可能性现在已大大降低。在框325处,控制电路80将在预定时间间期或预定数量的感知固有事件内的固有心率变化的斜率与阈值斜率进行比较。该阈值斜率是与固有心率的相对快速的上升相对应的正斜率。

如果尚未达到用于在框324处确定斜率所要求的时间间期或所要求数量的感知事件间期,则在框325处,固有心率变化的斜率将小于斜率阈值。在那种情况下,在框326处继续无延迟电容器充电。该过程返回到框322以等待下一感知事件。

如果已经达到所要求的时间间期或所要求数量的感知事件间期以启用框324处的斜率确定,但是在框325处该斜率小于斜率阈值,则控制电路80在框326处继续控制无延迟电容器充电。固有心率可能正在增大,但可能没有足够快地增大或者可能没有单调增大来证明从无延迟充电模式切换到延迟充电模式是合理的。起搏间期期满的可能性仍然很高,足以保证将保持电容器维持在就绪状态中以用于起搏。

如果在框325处,在框324处确定的固有心率变化的斜率等于或大于斜率阈值,则控制电路80在框327处例如通过设置如先前描述的电容器充电延迟间期或在下一起搏间期的全部或一部分期间抑制电容器充电,来将电容器充电模式切换为延迟电容器充电。在框325处应用的斜率阈值可要求固有心率从当前起搏频率增大到例如在一分钟内比起搏频率快每分钟20次心跳,但是可以根据患者需要定义其他斜率阈值。

在切换到延迟电容器充电之后,控制电路80可以在框328处继续监测固有心率变化的斜率。在框329处,可以将斜率与速率下降阈值进行比较。速率下降阈值可应用于在预定时间间期或预定数量(y)的感知事件间期内的固有心率的斜率,以确定固有心率是否正在快速减小(这增大了起搏间期期满的可能性)。例如,速率下降阈值可要求固有心率的斜率在一分钟内每分钟下降30次心跳。该速率下降阈值是与心率相对快速减小相对应的负斜率阈值。该下降阈值以及用于确定与下降阈值相比的斜率的所要求的时间间期或所要求数量的感知事件间期可以与在框324和325处确定并用于检测心率的快速上升的相应的斜率和阈值不同地被定义。

如果固有心率变化的斜率大于下降阈值(例如,固有心率变化的斜率不如下降阈值那么负),则对保持电容器(多个)的延迟充电在框327处继续。心率可能正在增大(正斜率)、稳定(零斜率)或缓慢减小(比下降阈值小的负斜率),使得起搏间期将期满的可能性相对低。如果在框329处斜率小于下降阈值(斜率比下降阈值更负),指示心率快速减小并且起搏间期期满的可能性增大,则控制电路80可以切换为框328处对保持电容器(多个)进行充电而没有延迟。

应当理解,流程图320的过程中的全部或一部分可以与以上结合图6至图9c描述的技术一起结合,使得控制电路80可以在满足其他增大的固有心率检测标准或减小的固有心率检测标准之前响应于心率变化的斜率越过斜率阈值(例如,大于框325处的正的增大斜率阈值和/或小于框329处的负的下降斜率阈值),而切换对电容器充电的控制。当与用于基于其他增大的固有心率检测标准和减小的固有心率检测标准来切换电容器充电模式的技术结合时,控制电路80可以通过如下方式来适当地对固有心率的快速变化和相对较慢的变化两者进行响应:以当起搏间期的期满不太可能时节省能源98的电池能量以及当起搏间期期满相对更可能时将保持电容器维持在就绪状态中的方式来切换电容器充电模式。

图12是根据一个示例的用于基于检测到起搏负担的改变来启用和禁用电容器充电模式切换功能的方法的流程图400。icd14可以根据以上结合图6至图11中的任何一个所描述的技术连续地操作。换句话说,可使得控制电路80能够基于固有心率标准在一天中的任何时间处或独立于其他生理状况而在无延迟充电模式和延迟充电模式之间自动切换。在其他示例中,控制电路80可以仅在默认电容器充电模式(例如,无延迟充电)下操作,具有在无延迟充电与被禁用(被关闭)的延迟充电模式之间切换的功能。响应于起搏负担的实际变化或预测变化,控制电路80可以启用(开启)和禁用(关闭)充电模式切换的功能。

在图12中,icd14最初在框402处以默认电容器充电模式操作。在所示的示例中,默认模式是在每个起搏间期期间无延迟充电,以将电容器电荷维持在就绪状态中,以用于在下一次起搏间期期满时递送起搏脉冲。在此默认充电模式期间,可以禁用或关闭基于预定义的标准检测固有心率的变化以及在电容器充电模式之间进行切换的功能。

在框404处,控制电路80可以监测一个或多个参数,以用于确定是否满足减小的起搏负担标准。可以基于起搏历史、一天中的时间、和/或从传感器90接收到的其他生理信号来确定或预测减小的起搏负担。在一个示例中,当确定一天中的时间为夜间或一天中的患者正常休息、上床或入睡的可编程时间时,满足减小的起搏负担标准。响应于一天中的该时间到达编程的“夜间”时间,控制电路80可以在框406处启用或开启切换电容器充电模式的功能。启用在充电模式之间自动切换的功能并不一定意味着立即发生从一种充电模式切换到另一种充电模式。而是,在开启切换模式功能之后,可以执行用于检测固有心率的变化的监测以控制在两种充电模式之间切换。为了实际上从当前活跃的无延迟充电模式切换到延迟充电模式,需要例如基于在如以上结合图8c和图8d所述的至少一个滞后间期期间的感知固有事件,来满足增大的固有心率标准。

在框406处启用充电模式切换的功能之后,控制电路80可以监测一个或多个参数,以用于在框408处确定是否满足增大的起搏负担标准。如果满足增大的起搏负担标准,则可以在框410处再次关闭或禁用切换功能。响应于在框404处确定一天中的时间是“夜晚”(对应于起搏需求的预期减少)而在框406处启用充电模式切换的说明性示例中,控制电路80可以在框408处响应于一天中的到达早晨的时间或一天中的预期患者醒来或变得活跃的编程时间,而确定满足增大的起搏负担标准。在给定的患者中,预期起搏负担在活跃的白天时段期间比在夜间时段期间更高。在框408处基于一天中的时间和白天时段期间的预期更高的起搏频次,而满足增大的起搏负担标准。应认识到,可以根据患者的个人习惯和日常事务来定制一天中的被检测为满足减小的起搏负担标准的时间以及一天中的被检测为满足增大的起搏负担标准的时间。

在其他示例中,可以在框408处基于实际起搏负担的增大来确定增大的起搏负担标准被满足,该实际起搏负担被确定为在预定时间段期间(例如,在至少一个小时或更多时间内)所递送的起搏脉冲的数量或百分比。响应于在框408处满足增大的起搏负担标准,控制电路80在框410处禁用充电模式切换的功能。控制电路80操作以控制治疗递送电路84根据默认起搏模式对保持电容器(多个)进行充电(该默认起搏模式可以是如框402处所指示的无延迟充电起搏模式),而无需监测固有心率变化并且无需在充电模式之间进行切换。

用于在框404处检减小的起搏负担的其他标准可以包括实际起搏负担降至预定阈值以下。例如,起搏负担可以被确定为在预定时间间期(例如一小时、两小时、四小时、八小时、十二小时、二十四小时、一个星期或其他时间间期)期间,起搏脉冲的数量、所递送的起搏脉冲占所有心脏事件的百分比、或起搏事件与固有感知事件的比率。如果起搏负担降至起搏负担阈值以下,则在框404处满足减小的起搏负担标准。为了说明,如果在过去的二十四小时内,所有事件(感知到的和起搏的)中的少于10%的事件为递送的起搏脉冲,则控制电路80可以在框406处启用充电模式切换,使得延迟电容器充电可在增大的固有心率标准被满足时被执行。

用于在框404处确定满足减小的起搏负担标准的标准的其他示例可以基于从传感器90接收到的传感器信号。例如,如根据活动传感器信号所确定的患者活动的减少或传感器指示的起搏频率的减小或减少的代谢需求的其他指示符(诸如,减少的呼吸分钟量)可以是减小的起搏负担的指示符。类似地,在框408处可以响应于将患者活动的增加或根据患者活动传感器(诸如,加速度计或用于跟踪呼吸分钟量的阻抗传感器)确定的传感器指示的速率的增大检测作为对增加的代谢需求的指示,而满足用于检测增大的起搏负担的标准。

与患者的血液动力学功能相关的其他生理传感器信号可用于在框404处确定满足减小的起搏负担标准和/或在框408处确定满足增大的起搏负担标准。例如,可以确定从压力传感器、氧饱和度传感器、阻抗传感器或其他生理传感器导出的信号或度量,并将其与用于确定对增加的心输出量的需要的阈值进行比较。增大的起搏负担标准可以基于对增加心输出量的需要而被满足。例如,控制电路80可根据传感器信号确定血压、组织或血氧饱和度或与心输出量相关的其他参数,并在框408处将其与阈值进行比较。如果该参数指示心输出量低(例如,在预定阈值以下),使得需要心输出量的增加,则在框408处可以确定增大的起搏负担标准被满足,并且可以在框410处禁用充电模式切换。

可以不同地定义减小的起搏负担标准和增大的起搏负担标准,使得可以使用不同的标准来确定何时启用和禁用切换充电模式的功能,所述不同的标准可以包括不同的参数和/或应用于相应参数的不同的阈值。例如,一天中的时间可用于检测对减小的起搏负担标准的满足,以用于启用电容器充电模式切换,而传感器信号参数(例如,指示增加的代谢需求或对增加的心输出量的需要)可用于在框408处检测增大的起搏负担标准被满足,以用于在框410处禁用充电模式切换。

在框406处启用充电模式切换之后,控制电路80可以根据以上描述的用于检测增大的固有心率并将切换到延迟电容器充电的技术中的任何一种操作。在切换到延迟电容器充电之后,控制电路可以监测减小的固有心率,并且只要尚未由于满足增大的起搏负担标准而禁用切换功能就可切换回到无延迟电容器充电。

进一步设想的是,默认充电模式是延迟充电模式,而不是如图12所示的无延迟充电模式。可以基于实际的或预测的起搏负担变化越过起搏负担阈值来启用和/或禁用电容器充电模式切换功能。接收icd14的患者被预期很少需要起搏。在那种情况下,控制电路80可以控制治疗递送电路84以延迟电容器充电,直到充电延迟间期或起搏间期期满而没有感知固有事件。可发生需要起搏的缓慢固有心率,而无需切换到无延迟充电起搏模式,只要充电模式切换功能保持禁用。控制电路80可基于递送的起搏脉冲的频次、一天中的时间和/或来自传感器90的一个或多个生理信号来监测实际的起搏负担,以用于例如如以上结合框408所描述地确定是否满足增大的起搏负担标准。响应于满足增大的起搏负担标准,控制电路80可以启用电容器充电模式之间的切换。在启用电容器充电模式切换之后,控制电路80监测固有心率变化,并且可以响应于满足减小的固有心率标准而从延迟电容器充电切换至无延迟充电。

在一些示例中,在启用充电模式之间的切换之后,切换功能可以再也不会再次被禁用。例如,在初始植入时,icd14可以根据默认电容器充电模式(无延迟充电或延迟充电)操作,其中在两种模式之间的切换基于患者的预期起搏需要而被禁用。在使用上述标准中的任一个或上述标准的组合检测到起搏负担的变化已经发生或预期发生时,启用电容器充电模式切换。在被启用之后,控制电路80基于根据预定标准使用本文给出的示例中的任一个检测到增大的固有心率和减小的固有心率,来在两种充电模式之间切换。电容器充电模式切换可以保持被启用而不会被控制电路80自动禁用例如达icd14的剩余寿命,或者直到被用户手动重新编程。

图13是根据一个示例的用于基于不同的起搏治疗来控制由icd14进行的电容器充电的方法的流程图450。控制电路80可以响应于感知事件信号或所递送的电刺激脉冲或对起搏治疗的需要的其他确定,而在框452处开始起搏间期。在一些情况下,递送的刺激脉冲可以是cv/df电击脉冲,在这种情况下,起搏间期可以是电击后起搏间期,以用于防止电击后心搏停止。如果如在框454处确定的起搏间期是电击后起搏间期,则控制电路80可以被配置成预料到对无延迟起搏的潜在关键需求而在框460处禁用延迟电容器充电。控制电路80可以被配置成控制治疗递送电路84通过如下方式来递送电击后起搏:在每个电击后起搏间期期间(例如,在每个起搏间期的开始处开始并且在一些实例中根据需要在整个起搏间期中)将选定的lv或hv保持电容器(多个)充电至起搏电压振幅,以将保持电容器电荷维持在编程的起搏电压振幅处。

在其他情况下,可以响应于在快速性心律失常检测的时间处的感知事件信号来开始在框452处开始的起搏间期。在这种情况下,起搏间期可以是被设置为控制一系列atp脉冲的递送的atp间期。如果起搏间期是atp起搏间期,则控制电路80可以被配置成在框460处禁用对保持电容器的延迟充电。在每个atp起搏间期期间无延迟地执行电容器充电,以促进atp起搏脉冲的准确计时和成功的快速性心律失常终止。

在其他时间处,在框452处开始的起搏间期可以是响应于递送的心动过缓起搏脉冲或r波感知事件信号而开始的心动过缓起搏间期,例如,vvi起搏间期。如果起搏间期被开始为心动过缓起搏间期(框454的“否”分支)并且促发(precipitating)事件是被控制电路80检测为心室早搏(pvc)的感知事件信号,则控制电路80在框460处禁用延迟电容器充电达一个周期。可以根据需要响应于被标识为pvc的感知事件开始的起搏间期期间无延迟地执行电容器充电,以将电容器电荷加满至起搏电压振幅。以这种方式,治疗递送电路84准备就绪,以预料到pvc之后的长的补偿性停顿而递送起搏脉冲。控制电路80可被配置成基于自最近的在前心室事件(起搏的或感知到的)的感知事件间期(rr间期)和/或在以感知r波结束的rr间期期间在感知r波之前是否感知到心房p波,来将感知r波检测为pvc。例如,在框406处,可以将以小于pvc检测阈值间期的rri接收到的r波感知事件信号检测为pvc。

在其他示例中,可以出于控制电容器充电状态的变化的目的,而忽略pvc。例如,可以在检测增大的固有心率时,忽略被确定以被标识为pvc的感知事件信号结束的短的感知事件间期。可以在检测减小的固有心率时,忽略被标识为pvc的感知事件信号之后的长的感知事件间期(补偿性暂停)。以这种方式,pvc或一系列pvc将不会通过导致电容器充电模式切换而改变电容器充电状态。如果控制电路80当前正在操作以无延迟地对用于生成起搏脉冲的保持电容器(多个)进行充电,则出于检测固有心率的变化的目的,而忽略紧接在pvc之前和之后的感知事件间期。不会对无延迟电容器充电进行改变。同样,如果控制电路80当前以延迟充电模式操作,则出于检测固有心率的变化的目的,而忽略紧接在被标识为pvc的感知事件之前的感知事件间期和紧接在pvc之后的感知事件间期。

如果在框452处开始的起搏间期不是atp起搏间期或电击后起搏间期,并且没有响应于被检测为pvc的感知事件信号而开始(框456的“否”分支),则控制电路80可以在框458处根据当前电容器充电控制模式进行操作。如果控制电路80正在操作以延迟电容器充电直到电容器充电延迟间期期满或直到起搏间期期满,则根据延迟充电模式在框452处开始的起搏间期期间抑制电容器充电。如结合图9a-9c所描述的,电容器充电被延迟直到起搏间期或电容器充电延迟间期期满。如果控制电路80最近已经检测到减小的固有心率并且正在操作以进行无延迟充电,则可以例如在框452处开始的起搏间期的开始处和/或按照需要在整个的在框452处开始的起搏间期期间无延迟地执行电容器充电,以将保持电容器维持在用于起搏脉冲递送的就绪状态中。

控制电路80可以被配置成仅在选定的起搏治疗期间(例如,在vvi起搏期间)启用延迟电容器充电,使得在起搏脉冲计时可能是关键的其他起搏治疗(例如,电击后起搏和atp)期间不会延迟起搏脉冲递送。取决于实现本文公开的技术的icd14或其他imd能够执行的电刺激治疗的类型,控制电路80可以被配置成针对一种或多种治疗禁用延迟电容器充电并且针对一种或多种治疗启用延迟电容器充电。

图14是imd系统500的图,imd系统500可以被配置成根据另一示例控制延迟电容器充电以用于起搏治疗递送。imd系统500可以包括icd514和心内起搏器550。icd514被示为被耦合到分别与心脏508的右心房(ra)502和右心室(rv)504连通的经静脉引线510和520。icd514被示为双腔起搏器和心脏复律器/除颤器,其被配置成在ra502和rv504中感测心脏信号并递送电刺激脉冲。icd514包括壳体515,壳体515封围电子电路系统,例如,感测电路、治疗递送电路、控制电路、存储器、遥测电路、其他可选传感器、以及如上面结合图3总体描述的电源。icd514在图14中被示为被植入在右胸位置中,然而,应认识到,icd514可被植入其他位置中,例如在左胸位置中,特别是当icd514包括使用壳体515作为有源电极的心脏复律和除颤能力时。

icd514具有连接器组件517,以用于接收ra引线510和rv引线520的近侧连接器。ra引线510可以携载远侧尖端电极512和环形电极514,以用于感测心房信号(例如伴随心房去极化的p波),并且递送ra起搏脉冲。rv引线520可以携载起搏和感测电极522和524,以用于感测心室信号(例如伴随rv去极化的r波),并且用于递送rv起搏脉冲。rv引线520还可携载rv除颤电极526和上腔静脉(svc)除颤电极528。除颤电极526和528被示为与远侧起搏和感测电极522和524在近侧间隔开的线圈电极,并且可用于递送高电压cv/df电击脉冲。

icd514可以配置成在ra502和rv504中提供双腔起搏。在一些示例中,imd系统500可以包括位于左心室506中的心内起搏器550,以用于感测左心室信号(例如伴随左心室去极化的r波),并且用于向左心室506递送起搏脉冲。imd系统500可以被配置成递送多腔起搏治疗,诸如心脏再同步治疗(crt)。心内起搏器550可被配置成递送左心室起搏脉冲,以使左心室收缩与ra和rv收缩同步,以促进正常的房室间期和协调的心室收缩。icd514可以被配置成根据需要递送ra起搏脉冲和rv起搏脉冲,以防止心率下降到编程的较低起搏频率以下。在一些患者中,偶发性房性心动过缓或av传导阻滞可导致固有频率变慢,从而要求对ra502和/或rv504进行起搏。然而,在crt期间,心内起搏器550进行的左心室起搏可在逐个心跳的基础上发生,无论ra502和rv504是被起搏还是被感知,以用于促进最佳的心脏腔室同步。

心内起搏器500可包括基于壳体的电极552和554,以用于左心室506中感测心脏信号并递送左心室起搏脉冲。起搏器500可包括感测电路和治疗递送电路,该治疗递送电路包括低电压治疗电路中的至少一个起搏通道,该低电压治疗电路包括例如如结合图5总体上所述的低电压充电电路、保持电容器和输出电容器,以用于生成起搏脉冲并将该起搏脉冲递送给左心室。在一些示例中,心内起搏器550包括控制电路,该控制电路被配置成执行在本文结合用于控制保持电容器充电的所附流程图所公开的方法。例如,如上所述,心内起搏器550的控制电路可以分别在检测到增大的固有心率之后的延迟保持电容器充电与在检测到减小的固有心率之后的起搏间期期间无延迟充电之间进行切换。一些患者可能需要持续的或延长的左心室起搏发作,以便促进心脏腔室同步。在这种情况下,心内起搏器550可被配置成在每个起搏间期期间无延迟地执行电容器充电。

例如,患者512可以依靠心内起搏器550的lv起搏来促进心脏腔室同步,但是可能很少需要ra起搏和rv起搏。在这种情况下,icd514可以配置成在icd514的ra和rv起搏通道中的一个或两个中,在延迟电容器充电和无延迟充电模式之间切换,以节省电池电荷。例如,当ra中的感知事件(p波)和/或rv中的感知事件(r波)满足增大的固有频率标准时,可以根据延迟充电模式对与ra起搏通道和rv起搏通道相对应的保持电容器进行充电。

icd514可以包括低电压治疗电路的至少两个起搏通道(例如,如图5所示的低电压治疗模块85的通道342、344和346中的任何两个),以用于向ra502和rv504提供起搏。例如,ra电极516和518可以被耦合到低电压治疗电路85的起搏通道346,以用于递送ra起搏脉冲。rv电极522和524可以被耦合到低电压治疗电路85的起搏通道344,以用于递送rv起搏脉冲。icd514的控制电路可以被配置成基于在相应心脏腔室中满足增大的固有频率标准,来在ra起搏通道和rv起搏通道中的一个或两者中延迟电容器充电。

例如,参考图5的低电压治疗电路85,可以响应于基于由icd514的检测电路感知到p波的频率检测到增大的固有心房率,而延迟对低电压保持电容器358的充电。可以在每个感知p波之后设置滞后间期,以用于响应于其中在滞后间期期间发生感知p波的阈值数量的心动周期而检测到增大的固有心房率。icd514可响应于基于一个或多个期满的心房起搏间期检测到减小的固有心房率,而将对用作心房起搏通道的起搏通道346的保持电容器358的充电切换到无延迟充电模式。

icd514的控制电路可以在每个心房起搏脉冲和在ra502中感知到的p波之后设置av起搏间期,以用于控制由起搏通道344(其用作耦合到电极522和524的rv起搏通道)递送给rv504的起搏脉冲的计时。附加地或替代地,icd514的控制电路可以在每个rv起搏脉冲和在rv504中感知到的每个r波之后设置vv起搏间期,以用于控制对由起搏通道344递送的rv起搏脉冲的计时。icd514的控制电路可以响应于基于阈值数量的具有在滞后间期期间在rv504中感知到的r波的心动周期检测到增大的固有心室率,而延迟对低电压保持电容器356的充电,直到电容器充电延迟间期之后或期满的av或vv起搏间期的期满之后icd514的控制电路可以响应于阈值数量的起搏间期和/或充电延迟间期的期满而切换到无延迟充电。在一些示例中,在检测到增大的固有频率之后使用延迟充电来控制电容器充电仅用于控制aa或vv起搏间期期间的充电。延迟电容器充电可能不用于控制与av起搏间期相关联的电容器充电,因为av起搏间期相对短于aa和vv起搏间期,并且由于延迟电容器充电而引起的按照长的av间期递送的心室起搏脉冲可能是不期望的。

在其他示例中,包含本文公开的技术的起搏器或icd可以是耦合至单个经静脉引线的单腔起搏器或icd,或耦合至三个经静脉引线的多腔起搏器或icd,该三个经静脉引线包括分别用于在ra502、rv504和lv506中进行感测和刺激的ra引线、rv引线和冠状窦引线。在执行本文公开的技术的imd系统的其他示例中,心内起搏器550可被包括在具有图1a所示的icd14和心血管外引线16的植入式系统中。可以将心内起搏器550放置在任何心房或心室腔室中,并使用上述方法来控制电容器充电,以用于响应于满足增大的固有心率标准而延迟电容器充电。

图15是根据又另一示例的用于控制保持电容器充电的方法的流程图600。在延迟电容器充电模式期间控制电路80可以在框602处控制治疗递送电路84,以响应于起搏间期期满而对用于起搏脉冲递送的保持电容器(多个)进行充电。通过延迟充电直到起搏间期期满之后,电容器充电可被抑制达起搏间期。

如果在框604处例如使用上述减小的固有心率标准(诸如,阈值数量的期满的起搏间期、或心率变化的斜率小于下降阈值(心率变化的斜率比下降阈值更负))中的任一个满足减小的固有心率标准,则在框606处,控制电路80可切换为在起搏间期期间但在电容器充电延迟间期的期满之后对保持电容器(多个)进行充电。以这种方式,仅当固有心率慢于与电容器充电延迟间期相对应的频率时执行充电。在电容器充电延迟间期期间的感知事件导致起搏脉冲抑制并且充电被抑制。如框608处所确定的,当满足增大的固有心率检测标准时,控制电路80在框602处切换回到延迟充电,并抑制电容器充电直至起搏间期期满。当心率慢于起搏频率时,发生充电。

仅当固有频率小于与电容器充电延迟间期相对应的频率时充电的该方法可以在具有相对低的起搏夺获阈值的imd和电极系统中使用。例如,具有基于壳体的电极的与心内膜紧密接近或紧密接触的心内起搏器550或具有经静脉引线(该经静脉引线具有心内膜电极)的icd514被预期具有相对低的起搏夺获阈值。将保持电容器充电至编程的起搏电压振幅所需的时间可相对短,使得即使起搏间期期满的可能性基于满足减小的固有频率标准而增大,充电也可发生在充电延迟间期之后。当起搏间期期满的可能性相对较低时,基于满足增大的固有心率标准,充电可发生在起搏间期期满之后,而不会导致临床上对起搏脉冲递送的显著延迟。在该示例中,电容器充电延迟间期之后的充电可以被认为是“无延迟充电模式”,因为在起搏间期期间仍然执行充电。起搏间期期满之后的充电可以被认为是“延迟充电模式”,因为充电被抑制并且被延迟,直到起搏间期期满。

可在非瞬态计算机可读介质中实现结合本文中呈现的流程图所描述的方法,该非瞬态计算机可读介质包括用于使可编程的处理器执行所描述的方法的指令。非瞬态计算机可读介质包括但不限于任何易失性或非易失性介质,诸如,ram、rom、cd-rom、nvram、eeprom、闪存或其它计算机可读介质,其中唯一例外是瞬态传播信号。该指令可以由处理电路系统硬件实现为对一个或多个软件模块的执行,该一个或多个软件模块可由其自身执行或者与其他软件组合地执行。

可在一个或多个处理器内实现该技术的各个方面,该处理器包括一个或多个微处理器、dsp、asic、fpga、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路系统、以及实现在编程器(诸如,医生或患者编程器、电刺激器、或其他设备)中的这种部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统或任何其他等效电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种。

在一个或多个示例中,可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现本公开中所描述的功能。如果以软件实现,则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括形成有形的非瞬态介质的计算机可读存储介质。可由诸如一个或多个dsp、asic、fpga、通用微处理器、或其他等效的集成或分立逻辑电路之类的一个或多个处理器执行指令。因此,如本文中所使用的术语“处理器”可指代前述结构或适合于实现本文中所描述的技术的任何其他结构中的任何结构中的一个或多个。

此外,在一些方面中,可在专用硬件和/或软件模块内提供本文描述的功能。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面,且并不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是,与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件部件来执行,或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。而且,可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。可在各种广泛设备或装置中实现本公开的技术,该各种广泛设备或装置包括imd、外部编程器、imd和外部编程器的组合、驻留在imd内和/或外部编程器中的集成电路(ic)或一组ic和/或分立电路系统。

因此,已在前述的描述中参考具体实施例呈现了用于控制用于起搏治疗递送的保持电容器充电的imd系统和方法。在其他示例中,本文所描述的各种方法可以包括以与本文所示和所描述的说明性示例不同的顺序或不同的组合执行的步骤。应当理解的是,可以对参考实施例做出各种修改,而不脱离本公开和所附权利要求书的范围。

示例1一种植入式医疗设备系统,其包括治疗递送电路,所述治疗递送电路包括保持电容器和被配置成将保持电容器充电至起搏电压振幅的充电电路;感测电路,所述感测电路被配置成从患者的心脏接收心脏电信号;以及控制电路,所述控制电路被耦合至感测电路与治疗递送电路,并被配置成:控制治疗递送电路递送起搏脉冲;响应于递送的起搏脉冲开始与起搏频率相对应的第一起搏间期;控制治疗递送电路,以在第一起搏间期期间根据第一充电模式对保持电容器进行充电;根据心脏电信号检测增大的固有心率,该增大的固有心率是比起搏频率快的至少阈值频率;响应于检测到增大的固有心率,而从第一充电模式切换到第二充电模式;当以第二充电模式操作时,响应于从心脏电信号中感知到的第一固有心脏事件,而开始第二起搏间期;并控制治疗递送电路,以根据第二充电模式抑制对保持电容器的充电达第二起搏间期的至少一部分。

示例2示例1中的系统,其中控制电路被进一步配置成:通过从心脏电信号中检测处于大于起搏频率的滞后频率的至少一个感知心脏事件来检测增大的固有心率。

示例3示例1-2中任一项的系统,其中,当以第二充电模式操作时,控制电路被进一步配置成:响应于第一感知固有心脏事件而开始电容器充电延迟间期;抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期的期满;并控制治疗递送电路,以响应于电容器充电延迟间期的期满而对保持电容器进行充电。

示例4示例3的系统,其中,在当以第二充电模式操作时,控制电路被进一步配置成:响应于在第二起搏间期期间并且在电容器充电延迟间期期满之后的第二感知固有心脏事件,而终止电容器充电。

示例5示例3-4中任一项的系统,其中,当以第二充电模式操作时,控制电路被进一步配置成:在电容器充电延迟间期期间检测第二固有心脏事件;并且响应于在电容器充电延迟间期期间检测到第二固有心脏事件,而重新开始电容器充电延迟间期而不对保持电容器进行充电。

示例6示例3至6中任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:确定电容器充电时间;并且基于第二起搏间期与电容器充电时间之间的差来设置电容器充电延迟间期。

示例7示例1-6中任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:响应于由感测电路从心脏电信号感知到的预定数量的连续固有心脏事件,而检测到增大的固有心率;当以第二充电模式操作时,响应于检测到增大的固有心率而开始电容器充电延迟间期;并抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期的期满。

示例8示例1至7中的任一项的系统,其中,控制电路被配置成:开始滞后间期;响应于在滞后间期期间检测到第一固有心脏事件,而检测到增大的固有心率;当以第二充电模式操作时,响应于检测到增大的固有心率而开始电容器充电延迟间期;并且抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期的期满。

示例9示例1至8中的任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:当以第二充电模式操作时检测减小的固有心率;并且控制治疗递送电路,以响应于检测到减小的固有心率而禁用对由治疗递送电路进行的电容器充电的抑制。

示例10示例9的系统,其中,控制电路被进一步配置成:响应于第一固有心脏事件,通过设置电容器充电延迟间期来抑制对保持电容器的充电,所述电容器充电延迟间期小于第二起搏间期;并且在预定数量的电容器充电延迟间期期间没有从心脏电信号中感测到心脏事件的情况下,响应于预定数量的电容器充电延迟间期期满而检测到减小的固有心率。

示例11示例9-10中任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:响应于满足减小的固有心率标准而检测到减小的固有心率;确定减小的固有心率的减小的速率;并基于减小的速率来调整减小的固有心率标准。

示例12示例1-11中的任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:设置与第一起搏治疗相对应的第一起搏间期;以及设置与不同于第一起搏治疗的第二起搏治疗相对应的第三起搏间期;响应于设置第三起搏间期而禁用对保持电容器的充电的抑制。

示例13示例1-12中的任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:检测室性早搏;并且响应于检测到室性早搏而禁用对保持电容器的充电的抑制。

示例14示例1-13中的任一项的系统,其中,控制电路被配置成:根据心脏电信号检测室性早搏;其中检测增大的固有心率包括忽略室性早搏。

示例15示例1-14中任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:响应于满足增大的固有心率标准而检测到增大的固有心率;确定增大的固有心率增大的速率;并基于增大的速率来调整增大的固有心率标准。

示例16示例1-15中任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:控制治疗递送电路,以在第一充电模式和第二充电模式之间的切换被禁用的情况下仅根据第一充电模式或第二充电模式中的一个对保持电容器进行充电;确定预定时间间期内的实际起搏负担;将实际起搏负担与起搏负担阈值进行比较;并响应于实际起搏负担越过起搏负担阈值,而启用在第一充电模式和第二充电模式之间的切换。

示例17示例1-16中的任一项的系统,进一步包括传感器,该传感器被配置成产生与患者状况相关的信号,其中,该控制电路被进一步配置成:监测传感器信号;基于传感器信号检测预期起搏负担的变化;并且响应于检测到预期起搏负担的变化,而启用在第一充电模式和第二充电模式之间的切换。

示例18示例1-17中的任一项的系统,进一步包括传感器,该传感器被配置成产生与患者状况相关的信号,其中,该控制电路被进一步配置成:监测传感器信号;基于传感器信号检测起搏负担的预期增大;并且响应于检测到起搏负担的预期增大,而从第二充电模式切换到第一充电模式。

示例19示例1-18中的任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:确定由感测电路从心脏电信号中感知到固有心脏事件的频率变化的斜率;并且将该斜率和斜率阈值进行比较;并响应于该斜率越过斜率阈值,而在第一充电模式和第二充电模式之间切换。

示例20示例1-19中的任一项的系统,其中,控制电路被进一步配置成:基于一天中的时间来启用在第一充电模式和第二充电模式之间的切换。

示例21示例1-20中任一项的系统,其中,治疗递送电路包括高电压治疗电路,该高电压治疗电路包括可充电至心脏复律/除颤电击电压振幅的至少一个高电压保持电容器;并且其中,控制电路被配置成控制治疗递送电路将高电压保持电容器充电至起搏电压振幅以用于递送起搏脉冲,并且响应于检测到增大的固有心率而抑制对高电压保持电容器的充电。

示例22示例1-21中任一项的系统,其中,治疗递送电路包括低电压治疗电路,该低电压治疗电路包括多个低电压保持电容器;其中,控制电路被配置成控制治疗递送电路将多个低电压保持电容器中的至少两个低电压保持电容器充电至起搏电压振幅以用于递送起搏脉冲,并且响应于检测到增大的固有心率而抑制对至少两个低电压保持电容器的充电。

示例23示例1–22中任一项的系统,其中,控制电路被配置成:控制治疗递送电路,以根据第二充电模式通过在第二起搏间期的开始处抑制将保持电容器的电荷与起搏电压振幅进行比较来抑制对保持电容器的充电;检测减小的固有心率;响应于检测到减小的固有心率,而从第二充电模式切换回到第一充电模式;响应于从心脏电信号中感知到的第二固有心脏事件,而开始第三起搏间期;并且控制治疗递送电路,以根据第一充电模式在第三起搏间期期间通过以下操作来对保持电容器进行充电:在第三起搏间期的开始处将保持电容器的电荷与起搏电压振幅进行比较,并响应于保持电容器电压小于起搏电压振幅而对保持电容器进行充电。

示例24示例1–23中任一项的系统,其中,控制电路被配置成:开始电容器充电延迟间期;控制治疗递送电路,以根据第二充电模式通过抑制将保持电容器的电荷与起搏电压振幅进行比较来抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期期满;检测减小的固有心率;响应于检测到减小的固有心率,而从第二充电模式切换回第一充电模式;响应于从心脏电信号感知到的第二固有心脏事件,而开始第三起搏间期;并且控制治疗递送电路,以根据第一充电模式在第三起搏间期期间通过在整个第三起搏间期中将保持电容器的电荷与起搏电压振幅进行比较并响应于保持电容器电压小于起搏电压振幅而对保持电容器进行充电,来对保持电容器进行充电。

示例25示例1-24中的任一项的系统,其中,控制电路被配置成:在第一起搏间期期间在充电延迟间期之后对所述保持电容器进行充电;并响应于检测到增大的固有心率而抑制对电容器的充电,直到第二起搏间期期满。

示例26一种方法,包括:递送起搏脉冲;响应于递送的起搏脉冲而开始与起搏频率相对应的第一起搏间期;在第一起搏间期期间根据第一起搏模式对保持电容器进行充电;根据感知心脏电信号检测增大的固有心率,该增大的固有心率是比起搏频率快的至少阈值频率;响应于检测到增大的固有心率而从第一充电模式切换到第二充电模式;响应于从心脏电信号中感知到的第一固有心脏事件而开始第二起搏间期;并且根据第二充电模式抑制对保持电容器的充电达第二起搏间期的至少一部分。

示例27示例26的方法,其中检测增大的固有心率包括从心脏电信号中检测处于大于起搏频率的滞后频率的至少一个感知心脏事件。

示例28示例26-27中任一项的方法,进一步包括:响应于第一感知固有心脏事件而开始电容器充电延迟间期;抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期的期满;以及响应于电容器充电延迟间期的期满而对保持电容器进行充电。

示例29示例28的方法,进一步包括:响应于在第二起搏间期期间并且在电容器充电延迟间期期满之后的第二感知固有心脏事件而终止电容器充电。

示例30示例29的方法,进一步包括:在电容器充电延迟间期期间检测第二固有心脏事件;并且响应于在电容器充电延迟间期期间检测到第二固有心脏事件,而重新开始电容器充电延迟间期而不会对保持电容器进行充电。

示例31示例29-30中任一项的方法,进一步包括:确定电容器充电时间;以及基于第二起搏间期与电容器充电时间之间的差来设置电容器充电延迟间期。

示例32示例26-31中任一项的方法,进一步包括:响应于由感测电路从心脏电信号中感知到预定数量的连续固有心脏事件而检测到增大的固有心率;响应于检测到增大的固有心率而开始电容器充电延迟间期;以及抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期的期满。

示例33示例26-32中任一项的方法,进一步包括:开始滞后间期;响应于在滞后间期期间检测到第一固有心脏事件而检测到增大的固有心率;响应于检测到增大的固有心率而开始电容器充电延迟间期;以及抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期的期满。

示例34示例26-33中任一项的方法,进一步包括:检测减小的固有心率;响应于检测到减小的固有心率而禁用对电容器充电的抑制。

示例35示例34的方法,进一步包括:响应于第一固有心脏事件而通过设置电容器充电延迟间期来抑制对保持电容器的充电,该电容器充电延迟间期小于第二起搏间期;以及响应于在预定数量的电容器充电延迟间期期间没有从心脏电信号中感测到心脏事件的情况下预定数量的电容器充电延迟间期期满,而检测到减小的固有心率。

示例36示例34-35中任一项的方法,其中:检测到减小的固有心率包括响应于满足减小的固有心率标准而检测到减小的固有心率;确定减小的固有心率减小的速率;以及基于减小的速率来调整减小的固有心率标准。

示例37示例26-36中任一项的方法,进一步包括:设置与第一起搏治疗相对应的第一起搏间期;设置与不同于第一起搏治疗的第二起搏治疗相对应的第三起搏间期;响应于设置第三起搏间期而禁用对保持电容器的充电的抑制。

示例38示例26-37中任一项的方法,进一步包括:检测室性早搏;以及响应于检测到室性早搏而禁用对保持电容器的充电的抑制。

示例39示例26-38中任一项的方法,进一步包括:从心脏电信号中检测室性早搏;其中检测增大的固有心率包括忽略室性早搏。

示例40示例26-39中任一项的方法,进一步包括:响应于满足增大的固有心率标准而检测到增大的固有心率;确定增大的固有心率增大的速率;以及基于增大的速率来调整增大的固有心率标准。

示例41示例26-40中任一项的方法,进一步包括:在第一充电模式和第二充电模式之间的切换被禁用的情况下仅根据第一充电模式或第二充电模式中的一个来控制保持电容器充电;确定预定时间间期内的实际起搏负担;将实际起搏负担与起搏负担阈值进行比较;以及响应于实际起搏负担越过起搏负担阈值而启用第一充电模式和第二充电模式之间的切换。

示例42示例26-41中任一项的方法,进一步包括:监测与患者状况相关的传感器信号;基于传感器信号来检测预期起搏负担的变化;以及响应于检测到预期起搏负担的变化,而启用第一充电模式和第二充电模式之间的切换。

示例43示例26-42中任一项的方法,进一步包括:传感器被配置成产生与患者状况相关的信号;监测与患者状况相关的传感器信号;基于传感器信号来检测起搏负担的预期增大;以及响应于检测到起搏负担的预期增大而从第二充电模式切换到第一充电模式。

示例44示例26-43中任一项的方法,进一步包括:确定从心脏电信号中感知到的固有心脏事件的频率变化的斜率;将该斜率与斜率阈值进行比较;以及响应于该斜率越过斜率阈值而在第一充电模式与第二充电模式之间进行切换。

示例45示例26–44中任一项的方法,其中,控制电路被进一步配置成:基于一天中的时间来启用在第一充电模式与第二充电模式之间的切换。

示例46示例26–45中任一项的方法,其中,对保持电容器进行充电包括将可充电至心脏复律/除颤电击电压振幅的高电压保持电容器充电至起搏电压振幅以用于递送起搏脉冲;并且抑制充电包括响应于检测到增大的固有心率而抑制对高电压保持电容器的充电。

示例47示例26–46中任一项的方法,其中,对保持电容器进行充电包括将至少两个低电压保持电容器充电至起搏电压振幅以用于递送起搏脉冲;并且抑制充电包括响应于检测到增大的固有心率而抑制对至少两个低电压保持电容器的充电。

示例48示例26–47中任一项的方法,进一步包括:根据第二充电模式通过在第二起搏间期的开始处抑制保持电容器的电荷与起搏电压振幅的比较,来抑制对保持电容器的充电;检测减小的固有心率;响应于检测到减小的固有心率而从第二充电模式切换回到第一充电模式;响应于从心脏电信号中感知到的第二固有心脏事件而开始第三起搏间期;以及根据第一充电模式在第三起搏间期期间通过以下操作来对保持电容器进行充电:在第三起搏间期的开始处将保持电容器的电荷与起搏电压振幅进行比较,并且响应于保持电容器电压小于起搏电压振幅而对保持电容器进行充电。

示例49示例26-48中任一项的方法,进一步包括:开始电容器充电延迟间期;根据第二充电模式通过抑制对保持电容器的电荷与起搏电压振幅的比较来抑制对保持电容器的充电,直到电容器充电延迟间期期满;检测减小的固有心率;响应于检测到减小的固有心率而从第二充电模式切换回第一充电模式;响应于从心脏电信号中感知到的第二固有心脏事件而开始第三起搏间期;以及根据第一充电模式在第三起搏间期期间通过以下操作来对保持电容器进行充电:在整个第三起搏间期将保持电容器的电荷与起搏电压振幅进行比较,并且响应于保持电容器电压小于起搏电压振幅而对保持电容器进行充电。

示例50示例26-49中任一项的方法,进一步包括:在第一起搏间期期间在充电延迟间期之后对保持电容器进行充电;以及响应于检测到增大的固有心率而抑制对电容器的充电,直到第二起搏间期期满。

示例51一种非瞬态计算机可读存储介质,其包括一组指令,所述一组指令在由植入式医疗设备的控制电路执行时致使所述设备:通过治疗递送电路递送起搏脉冲,所述治疗递送电路包括保持电容器和被配置成将保持电容器充电到起搏电压振幅的充电电路;响应于递送的起搏脉冲而开始与起搏频率相对应的第一起搏间期;控制治疗递送电路,以在第一起搏间期期间根据第一充电模式对保持电容器进行充电;根据由感测电路接收到的心脏电信号检测增大的固有心率,该增大的固有心率是比起搏频率快的至少阈值频率;响应于检测到增大的固有心率而从第一充电模式切换到第二充电模式;响应于从心脏电信号中感知到的第一固有心脏事件而开始第二起搏间期;并且控制治疗递送电路,以根据第二充电模式抑制对保持电容器的充电达第二起搏间期的至少一部分。

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