本公開一般地涉及起搏器，更具體地，涉及用于協調使用患者內的多個植入裝置對異常心臟活動的檢測和/或治療的系統(tǒng)和方法。

背景技術：

起搏儀器可以用于治療患有可能導致心臟將足夠量的血液遞送給患者的身體的能力降低的各種心臟病的患者。在一些情況下，這些心臟病可能導致快速的、不規(guī)律的和/或低效的心臟收縮。為了幫助緩解這些病況中的一些，各種裝置(例如，起搏器、除纖顫器等)可以被植入在患者的身體里。這樣的裝置常用于監(jiān)視心臟活動并且提供對心臟的電刺激以幫助心臟以更正常的、高效的和/或安全的方式進行操作。

技術實現要素：

本公開一般地涉及用于協調使用患者內的多個植入裝置對異常心臟活動的檢測和/或治療的系統(tǒng)和方法。在一些情況下，這些裝置可以被植入在心臟的分開的室內，并且可以在各種裝置之間傳送信息以用于改進心律異常的檢測和治療。設想多個植入裝置根據需要可以包括例如具有引線的起搏器、無引線起搏器、除顫器、傳感器、神經刺激器、和/或任何其他合適的可植入裝置。

以上總結并非意圖描述本公開的每個實施例或每一個實現。通過參照以下結合附圖進行的描述和權利要求，優(yōu)點和成就連同本公開的更完整的理解將變得清楚和被領會。

附圖說明

考慮以下結合附圖對各種說明性實施例的描述，本公開可以被更完整地理解，在附圖中：

圖1例示說明根據本公開的各種例子的可以使用的示例性醫(yī)療裝置的框圖；

圖2例示說明根據本公開的一個例子的具有電極的示例性無引線心臟起搏器(LCP)；

圖3是根據本公開的又一個例子的包括相互通信的多個無引線心臟起搏器(LCP)和/或其他裝置的示例性醫(yī)療系統(tǒng)的示意圖；

圖4是根據本公開的另一個例子的包括LCP和另一個醫(yī)療裝置的系統(tǒng)的示意圖；

圖5是例如說明根據本公開的另一個例子的多無引線心臟起搏器(LCP)系統(tǒng)的示意圖；

圖6是例示說明根據本公開的又一個例子的多無引線心臟起搏器(LCP)系統(tǒng)的示意圖；

圖7是示出根據本公開的多室療法的說明性方法的感測的心臟事件和起搏的心臟事件的圖形化描繪；

圖8是示出根據本公開的多室療法的另一種說明性方法的心臟事件的圖形化描繪；

圖9是示出根據本公開的多室療法的另一種說明性方法的心臟事件的圖形化描繪；

圖10是示出根據本公開的多室療法的另一種說明性方法的心臟事件的圖形化描繪；

圖11是示出根據本公開的多室療法的另一種說明性方法的心臟事件的圖形化描繪；

圖12是醫(yī)療裝置系統(tǒng)(諸如關于圖3-6描述的那些醫(yī)療裝置系統(tǒng))可以實現的說明性方法的流程圖；以及

圖13是醫(yī)療裝置系統(tǒng)(諸如關于圖3-6描述的那些醫(yī)療裝置系統(tǒng))可以實現的另一種說明性方法的流程圖。

雖然本公開可以有各種修改和替代形式，但是其細節(jié)已經在附圖中被以舉例的方式示出，并且將被詳細描述。然而，應理解，本發(fā)明并不使本公開的各方面限于所描述的特定的說明性實施例。相反，本發(fā)明涵蓋落在本公開的精神和范圍內的所有修改、等同和替代。

具體實施方式

以下描述應參照附圖閱讀，在附圖中，不同附圖中的類似元件被相同地編號。描述和不一定按比例繪制的附圖描繪說明性實施例，而非意圖限制本公開的范圍。

正常的健康的心臟通過協調心房和心室的收縮來進行操作。例如，心臟的心房通常首先收縮，從而迫使血液進入對應的心室中。只有在血液已經被泵送到心室之后才使心室收縮，迫使血液進入動脈中以及整個身體里。各種病況可能使這樣的協調的收縮在患者里變得不同步?？缧呐K的各室的同步收縮可以幫助提高心臟的泵送能力。在一些情況下，心房可能開始跳得太快，有時纖維性顫動。在這些時間段期間，可能可取的是使心室與心房不同步并且使心室獨立于心房起搏。

為了幫助經歷恒定的或間歇的不同步收縮的患者，各種醫(yī)療裝置可以被用于感測不協調的收縮何時發(fā)生并且將電起搏治療遞送給心臟的各室以便協調收縮。例如，醫(yī)療裝置系統(tǒng)可以被用于感測產生的或傳導的指示室收縮的心臟電信號。在一些情況下，這樣的醫(yī)療裝置系統(tǒng)可以被用于檢測心臟的不同室中的這樣的信號以便區(qū)分例如心房收縮和心室收縮。在一些情況下，這樣的系統(tǒng)可以遞送電刺激(例如，起搏脈沖)來幫助各室以更同步的方式收縮。

在一些情況下，心室可以在跟蹤模式下在檢測到心房收縮之后的預定時間被起搏。然而，當異常心房收縮(諸如，太慢或太快的心房收縮速率)被檢測到時，系統(tǒng)可以切換到在非跟蹤模式下使心室起搏。如果心室繼續(xù)在跟蹤模式下被起搏，則心室的收縮速率可能變得危險地高或危險地低。

多裝置系統(tǒng)可能引入實現多室療法的獨特的挑戰(zhàn)。在多裝置系統(tǒng)中，兩個單獨的裝置可以負責感測不同室中的心臟事件并且將電刺激遞送給不同的室。在一些情況下，這些裝置均可以能夠檢測心臟和/或將電刺激遞送給心臟的一個室。這樣的系統(tǒng)的多個裝置可以被配置為將感測的心臟事件和其他信息傳送給其他裝置以便安全地且有效地將電刺激遞送給各室。

圖1例示說明根據本公開的各種例子的可以使用的示例性醫(yī)療裝置100(在下文中被稱為MD 100)的框圖。在一些情況下，MD 100可以用于感測心臟事件、確定心律失常的發(fā)生、并且遞送電刺激。在一些情況下，MD 100可以被植入在患者的身體內、特定的位置處(例如，緊鄰患者的心臟)，以感測和/或調節(jié)心臟的心臟事件。在其他例子中，MD 100可以被安置在患者的外部以感測和/或調節(jié)心臟的心臟事件。心臟收縮一般是由心臟固有地產生的電信號造成的。這些電信號通過心臟組織傳導，使心臟的肌細胞收縮。MD 100可以包括允許MD 100感測這樣的產生的或傳導的心臟電信號或由這樣的信號導致的心臟收縮(這些中任何一個一般都可能被稱為“心臟事件”)的特征。在至少一些例子中，MD 100可以另外包括允許MD 100感測心臟的其他物理參數(例如，機械收縮、心音、血壓、血氧水平等)的特征。MD 100可以包括基于感測的心臟事件或其他生理參數來確定心率和/或心律失常的發(fā)生的能力。

在一些例子中，MD 100可以能夠將電刺激遞送給心臟以便確保同步收縮或治療任何檢測到的心律失常。一些示例心律失常包括心臟的心房和心室之間的不同步收縮、慢性心律失常、快速心律失常和纖維性顫動。例如，MD 100可以被配置為遞送電刺激，諸如起搏脈沖、除顫脈沖等，以便實現一種或多種療法。這樣的療法的一些例子可以包括多室療法(其例如確保心臟的各室的同步收縮)、心動過緩療法、ATP療法、CRT、除顫或為了治療一種或多種心律失常的其他電刺激療法。在一些例子中，MD 100與一個或多個單獨的裝置協調以便遞送一種或多種療法。

圖1是示例醫(yī)療裝置100的例示說明。說明性MD 100可以包括感測模塊102、脈沖發(fā)生器模塊104、處理模塊106、遙測模塊108以及電池110，這些全都被容納在殼體120內。MD 100可以進一步包括引線112和電極114，引線112和電極114附連到殼體120，并且與容納在殼體120內的模塊102、104、106和108中的一個或多個進行電通信。

引線112可以連接到MD 100的殼體120，并且遠離殼體120延伸。在一些例子中，引線112被植入在患者的心臟上或內。引線112可以包含被定位在引線112上的各種位置、離殼體120的各種距離處的一個或多個電極114。一些引線112可以僅包括單個電極114，而其他引線112可以包括多個電極114。一般地，電極114被定位在引線112上，以使得當引線112被植入在患者內時，一個或多個電極114與患者的心臟組織接觸。因此，電極114可以將接收的心臟電信號傳導給引線112。引線112繼而可以將接收的心臟電信號傳導給MD 100的一個或多個模塊102、104、106和108。以類似的方式，MD 100可以產生電刺激，引線112可以將產生的電刺激傳導給電極114。電極114然后可以將產生的電刺激傳導給患者的心臟組織。當討論感測心臟電信號以及遞送產生的電刺激時，本公開可以認為這樣的傳導隱含在這些處理中。

感測模塊102可以被配置為感測心臟電事件。例如，感測模塊102可以連接到引線112并且通過引線112連接到電極114，感測模塊102可以被配置為接收通過電極114和引線112傳導的心臟電信號，例如，心臟事件。在一些例子中，引線112可以包括各種傳感器，諸如加速器、血壓傳感器、心音傳感器、血氧傳感器、以及測量心臟和/或患者的生理參數的其他傳感器。在其他例子中，這樣的傳感器可以直接連接到感測模塊102，而不是引線112。在任何情況下，感測模塊102可以被配置為接收直接或通過引線112連接到感測模塊102的任何傳感器生成的這樣的信號。感測模塊102可以另外連接到處理模塊106，并且可以被配置為將這樣的接收的信號傳送給處理模塊106。在一些例子中，感測模塊102被配置為感測僅來自MD 100貼附在其中的室的心臟電事件。在其他例子中，感測模塊102被配置為感測來自MD 100貼附在其中的室以及心臟110的其他室的心臟電事件。

脈沖發(fā)生器模塊104可以連接到電極114。在一些例子中，脈沖發(fā)生器模塊104可以被配置為產生電刺激信號以將電刺激提供給心臟。例如，脈沖發(fā)生器模塊104可以通過使用儲存在MD 100內的電池110中的能量來產生這樣的電刺激信號。脈沖發(fā)生器模塊104可以被配置為產生電刺激信號以便提供若干種不同療法中的一種或多種。例如，脈沖發(fā)生器模塊104可以被配置為產生電刺激信號以提供多室療法、心動過緩療法、心動過速療法、心臟再同步療法和纖維性顫動療法。多室療法可以包括用于檢測心臟的不同步收縮并且協調電刺激信號到心臟的各室的遞送以便幫助確保收縮同步的技術。心動過緩療法可以包括以比固有地產生的電信號快的速率產生和遞送起搏脈沖以便設法提高心率。心動過速療法可以包括ATP療法。心臟再同步療法可以包括將電刺激遞送給心臟的兩個心室以便生成心室的更高效的收縮。纖維性顫動療法可以包括遞送纖維性顫動脈沖以設法超控心臟并且停止纖維性顫動狀態(tài)。在其他例子中，脈沖發(fā)生器104可以被配置為產生電刺激信號以提供不同的電刺激療法來治療一種或多種檢測到的心律失常和/或其他心臟病。

處理模塊106可以被配置為控制MD 100的操作。例如，處理模塊106可以被配置為從感測模塊102接收電信號。基于接收的信號，處理模塊106可以能夠確定心率。在至少一些例子中，處理模塊106可以被配置為基于心率、接收的信號的各種特征或兩者來確定心律失常的發(fā)生?；谌魏未_定的心律失常，處理模塊106可以被配置為控制脈沖發(fā)生器模塊104根據一種或多種療法產生電刺激以治療確定的一種或多種心率失常。處理模塊106可以進一步從遙測模塊108接收信息。在一些例子中，處理模塊106可以在確定心律失常是否發(fā)生時使用這樣的接收的信息，或者響應于該信息來采取特定動作。處理模塊106可以另外控制遙測模塊108將信息發(fā)送到其他裝置。

在一些例子中，處理模塊106可以包括預編程芯片，諸如超大規(guī)模集成(VLSI)芯片或專用集成電路(ASIC)。在這樣的實施例中，該芯片可以被用控制邏輯預先編程以便控制MD 100的操作。通過使用預編程芯片，處理模塊106可以在能夠保持基本功能的同時使用比其他可編程電路少的功率，從而增加MD 100的電池壽命。在其他例子中，處理模塊106可以包括可編程微處理器。這樣的可編程微處理器可以允許用戶調整MD 100的控制邏輯，從而使得MD100的靈活性可以大于使用預編程芯片時。在一些例子中，處理模塊106可以進一步包括存儲器電路，處理模塊106可以將信息存儲在該存儲器電路上以及從該存儲器電路讀取信息。在其他例子中，MD 100可以包括單獨的存儲器電路(未示出)，該單獨的存儲器電路與處理模塊106進行通信，以使得處理模塊106可以對該單獨的存儲器電路讀寫信息。

遙測模塊108可以被配置為與被安置在MD 100外部的裝置(諸如傳感器、其他醫(yī)療裝置等)進行通信。這樣的裝置可以被安置在患者的身體的外部或內部。無論位置如何，外部裝置(即，在MD 100的外部，但是不一定在患者的身體的外部)可以經由遙測模塊108與MD 100進行通信以實現一種或多種期望的功能。例如，MD 100可以通過遙測模塊108將感測的電信號傳送給外部醫(yī)療裝置。該外部醫(yī)療裝置可以在確定心率和/或心律失常的發(fā)生時或者在與MD 100協調它的功能時使用傳送的電信號。MD 100可以另外通過遙測模塊108從該外部醫(yī)療裝置接收感測的電信號，MD 100可以在確定心率和/或心律失常的發(fā)生時或者在與MD 100協調它的功能時使用接收的感測的電信號。遙測模塊108可以被配置為使用一種或多種方法來與外部裝置進行通信。例如，遙測模塊108可以經由射頻(RF)信號、電感耦合、光學信號、聲學信號、傳導通信信號或任何其他的適合于通信的信號來進行通信。下面將參照圖3來更詳細地討論MD100和外部裝置之間的通信技術。

電池110可以將電源提供給MD 100以供用其操作。在一個例子中，電池110可以是不可充電的基于鋰的電池。在其他例子中，不可充電電池可以由本領域中已知的其他合適的材料制成。因為在MD 100是可植入裝置的例子中，對MD 100的訪問可能是有限的，所以有必要具有足以在治療期期間(諸如幾天、幾周、幾月或幾年)遞送足夠的療法的容量的電池。在其他例子中，電池110可以是可充電的基于鋰的電池，以便促進提高MD 100的可用壽命。

在一些例子中，MD 100可以是可植入心臟起搏器(ICP)。在這樣的例子中，MD 100可以具有被植入在患者的心臟上或內的一個或多個引線，例如，引線112。所述一個或多個引線112可以包括與患者的心臟的心臟組織和/或血液接觸的一個或多個電極114。MD 100還可以被配置為感測心臟事件并且基于感測的心臟事件的分析來確定例如心率和/或一種或多種心律失常。MD 100可以進一步被配置為經由植入在心臟內的引線112遞送多室療法、CRT、ATP療法、心動過緩療法、除顫療法和/或其他療法類型。在至少一些例子中，MD 100可以被配置為獨自地或者與一個或多個其他裝置組合地將療法分開地遞送給心臟的多個室。

在其他例子中，MD 100可以是無引線心臟起搏器(LCP——關于圖2進行更具體地描述)。在這樣的例子中，MD 100可以不包括遠離殼體120延伸的引線112。相反，MD 100可以包括相對于殼體120耦合的電極114。在這些例子中，MD 100可以被植入在患者的心臟上或內的期望的位置處。

圖2是示例性無引線心臟起搏器(LCP)200的例示說明。在所示的例子中，LCP 200可以包括MD 100的所有模塊和組件，除了LCP 200可以不包括引線112之外。在圖2中可以看出，LCP 200可以是所有組件被容納在LCP 200內或者殼體200正上面的緊湊裝置。如圖2中所示，LCP 200可以包括遙測模塊202、脈沖發(fā)生器模塊204、處理模塊210以及電池212。這樣的組件可以具有與結合圖1的MD 100討論的類似命名的模塊和組件類似的功能。

在一些例子中，LCP 200可以包括電感測模塊206和機械感測模塊208。電感測模塊206可以類似于MD 100的感測模塊102。例如，電感測模塊206可以被配置為感測或接收心臟事件。電感測模塊206可以與電極214和/或214’電連接，這些電極可以將心臟事件傳導給電感測模塊206。機械感測模塊208可以被配置為接收表示心臟的一個或多個生理參數的一個或多個信號。例如，機械感測模塊208可以包括一個或多個傳感器或者與一個或多個傳感器進行電通信，所述傳感器諸如加速器、血壓傳感器、心音傳感器、血氧傳感器以及測量患者的生理參數的其他傳感器。盡管關于圖2被描述為單獨的感測模塊，但是在一些例子中，電感測模塊206和機械感測模塊208可以被組合為單個模塊。

在至少一個例子中，圖2中所示的模塊202、204、206、208和210均可以在單個集成電路芯片上實現。在其他例子中，所示的組件可以在彼此電通信的多個集成電路芯片中實現。模塊202、204、206、208和210以及電池212都可以被包含在殼體220內。殼體220一般可以包括已知對植入在人體內安全的任何材料，并且當LCP 200被植入在患者內時，可以密封地使模塊202、204、206、208和210以及電池212與流體和組織阻隔。

如圖2中所描繪的，LCP 200可以包括電極214，電極214可以相對于殼體220固定，但是暴露于包圍LCP 200的組織和/或血液。就這一點而論，電極214一般可以被設置在LCP 200的任一端上，并且可以與模塊202、204、206、208和210中的一個或多個電通信。在一些例子中，電極214可以僅通過短連接導線連接到殼體220，以使得電極214不直接相對于殼體220固定。在一些例子中，LCP 200可以另外包括一個或多個電極214’。電極214’可以被定位在LCP 200的側面，并且增加LCP 200可以通過其感測心臟電活動和/或遞送電刺激的電極的數量。電極214和/或214’可以由已知對植入在人體內安全的一種或多種生物相容性導電材料(諸如各種金屬或合金)構成。在一些情況下，連接到LCP 200的電極214和/或214’可以具有使電極214與相鄰電極、殼體220和/或其他材料電隔離的絕緣部分。

為了將LCP 200植入在患者的身體內，操作者(例如，醫(yī)師、臨床醫(yī)生等)可能需要將LCP 200貼附到患者的心臟的心臟組織。為了便利于固定，LCP 200可以包括一個或多個錨216。錨216可以是若干種固定或錨定機構中的任何一個。例如，錨216可以包括一個或多個銷、卡釘、螺紋、螺釘、螺旋、尖齒等。在一些例子中，盡管未示出，錨216可以包括在其外表面上的可以沿著錨216的至少部分長度延展的螺紋。螺紋可以提供心臟組織和錨之間的摩擦以幫助將錨216固定在心臟組織內。在其他例子中，錨216可以包括便利于與周圍的心臟組織嚙合的其他結構，諸如倒鉤、長釘等。

分別如圖1和圖2中所示的MD 100和LCP 200的設計和尺寸可以基于各種因素而選擇。例如，如果醫(yī)療裝置用于植入在心內膜組織上，諸如有時像LCP的情況那樣，則該醫(yī)療裝置可以通過股靜脈而被引入到心臟中。在這樣的情況下，醫(yī)療裝置的尺寸可以諸如被平滑地導航通過靜脈的彎曲路徑、而不對靜脈的周圍組織引起任何損害。根據一個例子，股靜脈的平均直徑在寬度上可以在大約4mm至大約8mm之間。為了通過股靜脈導航到心臟，醫(yī)療裝置可以具有小于8mm的直徑。在一些例子中，醫(yī)療裝置可以具有截面為圓形的圓柱形形狀。然而，應指出，醫(yī)療裝置可以由任何其他合適的形狀(諸如矩形、橢圓形等)構成。當醫(yī)療裝置被設計為皮下植入時，平直的矩形形狀的具有低輪廓的醫(yī)療裝置可能是期望的。

以上圖1和2描述了可植入醫(yī)療裝置的各種例子。在一些例子中，醫(yī)療裝置系統(tǒng)可以包括多于一個的醫(yī)療裝置。例如，多個醫(yī)療裝置100/200可以合作地用于檢測和治療心律失常和/或其他心臟異常。例如，多個醫(yī)療裝置可以被植入在心臟的多個室中以提供多室療法。下面將結合圖3-6來描述一些示例系統(tǒng)。在這樣的多裝置系統(tǒng)中，可能可取的是使醫(yī)療裝置相互通信，或者至少使裝置中的一些從其他醫(yī)療裝置接收通信信號。下面關于圖3來描述一些示例通信技術。

圖3例示說明醫(yī)療裝置系統(tǒng)和多個醫(yī)療裝置可以經由其進行通信的通信路徑的例子。在所示的例子中，醫(yī)療裝置系統(tǒng)300可以包括LCP 302和304、外部醫(yī)療裝置306以及其他傳感器/裝置310。除了其他醫(yī)療裝置(諸如可植入復律除顫器(ICD)、僅診斷用醫(yī)療裝置或其他植入或外部(例如，在患者的身體的外部)醫(yī)療裝置)之外，外部裝置306可以是前面關于MD 100描述的裝置中的任何一個。其他傳感器/裝置310也可以是前面關于MD 100或其他醫(yī)療裝置(諸如ICD、僅診斷用裝置或其他合適的醫(yī)療裝置)描述的裝置中的任何一個。在其他例子中，其他傳感器/裝置310可以包括傳感器，諸如加速器或血壓傳感器等。在還有的其他例子中，其他傳感器/裝置310可以包括可以用于對系統(tǒng)300的一個或多個裝置進行編程的外部編程器裝置。

系統(tǒng)300的各種裝置可以經由通信路徑308進行通信。例如，LCP 302和/或304可以感測心臟事件，并且可以經由通信路徑308將這樣的信號傳送給一個或多個其他裝置302/304、306和310。在一個例子中，外部裝置306可以接收這樣的信號，并且基于接收的信號，確定心率和/或心律失常的發(fā)生。在一些情況下，外部裝置306可以將這樣的確定傳送給系統(tǒng)300的一個或多個其他裝置302/304、306和310。在其他例子中，LCP 302和304可以基于傳送的信號來確定心率或心律失常，并且可以將這樣的確定傳送給其他通信地耦合的裝置。另外，系統(tǒng)300的一個或多個其他裝置302/304、306和310可以基于通信來采取動作，諸如通過遞送合適的電刺激。

通信路徑308可以表示各種通信方法中的一種或多種。例如，系統(tǒng)300的裝置可以經由RF信號、電感耦合、光學信號、聲學信號或適合于通信的任何其他信號來相互進行通信，通信路徑308可以表示這樣的信號。在至少一個例子中，通信路徑308可以表示傳導通信信號。因此，系統(tǒng)300的裝置可以具有允許進行傳導通信的組件。在通信路徑308包括傳導通信信號的例子中，系統(tǒng)300的裝置可以通過感測系統(tǒng)300的另一個裝置遞送到患者的身體里的電通信脈沖來相互進行通信?；颊叩纳眢w可以將這些電通信脈沖傳導給系統(tǒng)300的其他裝置。在這樣的例子中，遞送的電通信脈沖可以不同于上述電刺激療法中的任何一種的電刺激脈沖。例如，系統(tǒng)300的裝置可以在作為亞閾值的電壓電平下遞送這樣的電通信脈沖。也就是說，遞送的電通信脈沖的電壓振幅可能低得足以捕捉不到心臟(例如，不引起收縮)。盡管在一些情況下，一個或多個遞送的電通信脈沖可以故意地或非故意地捕捉心臟，但是在其他情況下，遞送的電刺激脈沖可以不捕捉心臟。在一些情況下，遞送的電通信脈沖可以被調制(例如，被脈寬或振幅調制)，或者通信脈沖的遞送時序可以被調制，以對傳送的信息進行編碼。這些僅僅是通信脈沖的變化的參數可以如何將信息傳送給另一個裝置的一些例子。其他技術可以與這樣的傳導通信技術一起使用。

如以上所提及的，一些示例系統(tǒng)可以利用多個裝置來確定心律失常和/或其他心臟病的發(fā)生和/或遞送電刺激。圖3-6描述了可以使用多個裝置來確定心律失常和/或其他心臟病的發(fā)生和/或遞送電刺激療法的各種示例系統(tǒng)。然而，圖3-6不應被視為限制性例子。例如，圖3-6描述了各種多裝置系統(tǒng)可以如何協調來檢測各種心律失常和/或其他心臟病和/或遞送電刺激療法。然而，任何裝置組合(諸如關于MD 100和LCP 200描述的裝置組合)可以與下述用于檢測心律失常和/或其他心臟病和/或遞送電刺激療法的技術配合使用。

圖4例示說明包括LCP 402和脈沖發(fā)生器406的示例醫(yī)療裝置系統(tǒng)400。在該例子中，脈沖發(fā)生器406可以是可植入心臟起搏器(ICP)。例如，脈沖發(fā)生器406可以是ICP，諸如前面關于MD 100描述的ICP。在脈沖發(fā)生器406是ICP的例子中，電極404a、404b和404c可以經由一個或多個引線被植入在心臟410的右心室和/或右心房上或內。在其他設想例子中，脈沖發(fā)生器406可以包括植入在心臟410的左心室和/或心房中的電極。這些電極可以代替或增補植入在心臟410的右心室和/或心房內的電極。如所示，LCP 402可以被植入在心臟410內。盡管LCP 402被描繪為被植入在心臟410的左心室(LV)內，但是在一些情況下，LCP 402可以被植入在心臟410的不同室內。例如，LCP 402可以被植入在心臟410的左心房(LA)或心臟410的右心房(RA)內。在其他例子中，LCP 502可以被植入在心臟410的右心室(RV)內。

在任何情況下，LCP 402和脈沖發(fā)生器406可以一起操作來檢測心臟事件并且遞送電刺激療法。在一些例子中，裝置402和406可以獨立地操作來感測心臟410的心臟事件。例如，LCP 402可以感測心臟410的LV中的心臟事件，而脈沖發(fā)生器406可以感測心臟410的RA和/或RV中的心臟事件。任一裝置或兩個裝置可以可選地基于感測的心臟事件來確定收縮速率或心律失常的發(fā)生。在一些例子中，收縮速率可以是感測的心臟事件的速率。也就是說，LCP 402可以確定心臟410的LV的收縮速率，而脈沖發(fā)生器406可以確定心臟410的RA和/或RV的收縮速率。在一些例子中，裝置402和406可以至少部分基于這些確定的收縮速率來確定心律失常的發(fā)生。

在一些例子中，裝置402和406可以另外發(fā)送和/或接收通信信號以便更有效地將電刺激遞送給心臟410。例如，LCP 402可以將在LV中感測的心臟事件發(fā)送給脈沖發(fā)生器406，脈沖發(fā)生器406可以將在RA和/或RV中感測的心臟事件發(fā)送給LCP 402。裝置402和406可以另外將任何確定的收縮速率傳送給另一個裝置。在一些例子中，裝置402和406可以可選地或另外地發(fā)送其他信號，諸如執(zhí)行各種動作(例如，將電刺激遞送給心臟410)的命令。在一些例子中，通信可以僅在一個方向上發(fā)生。也就是說，裝置402和406中只有一個可以將通信信號發(fā)送給裝置402和406中的另一個。接收裝置然后可以基于接收的信號來做出一個或多個確定，諸如收縮速率確定或心律失常確定?？商娲兀邮昭b置可以基于接收的通信來執(zhí)行一個或多個動作，例如遞送電刺激。

圖5例示說明包括LCP 502和脈沖發(fā)生器506的示例醫(yī)療裝置系統(tǒng)500。LCP502和LCP 506被示為被植入在心臟510內。盡管LCP 502和LCP 506分別被描繪為被植入在心臟510的右心室(RV)和心臟510的右心房(RA)內，但是在其他例子下，LCP 502和LCP 506可以被植入在心臟510的不同室內。例如，系統(tǒng)500可以包括被植入在心臟510的兩個心房內的LCP 502和506。在其他例子中，系統(tǒng)500可以包括被植入在心臟510的兩個心室內的LCP 502和506。在一些例子中，系統(tǒng)500可以包括被植入在心室和心房的任何組合內的LCP 502和LCP 506。在還有的其他例子中，系統(tǒng)500可以包括被植入在心臟510的同一室內的LCP 502和LCP 506。

在任何情況下，LCP 502和LCP 506可以一起操作來檢測心臟事件并且遞送電刺激療法。在一些例子中，裝置502和506可以獨立地操作來感測心臟510的心臟事件。例如，LCP 502可以感測心臟510的RV中的心臟事件，而LCP 506可以感測心臟510的RA中的心臟事件。任一裝置或兩個裝置可以可選地基于感測的心臟事件來確定收縮速率或心律失常的發(fā)生。在一些例子中，收縮速率可以是感測的心臟事件的速率。也就是說，LCP 502可以確定心臟510的RV的收縮速率，而LCP 506可以確定心臟510的RA的收縮速率。在一些例子中，裝置502和506可以至少部分基于這些確定的收縮速率來確定心律失常的發(fā)生。

在一些例子中，裝置502和506可以另外發(fā)送和/或接收通信信號以便更有效地將電刺激遞送給心臟510。例如，LCP 502可以將在RV中感測的心臟事件發(fā)送給LCP 506，和/或LCP 506可以將在RA中感測的心臟事件發(fā)送給LCP 502。裝置502和506可以另外將任何確定的收縮速率傳送給另一個裝置。在一些例子中，裝置502和506可以可選地或另外地發(fā)送其他信號，諸如執(zhí)行各種動作(例如，將電刺激遞送給心臟510)的命令。在一些例子中，通信可以僅在一個方向上發(fā)生。也就是說，裝置502和506中只有一個可以將通信信號發(fā)送給裝置502和506中的另一個。接收裝置然后可以基于接收的信號來做出一個或多個確定，諸如收縮速率確定或心律失常確定?？商娲?，接收裝置可以基于接收的通信來執(zhí)行一個或多個動作，例如遞送電刺激。

圖6例示說明具有三個單獨的LCP(包括LCP 602、LCP 604和LCP 606)的示例醫(yī)療裝置系統(tǒng)600。盡管系統(tǒng)600被描繪為具有分別被植入在LV、RV和RA內的LCP 602、604和606，但是其他例子可以包括被植入在心臟610的不同室內的LCP 602、604和606。例如，系統(tǒng)600可以包括被植入在心臟610的兩個心房和一個心室內的LCP。在其他例子中，系統(tǒng)600可以包括被植入在心臟610的LA內的LCP 606。更一般地，設想系統(tǒng)600可以包括被植入在心室和心房的任何組合內的LCP。在一些情況下，系統(tǒng)600可以包括被植入在心臟610的同一室內的LCP 602、604和606中的兩個或更多個。

在任何情況下，LCP 602、LCP 604和LCP 606可以一起操作來檢測心臟事件并且遞送電刺激療法。在一些例子中，裝置602、604和606可以獨立地操作來感測心臟610的心臟事件。例如，LCP 602可以感測心臟610的LV中的心臟事件，LCP 604可以感測心臟610的RV中的心臟事件，LCP 606可以感測心臟610的RA中的心臟事件。裝置602、604和606中的任何一個或所有裝置可以可選地基于感測的心臟事件來確定收縮速率或心律失常的發(fā)生。在一些例子中，收縮速率可以是感測的心臟事件的速率。也就是說，LCP 602可以確定心臟610的LV的收縮速率，LCP 604可以確定心臟610的RB的收縮速率，LCP 606可以確定心臟610的RA的收縮速率。在一些例子中，裝置602、604和606可以至少部分基于這些確定的收縮速率來確定心律失常的發(fā)生。

在一些例子中，裝置602、604和606可以另外發(fā)送和/或接收通信信號以便更有效地將電刺激遞送給心臟610。例如，LCP 602可以將在LV中感測的心臟事件發(fā)送給LCP 604和606，LCP 604可以將在RV中感測的心臟事件發(fā)送給LCP602和606，LCP 606可以將在RA中感測的心臟事件發(fā)送給LCP 602和604。裝置602、604和606可以另外將任何確定的收縮速率傳送給其他裝置。在一些例子中，裝置602、604和606可以可選地或另外地發(fā)送其他信號，諸如執(zhí)行各種動作(例如，將電刺激遞送給心臟610)的命令。在一些例子中，裝置602、604和606中的一些裝置可以僅被配置為接收通信信號，而裝置602、604和606中的其他裝置可以僅被配置為發(fā)送通信信號。例如，裝置602、604和606中只有兩個可以被配置為發(fā)送通信信號。另外在一些例子中，裝置602、604和606中只有一個或兩個可以被配置為接收通信信號。在至少一些例子中，裝置602、604和606中的至少一個可以被配置為既發(fā)送、又接收通信信號。接收裝置中的任何一個然后可以基于接收的信號來做出一個或多個確定，諸如收縮速率確定或心律失常確定。可替代地，接收裝置可以基于接收的通信來執(zhí)行一個或多個動作，例如遞送電刺激。

上述多裝置系統(tǒng)不應被解釋為使所公開的技術限于任何特定的多裝置配置。作為一個例子，一個系統(tǒng)可以包括兩個LCP裝置和一個ICP裝置。在其他例子中，一些多裝置系統(tǒng)可以包括多于三個的裝置，例如，系統(tǒng)可以包括四個LCP裝置或三個LCP裝置和一個ICP裝置。甚至圖3-6中所描繪的LCP和/或ICP的電極的空間位置也僅僅是示例性的。例如，LCP可以不駐留在心臟的各室內。相反，在一些例子中，LCP中的一個或多個可以駐留在心臟的心外膜表面上、鄰近心臟的一個室。ICP的電極的數量可以有所變化，和/或在一些例子中，可以橫跨更多的或更少的室。因此，所描繪的多裝置系統(tǒng)的可以實現本文中所描述的所公開的感測、治療和通信技術的許多變型被設想。

圖7是示出根據本公開的多室療法的說明性方法的感測的心臟事件和起搏的心臟事件的圖形化描繪。在多室療法中，心室可以基于心房的收縮而被起搏。心房和對應心室之間的這個收縮協調可以允許與心房和心室的不協調的或不同步的收縮相比有一些生理益處。然而，僅通過心房的收縮來跟蹤心室的收縮可能導致不合需要的心率，如果適當的保護措施未被考慮的話。

圖7示出了實現多室療法的多裝置系統(tǒng)的時間線702和708，這些時間線分別示出了心房和心室的感測的心臟事件和起搏的心臟事件。這樣的系統(tǒng)可以具有負責感測心臟的心室中的心臟事件并且將電刺激遞送給心臟的心室的第一裝置。該系統(tǒng)還可以包括負責至少感測心臟的心房中的心臟事件并且另外在一些例子中將電刺激遞送給心臟的心房的第二裝置。線702描繪了感測的心房事件和起搏的心房事件，線708描繪了感測的心室事件和起搏的心室事件。感測的心臟事件是由固有地產生的心臟電信號引起的并且被第一裝置或第二裝置感測的心臟事件，諸如收縮。起搏的心臟事件是由(諸如第一裝置或第二裝置的)電刺激遞送引起的心臟事件。在圖7中，開口條表示感測的心臟事件，例如，感測的心房事件704，閉合條表示起搏的心臟事件，諸如起搏的心室事件706。

在圖7的例子中，在區(qū)域712中，心臟的心房被示為通過以安全的、可接受的收縮速率以正常的方式操作。在該例子中，實現多室療法的多裝置系統(tǒng)的第二裝置506可以將感測的心房事件704傳送給可以位于心室中的第一裝置。感測的心房事件704的傳送由箭頭710表示。在所示的例子中，每個箭頭710可以表示第二裝置將感測的心房事件704傳送給第一裝置。第二裝置可以例如通過發(fā)送通信脈沖來將感測的心房事件704傳送給第一裝置。在一些例子中，第二裝置可以選擇通信脈沖的各種特征以便傳送感測的心房事件704。例如，第二裝置可以選擇單相、雙相、脈寬、脈沖振幅或其他脈沖形態(tài)特征以便傳送感測的心房事件704。在其他例子中，第二裝置可以發(fā)送傳送感測的心房事件704的一串通信脈沖。第一裝置可以被配置為遞送起搏脈沖以便響應于接收到傳送的感測的心房事件704來刺激心臟的心室收縮。例如，在圖7的區(qū)域712中，傳送的感測的心房事件704之后接著是在傳送的感測的心房事件704之后的設置時間發(fā)生的起搏的心室事件706。在這樣的系統(tǒng)中，第一裝置可以被配置為在響應于從第二裝置接收到感測的心房事件704遞送起搏脈沖之前等待預定時間量，該預定時間量有時被稱為房室延遲，在圖7中用T_AV表示。

區(qū)域712描繪第一裝置和第二裝置在“跟蹤模式”下可以如何進行操作，其中，第一裝置例如通過響應于從第二裝置接收的每個感測的心房事件704遞送起搏脈沖來“跟蹤”第二裝置。然而，如果感測的心房事件704的速率變得抬高(或太低)，則僅僅是跟蹤每個感測的心房事件704并且響應于每個感測的心房事件704刺激心室收縮可能引起問題。

區(qū)域714描繪例如心房纖維性顫動事件期間的高速率的心房跳動的時間段。在這樣的情況下，試圖使心室以類似地高的速率收縮可能是不安全的。因此，這樣的多室療法系統(tǒng)可以具有一種或多種保護措施以便緩解這樣的潛在危險的狀況。第一裝置可以利用的一種保護措施是具有最大跟蹤速率間隔(MTRI)。MTRI是在第一裝置可以遞送另一個起搏脈沖之前從第一裝置最近遞送起搏脈沖或感測的心室事件開始必須過去的預定義時間段。另一種保護措施可以包括后室房不應期(PVARP)。PVARP可以是緊接著感測的心房事件或起搏的心房事件之后的預定義時間段。在該PVARP期間，第一裝置可以被配置為忽略任何傳送的感測的心房事件704。也就是說，第一裝置在該時間段期間可以不響應于任何傳送的感測的心房事件704遞送電刺激。MTRI和PVARP之間的一個不同之處是，如果第一裝置在PVARP時間段之后、但是在MTRI之前接收到傳送的感測的心房事件704，則MTRI一結束，第一裝置就可以遞送起搏脈沖。然而，如果第一裝置在PVARP期間接收到一個或多個傳送的感測的心房事件704，但是在PVARP之后、MTRI之前沒有接收到傳送的感測的心房事件704，則第一裝置可以不在PVARP一結束就遞送起搏脈沖。PVARP可以在第一裝置遞送起搏脈沖之后被重置。這些各種特征在圖7的區(qū)域714中被描繪。以這種方式，第一裝置可以被配置為使心臟的心室收縮得不快于由MTRI時間段和/或PVARP控制的預定義速率。

盡管圖7是就多裝置系統(tǒng)描述的，但是多室療法的所描述的實現可以被單裝置系統(tǒng)應用。例如，包括單個裝置的系統(tǒng)可以僅實現各種PVARP和/或MTRI時間段，并且除去在裝置之間傳送感測的心房事件704，因為單個裝置將既可以訪問感測的心房事件704，又具有響應于感測的心房事件704遞送電刺激的能力。另一方面，圖8-10表示多裝置系統(tǒng)可以實現的多室療法，這些多室療法基于裝置之間的通信來控制心房和心室之間的收縮的協調。

圖8描繪了多裝置系統(tǒng)可以實現的另一種多室療法。這樣的系統(tǒng)可以具有負責感測心臟的心室中的心臟事件并且將電刺激遞送給心臟的心室的第一裝置。該系統(tǒng)可以進一步包括負責至少感測心臟的心房中的心臟事件并且另外在一些例子中將電刺激遞送給心臟的心房的第二裝置。類似于圖7，時間線802和808分別描繪了感測的和起搏的心房事件和心室事件。此外，感測的心房事件804是第二裝置感測的心房心臟事件，起搏的心室事件806是由第一裝置引起的起搏的心室起搏事件。箭頭810表示傳送的感測的心房事件804。第二裝置可以被配置為以與以上關于圖7描述的例子中的一個或多個類似的方式傳送感測的心房事件804。再次，類似于圖7，圖8的區(qū)域812表示正常心房活動的時間段。在這些時間段期間，第二裝置可以將感測的心房事件804傳送給第一裝置，第一裝置可以在“跟蹤模式”下在從接收到傳送的感測的心房事件804開始的預定義時間段T_AV之后遞送電刺激，例如，起搏脈沖。

如前面關于圖3-6描述的，第一裝置和第二裝置中的一個或多個可以確定收縮速率，例如心房收縮速率。在至少一些例子中，第一裝置可以基于傳送的感測的心房事件804來確定收縮速率。在一些例子中，第一裝置可以基于兩個最前面?zhèn)魉偷母袦y的心房事件804來確定收縮速率。在其他例子中，第一裝置可以基于不同數量的最近傳送的感測的心房事件804來確定收縮速率，諸如三個、五個、十個或任何其他合適數量的感測的心房事件804。第一裝置可以另外將確定的收縮速率與閾值進行比較。如果第一裝置確定心房收縮速率高于閾值，則第一裝置可以切換到不同的模式。圖8的區(qū)域816可以表示當第一裝置確定收縮速率高于閾值時的時間段。另外地或者在其他例子中，第一裝置可以跟蹤連續(xù)的心房事件之間的間隔。第一裝置然后可以將該間隔與閾值進行比較，當該間隔變得短于閾值持續(xù)時間時，第一裝置可以切換到不同的模式。在這樣的例子中，第一裝置可以監(jiān)視兩個、三個、五個、十個或任何其他合適數量的心房事件之間的間隔以便確定該間隔是否小于閾值持續(xù)時間。在至少一些例子中，第一裝置可以被配置為監(jiān)視每對連續(xù)心房事件之間的間隔并且計算這些間隔中的兩個或更多個的平均值以在確定復合間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間之前生成復合間隔。在其他例子中，第一裝置可以被配置為監(jiān)視每對連續(xù)的心房事件之間的間隔并且對預定持續(xù)時間內的短于閾值持續(xù)時間的間隔進行計數，例如，5秒、7秒或10秒或任何其他合適的持續(xù)時間。在這樣的例子中，第一裝置可以被配置為當預定持續(xù)時間內的預定總數的間隔(例如，2個間隔、5個間隔、8個間隔或任何其他合適數量的間隔)超過閾值時切換到不同的模式。

在確定收縮速率高于閾值之后，第一裝置可以從跟蹤模式切換到心房心動過速(ATR)模式。在ATR模式期間，第一裝置可以響應于接收到感測的心房事件804停止遞送電刺激。相反，第一裝置可以以預定義速率切換到遞送電刺激。該預定義速率可以是對于心臟安全的收縮速率。在一些例子中，該預定義速率可以由外部編程裝置的用戶在與第二裝置通信時(例如，在植入時或者在編程會話期間)編程。在一些例子中，該預定義速率可以等于速率下限(LRL)，LRL是心室收縮的最小安全速率。圖8的區(qū)域820可以表示第一裝置正在ATR模式下進行操作時的時間。可選地或另外地，在一些例子中，不是在切換到ATR模式之后立即開始以預定義速率遞送電刺激，第一裝置而是可以使遞送的電刺激的速率在一段時間段(例如，數秒、數分鐘或數小時)降至預定義速率。區(qū)域818表示第一裝置正在使遞送的電刺激的速率降至預定速率時的時間。

在一些例子中，第二裝置繼續(xù)傳送感測的心房事件804。在ATR模式下，為了遞送電刺激的目的，第一裝置可以忽略任何接收的感測的心房事件804。然而，即使在ATR模式期間，第一裝置也可以繼續(xù)從接收的感測的心房事件804確定收縮速率，并且將確定的收縮速率與閾值進行比較。一旦第一裝置確定心房收縮速率已經降回至低于閾值，第一裝置就可以切換回跟蹤模式，并且響應于從第二裝置接收的感測的心房事件804開始遞送電刺激，如圖8的區(qū)域812中那樣。在一些例子中，在圖8的區(qū)域824中可以看出，第一裝置可以使遞送的電刺激的速率緩慢地一直增大到第一裝置在切換回跟蹤模式之前正在以其接收感測的心房事件804的速率。

圖9是用在多裝置系統(tǒng)中的多室療法技術的另一個例子。與前面的例子一樣，這樣的系統(tǒng)可以具有負責感測心臟的心室中的心臟事件并且將電刺激遞送給心臟的心室的第一裝置。該系統(tǒng)可以進一步包括負責至少感測心臟的心房中的心臟事件并且另外在一些例子中將電刺激遞送給心臟的心房的第二裝置。圖9的時間線902和908分別描繪了感測的和起搏的心房事件和心室事件。此外，感測的心房事件904是第二裝置感測的心房心臟事件，起搏的心室事件906是由第一裝置引起的起搏的心室起搏事件。箭頭910表示傳送的感測的心房事件904。第二裝置可以被配置為以與以上關于圖7描述的例子中的一個或多個類似的方式傳送感測的心房事件904。類似于圖7和8，圖9的區(qū)域912表示正常心房活動的時間段。在這些時間段期間，第二裝置可以將感測的心房事件904傳送給第一裝置，第一裝置可以在跟蹤模式下在從接收到傳送的感測的心房事件904開始的預定義時間段T_AV之后遞送電刺激，例如，起搏脈沖。

在圖9的例子中，第二裝置可以從感測的心房事件904確定收縮速率，和/或例如以與關于圖8描述的例子之一類似的方式監(jiān)視連續(xù)的心房事件之間的間隔。第二裝置可以另外將確定的收縮速率與閾值進行比較和/或將監(jiān)視的間隔與閾值持續(xù)時間進行比較。一旦第二裝置確定收縮速率超過閾值，或者間隔變得短于閾值持續(xù)時間，例如，在圖9的區(qū)域916期間，第二裝置就可以將模式切換信號930傳送給第一裝置。模式切換信號930可以使第一裝置從如上所述的“跟蹤模式”切換到ATR模式。因此，第一裝置可以開始根據ATR療法方案來遞送電刺激。在一些例子中，ATR療法方案可以使第一醫(yī)療裝置以預定義速率遞送電刺激。圖9的區(qū)域920表示第一裝置正在執(zhí)行ATR療法方案的ATR模式下進行操作時的時間段。如區(qū)域920中所描繪的，遞送的起搏脈沖與感測的心房事件904無關。預定義速率可以是對于心臟安全的收縮速率。在一些例子中，該預定義速率可以由外部編程裝置的用戶在與第一裝置和/或第二裝置通信時(例如，在植入時或者在編程會話期間)編程。在一些例子中，該預定義速率可以等于速率下限(LRL)，LRL是心室收縮的期望的最小安全速率。可選地或另外地，在一些例子中，不是在切換到ATR模式之后立即開始以預定義速率遞送電刺激，第一裝置而是可以使遞送的電刺激的速率在一段時間段(例如，數秒、數分鐘或數小時)降至預定義速率。該轉變在圖9的區(qū)域918中被描繪。

在一些例子中，第二裝置繼續(xù)基于感測的心房事件904來確定收縮速率。然而，不同于圖8中所描述的技術，在傳送使第一裝置從跟蹤模式切換到ATR模式的模式切換信號930之后，第二裝置可以停止將感測的心房事件904傳送給第一裝置。這可以通過在圖9的區(qū)域918、920和922中不存在箭頭910看出。一旦第二裝置確定收縮速率已經降回至低于閾值，第二裝置就可以將另一個模式切換信號930傳送給第一裝置。這個傳送的第二個模式切換信號930可以使第一裝置從ATR模式切換回跟蹤模式。在將第二個模式切換信號930傳送給第一裝置之后，第二裝置可以再次開始傳送感測的心房事件904，以使得第一裝置可以在跟蹤模式下響應于接收到的感測的心房事件904來遞送電刺激。在一些例子中，第一裝置可以使遞送的電刺激的速率緩慢地一直增大到第一裝置在基于接收到的感測的心房事件904開始遞送電刺激之前正在以其接收感測的心房事件804的速率。這個緩慢的速率增大可以在圖9的區(qū)域924中看出，在該區(qū)域中，遞送的起搏脈沖的速率仍然與接收的感測的心房事件904是斷開的，但是正在增大。在這樣的例子中，如在區(qū)域912中所見的，一旦遞送的起搏脈沖的速率已經相對于心率增大一定量，第一裝置然后就可以基于接收到的感測的心房事件904開始遞送起搏脈沖。

圖10是用在多裝置系統(tǒng)中的多室療法的又一個例子。與前面的例子一樣，這樣的系統(tǒng)可以具有負責感測心臟的心室中的心臟事件并且將電刺激遞送給心臟的心室的第一裝置。該系統(tǒng)可以進一步包括負責至少感測心臟的心房中的心臟事件并且另外在一些例子中將電刺激遞送給心臟的心房的第二裝置。圖10的時間線1002和1008分別描繪了感測的和起搏的心房事件和心室事件。此外，感測的心房事件1004是第二裝置感測的心房心臟事件，起搏的心室事件1006是由第一裝置引起的起搏的心室起搏事件。箭頭1010表示傳送的感測的心房事件1004。第二裝置可以被配置為以與以上關于圖7描述的例子中的一個或多個類似的方式傳送感測的心房事件1004。類似于圖7-9，圖10的區(qū)域1012表示正常心房活動的時間段。在這些時間段期間，第二裝置可以將感測的心房事件1004傳送給第一裝置，第一裝置可以在從接收到傳送的感測的心房事件1004開始的預定義時間段T_AV之后遞送電刺激，例如，起搏脈沖。

在圖10的例子中，第二裝置可以從感測的心房事件1004確定收縮速率，和/或例如以與關于圖8描述的例子之一類似的方式監(jiān)視連續(xù)的心房事件之間的間隔。第二裝置可以另外將確定的收縮速率與閾值進行比較和/或將監(jiān)視的間隔與閾值持續(xù)時間進行比較。一旦第二裝置確定收縮速率超過閾值，或者監(jiān)視的間隔變得短于閾值持續(xù)時間，例如，在圖10的區(qū)域1016期間，第二裝置就可以進入ATR模式。在該模式期間，第二裝置可以將人造的感測的事件1040所表示的人造的感測的事件傳送給第一裝置，而不是傳送感測的心房事件1004。在至少一些例子中，第二裝置另外可以將第二裝置正在進入ATR模式(例如，從跟蹤模式切換到ART模式)的信號傳送給第一裝置。

在ATR模式下，第二裝置可以以預定義速率傳送人造的感測的事件1040，所述預定義速率可以是對于心臟安全的收縮速率。這可以在圖10的區(qū)域1018、1020、1022和1024中通過缺少箭頭1010并且增加了傳送的人造的感測的事件1040看出。在一些例子中，預定義速率可以等于速率下限(LRL)，LRL是心室收縮的期望的最小安全速率?？蛇x地或另外地，在一些例子中，不是在切換到ATR模式之后立即開始以預定義速率傳送人造的感測的起搏的事件，第二裝置而是可以以連續(xù)地降至預定義速率的速率傳送人造的感測的起搏的事件1040。該特征在區(qū)域1018中可以看出，在該區(qū)域中，傳送的人造的感測的事件1040的速率緩慢地降至預定義速率，并且在圖10的區(qū)域1020期間保持處于預定義速率。

在一些例子中，第二裝置可以傳送人造的感測的事件1040和感測的心房事件1004的混合。例如，第二裝置可以跟蹤從最后一個傳送的感測的事件(例如，感測的心房事件1004或人造的感測的事件1040)開始的第一預定義時間段。第二裝置可以被配置為不傳送在第一預定義時間段期間感測的任何感測的心房事件1004。如果第二裝置在第一預定義時間段之后的第二預定義時間段內感測到心房事件，則第二裝置可以傳送感測的心房事件1004，并且重置計時器以供用于跟蹤第一預定義時間段。然而，如果第二裝置在第二預定義時間段期間沒有感測到任何心房事件，則第二裝置然后可以在第二預定義時間段結束時傳送人造的感測的心房事件1040。

在一些例子中，即使在第一預定義時間段和/或第二預定義時間段期間，第二裝置也繼續(xù)基于感測的心房事件1004來確定收縮速率。一旦第二裝置確定收縮速率已經降回至低于閾值，諸如在圖10的區(qū)域1022期間，第二裝置就可以從ATR模式切換回跟蹤模式。在從ATR模式切換出來之后，第二裝置可以再次開始傳送每一個感測的心房事件。在一些例子中，第二裝置可以使傳送的感測的心房事件1004的速率(例如，通過仍傳送一些人造的感測的事件1040)一直增大到感測的心房事件1004的實際速率。該特征可以在圖10的區(qū)域1024中看出，在該區(qū)域中，第二裝置以增大的速率傳送人造的感測的事件1040。一旦傳送的人造的感測的事件1040的速率相對于收縮速率增大一定量，第二裝置然后就可以開始僅傳送感測的心房事件1004，諸如在圖10的區(qū)域1012期間。這可以使第一裝置以其遞送電刺激的收縮速率也緩慢地增大。

圖11是示出根據本公開的多室療法的另一種說明性方法的心臟事件的圖形化描繪。與前面的例子一樣，這樣的系統(tǒng)可以具有負責感測心臟的心室中的心臟事件并且將電刺激遞送給心臟的心室的第一裝置。該系統(tǒng)可以進一步包括負責至少感測心臟的心房中的心臟事件并且另外在一些例子中將電刺激遞送給心臟的心房的第二裝置。圖11的時間線1102和1108分別描繪了感測的和起搏的心房事件和心室事件。此外，感測的心房事件1104是第二裝置感測的心房心臟事件，起搏的心室事件1106是由第一裝置引起的起搏的心室起搏事件。箭頭1110表示傳送的感測的心房事件1104。第二裝置可以被配置為以與以上關于圖7描述的例子中的一個或多個類似的方式傳送感測的心房事件1104。類似于圖7-10，圖11的區(qū)域1112表示正常心房活動的時間段。在這些時間段期間，第二裝置可以將感測的心房事件1104傳送給第一裝置，第一裝置可以在跟蹤模式下在從接收到傳送的感測的心房事件1104開始的預定義時間段T_AV之后遞送電刺激，例如，起搏脈沖。

在圖11的例子中，第二裝置可以從感測的心房事件1104確定收縮速率，和/或例如以與關于圖8描述的例子之一類似的方式監(jiān)視連續(xù)的心房事件之間的間隔。第二裝置可以另外將確定的收縮速率與閾值進行比較和/或將監(jiān)視的間隔與閾值持續(xù)時間進行比較。一旦第二裝置確定收縮速率超過閾值，或者間隔變得短于閾值持續(xù)時間，例如，在圖11的區(qū)域1116期間，第二裝置就可以進入ATR模式，并且僅傳送選擇性的感測的心房事件1104。

在ATR模式下，第二裝置可以在傳送的每個感測的心房事件1104之后使用消隱時間段，該消隱時間段在圖11中被稱為T₁。在該消隱時間段期間，第二裝置可以不傳送任何感測的心房事件1104。第二裝置然后可以傳送在消隱時間段之后發(fā)生的第一個感測的心房事件1104。這可以通過圖11的區(qū)域1120的頭兩個感測的心房事件1104看出。區(qū)域1120的第一個感測的心房事件1104在時間段T₁結束之前發(fā)生。因此，第二裝置不傳送該感測的心房事件1104。然而，區(qū)域1120的第二個心房事件1104是在時間段T₁之后發(fā)生。因此，第二裝置傳送該感測的心房事件1104，并且第一裝置響應于接收到傳送的感測的心房事件1104遞送起搏脈沖。通過選擇性地傳送這樣的感測的心房事件1104，第二裝置可以能夠防止第一裝置以不安全的收縮速率遞送電刺激。

在至少一些例子中，第一裝置保持跟蹤第二預定義時間段。第一裝置可以跟蹤從每個起搏的心室事件1106開始的第二預定義時間段。第一裝置可以被配置為在自從第二預定義時間段終止之后遞送起搏脈沖。如圖11中的區(qū)域1120中所見的，該時間段可以被稱為速率下限間隔(LRLI)。在區(qū)域1120的第二個起搏的心室事件1106之后，不存在落在T₁之外、LRLI之前的感測的心房事件1104。因此，因為整個LRLI時間段自從最后一個起搏的心室事件1106以后已經運行，所以第一裝置遞送觸發(fā)起搏的心室事件1106的起搏脈沖，即，區(qū)域1120的第三個起搏的心室事件1106。在一些例子中，第二裝置可以能夠感測第一裝置何時遞送不響應于傳送的感測的心房事件1104的電刺激。在這樣的例子中，當第二裝置感測到這樣的遞送的電刺激時，第二裝置可以重置消隱時間段T₁。在其他例子中，第二裝置可以在感測到第一裝置遞送的任何電刺激之后開始跟蹤T₁內的時間，而不是測量從最后一個感測的心房事件1104開始的時間。例如，第二裝置可以測量從每個起搏的心室事件1106開始的、而不是從每個傳送的感測的心房事件1104開始的消隱時間段T₁。

即使在僅選擇性地傳送感測的心房事件1104時，第二裝置也可以確定收縮速率。一旦第二裝置確定收縮速率上升至高于閾值，諸如在圖11的區(qū)域1122期間，如區(qū)域1112中那樣，第二裝置就可以返回到跟蹤模式，并且可以傳送每個感測的心房事件1104。

盡管主要是關于圖7描述的，但是在圖8-11中描述的各種例子中的任何一個或全部可以另外地或可選地利用圖7中所描述的PVARP和MTRI時間段。例如，當被使用時，上述例子中的任何一個的第一裝置或第二裝置中的任何一個可以忽略在PVARP期間感測的或傳送的心房事件。另外，當被使用時，上述例子中的任何一個的第一裝置或第二裝置中的任何一個可以使用MTRI來確保感測的心房事件不被傳送，或者心室起搏脈沖不被以比MTRI限制的速率快的速率遞送。

另外，上述例子中的任何一個可以另外地或可選地實現關于圖11描述的LRLI。例如，以上例子中的任何一個的第一裝置可以被配置為在LRLI時間段終止之后遞送起搏脈沖，該LRLI時間段是從最后一個感測的心室事件或起搏的心室事件開始測量的。這樣的特征的操作是設置心臟收縮的最小速率，從而幫助確保患者的安全。例如，這樣的特征在如以上關于圖7-11描述的第二裝置控制第一裝置的操作的系統(tǒng)中可以是有益的。在所描述的例子中的一些例子中，第一裝置可以響應于從第二裝置傳送的信號來遞送起搏脈沖。然而，在這兩個裝置之間的通信出現故障的情況下，第一裝置仍可以以基于實現的LRLI時間段的安全速率遞送起搏脈沖。

圖12是諸如圖3-6中的任何一個中所示的可植入醫(yī)療裝置系統(tǒng)(包括關于圖1和2描述的裝置中的任何一個)可以實現的說明性方法的流程圖。盡管圖12的方法是就圖5的醫(yī)療裝置系統(tǒng)描述的，但是圖12的方法可以由任何合適的醫(yī)療裝置系統(tǒng)執(zhí)行。

在一些例子中，LCP 506可以感測兩個或更多個心房事件(1202)。例如，LCP 506可以被植入在心臟510的心房中，并且可以被配置為感測心房事件。LCP506可以另外被配置為確定連續(xù)的心房事件之間的心房間隔(1204)。例如，LCP506可以被配置為監(jiān)視連續(xù)的心房事件之間的時間段。在一些例子中，LCP 506可以被配置為監(jiān)視兩個連續(xù)的心房事件之間的時間段。在其他例子中，LCP 506可以被配置為監(jiān)視三個、五個、十個或任何合適數量的心房事件之間的時間段。LCP 506可以被配置為基于監(jiān)視的時間段來確定單個心房事件，例如通過計算監(jiān)視的時間段的平均值。LCP 506可以進一步被配置為確定心房間隔是否指示高于閾值的心房收縮速率(1206)。例如，LCP 506可以被配置為將確定的心房間隔與閾值進行比較。在一些例子中，LCP 506可以基于確定的心房間隔來確定心房收縮速率。在這樣的例子中，LCP 506可以將確定的心房收縮速率與閾值進行比較。

如果LCP 506確定心房收縮速率低于閾值，則LCP 506可以將感測的心房事件傳送給LCP 502，其中，LCP 502被配置為在跟蹤模式下響應于傳送的事件來使心臟的心室起搏(1208)。在跟蹤模式下，被植入在心臟510的心室內或上的LCP 502可以被配置為響應于每個接收的感測的心房事件將起搏脈沖遞送給心臟510的心室。然而，如果LCP 506確定心房收縮速率高于閾值，則LCP 506可以將在非跟蹤模式下使心臟的心室起搏的命令傳送給LCP 502(1210)。在非跟蹤模式下，LCP 502可以被配置為根據前面關于7-11描述的非跟蹤模式中的任何一種非跟蹤模式(例如，ATR模式和/或根據需要的任何其他合適的模式)來將起搏脈沖遞送給心臟510的心室。

圖13是諸如圖3-6中的任何一個中所示的可植入醫(yī)療裝置系統(tǒng)(包括關于圖1和2描述的裝置中的任何一個)可以實現的說明性方法的流程圖。盡管圖13的方法是就圖5的醫(yī)療裝置系統(tǒng)描述的，但是圖13的方法可以由任何合適的醫(yī)療裝置系統(tǒng)執(zhí)行。

在一些例子中，LCP 506可以感測多個心房事件(1302)。例如，LCP 506可以被植入在心臟510的心房中，并且可以被配置為感測心房事件。LCP 506可以另外被配置為將所述多個感測的心房事件中的一個或多個的指示傳送給LCP 502(1304)。例如，LCP 502和LCP 506可以通信地耦合。因此，LCP 506可以經由通信路徑將感測的心房事件傳送給LCP 502。LCP 502和LCP 506中的一個或兩個可以另外被配置為確定連續(xù)的感測的心房事件之間的心房間隔(1306)。例如，LCP 502和/或LCP 506可以被配置為監(jiān)視連續(xù)的心房事件之間的時間段。LCP 506可以監(jiān)視連續(xù)的感測的心房事件之間的時間段，而LCP 502可以監(jiān)視連續(xù)的傳送的感測的心房事件之間的時間段。在一些例子中，LCP 502和/或LCP 506可以被配置為監(jiān)視兩個連續(xù)的心房事件之間的時間段。在其他例子中，LCP 502和/或LCP 506可以被配置為監(jiān)視三個、五個、十個或任何合適數量的心房事件之間的時間段。LCP 502和/或LCP 506可以被配置為基于監(jiān)視的時間段來確定單個心房事件，例如通過計算監(jiān)視的時間段的平均值。LCP 502和/或LCP 506可以另外被配置為確定心房間隔是否指示高于閾值的心房收縮速率(1308)。例如，LCP 502和/或LCP 506可以被配置為將確定的心房間隔與閾值進行比較。在一些例子中，LCP 502和/或LCP 506可以基于確定的心房間隔來確定心房收縮速率。在這樣的例子中，LCP 502和/或LCP 506可以將確定的心房收縮速率與閾值進行比較。

如果心房收縮速率低于閾值，則LCP 502可以被配置為根據第一療法方案來將一個或多個起搏脈沖遞送給心臟510的心室(1310)。在一些例子中，第一療法方案可以對應于跟蹤模式。在跟蹤模式下，LCP 502可以被配置為對于從LCP 506接收的每個感測的心房事件遞送一個或多個起搏脈沖。如果心房收縮速率高于閾值，則LCP 502可以被配置為根據第二療法方案來將一個或多個起搏脈沖遞送給心臟510的心室(1312)。例如，第二療法方案可以對應于前面關于圖7-11描述的非跟蹤模式中的任何一種非跟蹤模式，例如ATR模式和/或根據需要的任何其他合適的非跟蹤模式。

本領域技術人員將認識到，本公開可以表現為除了本文中描述的和設想的特定實施例之外的各種形式。作為一個例子，如本文中所述，各種例子包括被描述為執(zhí)行各種功能的一個或多個模塊。然而，其他例子可以包括將所描述的功能劃分到比所描述的模塊多的模塊上的附加模塊。另外，其他例子可以將所描述的功能合并到更少的模塊中。因此，在不脫離所附權利要求中所描述的本公開的范圍和精神的情況下，可以進行形式和細節(jié)上的變更。

附加例子

在第一個例子中，一種無引線心臟起搏器系統(tǒng)包括可植入在心室部位處的第一無引線心臟起搏器(LCP)、可植入在心房部位處的第二無引線心臟起搏器(LCP)，第二LCP被配置為感測心房收縮，第一LCP和第二LCP被配置為通信地耦合以使得第一LCP和第二LCP能夠在跟蹤模式下將起搏治療遞送給心室部位，并且其中，第一LCP和/或第二LCP被配置為如果第二LCP感測的心房收縮之間的間隔變得短于閾值持續(xù)時間，則在非跟蹤模式下將起搏治療遞送給心室部位。

在第二個例子中，第一個例子的無引線心臟起搏器系統(tǒng)可以進一步包括其中第一LCP被配置為：確定第二LCP感測的心房收縮之間的間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間，并且將無引線心臟起搏器系統(tǒng)從跟蹤模式變?yōu)榉歉櫮Ｊ健?/p>

在第三個例子中，第一個例子或第二個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器可以進一步包括其中第二LCP被配置為：確定第二LCP感測的心房收縮之間的間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間，并且將無引線心臟起搏器系統(tǒng)從跟蹤模式變?yōu)榉歉櫮Ｊ健?/p>

在第四個例子中，第一個例子至第三個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器可以進一步包括其中第一LCP和/或第二LCP被配置為確定第二LCP感測的心房收縮之間的間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間，并且被配置為共同地將無引線心臟起搏器系統(tǒng)從跟蹤模式變?yōu)榉歉櫮Ｊ健?/p>

在第五個例子中，一種將起搏脈沖遞送給患者的心臟的方法包括：第一可植入醫(yī)療裝置感測兩個或更多個心房事件；第一可植入醫(yī)療裝置確定連續(xù)的心房事件之間的心房間隔；第一可植入醫(yī)療裝置確定心房間隔是否指示高于閾值的心房收縮速率；如果心房收縮速率低于閾值，則將感測的心房事件從第一可植入醫(yī)療裝置傳送給第二可植入醫(yī)療裝置，其中，第二可植入醫(yī)療裝置被配置為在跟蹤模式下響應于傳送的事件來使心臟的心室起搏；如果心房收縮速率高于閾值，則將在非跟蹤模式下使心臟的心室起搏的命令從第一可植入醫(yī)療裝置傳送給第二可植入醫(yī)療裝置。

在第六個例子中，第五個例子的方法可以進一步包括其中如果心房收縮速率低于閾值，則第二可植入醫(yī)療裝置被配置為在跟蹤模式下響應于每個傳送的感測的事件來使心臟的心室起搏。

在第七個例子中，第五個例子和第六個例子中的任何一個的方法可以進一步包括其中如果心房收縮速率高于閾值，則第二可植入醫(yī)療裝置被配置為在非跟蹤模式下以預定速率使心臟的心室起搏。

在第八個例子中，第五個例子至第七個例子中的任何一個的方法可以進一步包括其中如果心房收縮速率高于閾值、但是降至低于閾值，則第二可植入醫(yī)療裝置被配置為在跟蹤模式下響應于每個傳送的感測的事件來使心臟的心室起搏。

在第九個例子中，一種將起搏脈沖遞送給患者的心臟的方法包括：第一可植入醫(yī)療裝置感測多個心房事件；第一可植入醫(yī)療裝置將所述多個感測的心房事件中的一個或多個的指示傳送給第二可植入醫(yī)療裝置；確定連續(xù)的心房事件之間的心房間隔；確定心房間隔是否指示高于閾值的心房收縮速率；如果心房收縮速率低于閾值，則第二可植入醫(yī)療裝置根據第一療法方案將一個或多個起搏脈沖遞送給患者的心臟的心室；如果心房收縮速率高于閾值，則第二可植入醫(yī)療裝置根據第二療法方案將一個或多個起搏脈沖遞送給患者的心臟的心室。

在第十個例子中，第九個例子的方法進一步包括其中第一療法方案包括在跟蹤模式下響應于每個感測的心房事件來將起搏脈沖遞送給患者的心臟的心室。

在第十一個例子中，第九個例子或第十個例子中的任何一個的方法進一步包括其中第二療法方案包括在非跟蹤模式下以預定速率將一個或多個起搏脈沖遞送給患者的心臟。

在第十二個例子中，第九個例子至第十一個例子中的任何一個的方法進一步包括其中第一可植入醫(yī)療裝置確定心房間隔是否指示高于閾值的心房收縮速率；如果第一可植入醫(yī)療裝置確定心房收縮速率高于閾值，則將開始根據第二療法方案遞送一個或多個起搏脈沖的第一命令從第一可植入醫(yī)療裝置傳送給第二可植入醫(yī)療裝置，而不將感測的心房事件從第一可植入醫(yī)療裝置傳送給第二可植入醫(yī)療裝置；如果第一可植入醫(yī)療裝置確定心房收縮速率隨后降至低于閾值，則將阻止第二可植入醫(yī)療裝置根據第二療法方案遞送一個或多個起搏脈沖的第二命令從第一可植入醫(yī)療裝置傳送給第二可植入醫(yī)療裝置，并且返回到第一療法方案。

在第十三個例子中，第九個例子至第十二個例子中的任何一個的方法進一步包括其中確定心房收縮速率是否高于閾值包括計算兩個或更多個先前的心房間隔的平均值。

在第十四個例子中，第九個例子至第十三個例子中的任何一個的方法進一步包括其中第一可植入醫(yī)療裝置是被定位在患者的心臟的心房中或鄰近患者的心臟的心房定位的無引線心臟起搏器(LCP)。

在第十五個例子中，第九個例子至第十四個例子中的任何一個的方法進一步包括其中第二可植入醫(yī)療裝置是被定位在患者的心臟的心室中或鄰近患者的心臟的心室定位的無引線心臟起搏器(LCP)。

在第十六個例子中，第九個例子至第十五個例子中的任何一個的方法進一步包括其中第一醫(yī)療裝置將所述多個感測的心房事件中的一個或多個的指示傳送給第二可植入醫(yī)療裝置包括通過患者的組織的傳導通信。

在第十七個例子中，一種用于將起搏脈沖遞送給患者的心臟的醫(yī)療裝置系統(tǒng)，該醫(yī)療裝置系統(tǒng)包括通信地耦合到第二植入醫(yī)療裝置的第一可植入醫(yī)療裝置，其中：第一可植入醫(yī)療裝置被配置為：感測心房事件；基于感測的心房事件確定心房收縮速率；確定心房收縮速率是否高于閾值；如果心房收縮速率低于閾值，則將每個感測的心房事件傳送給第二可植入醫(yī)療裝置；如果心房收縮速率高于閾值，則將每一個第一預定時間段的一個感測的心房事件傳送給第二可植入醫(yī)療裝置，第二可植入醫(yī)療裝置被配置為響應于接收到感測的心房事件來遞送起搏脈沖。

在第十八個例子中，第十七個例子的醫(yī)療裝置系統(tǒng)進一步包括其中將每一個第一預定時間段的一個感測的心房事件傳送給第二可植入醫(yī)療裝置包括在前一個感測的心房事件之后的消隱時間段之后傳送感測的心房事件。

在第十九個例子中，第十七個例子和第十八個例子中的任何一個的醫(yī)療裝置系統(tǒng)進一步包括其中將每一個第一預定時間段的一個感測的心房事件傳送給第二可植入醫(yī)療裝置包括每一個第一預定時間段將人造的感測的心房事件傳送給第二可植入醫(yī)療裝置一次。

在第二十個例子中，第十七個例子至第十九個例子中的任何一個的醫(yī)療裝置系統(tǒng)進一步包括其中第一可植入醫(yī)療裝置被進一步配置為：如果第一可植入醫(yī)療裝置在消隱時間段之后的第二預定時間段內沒有感測到心房事件，則將人造的感測的心房事件傳送給第二可植入醫(yī)療裝置。

在第二十一個例子中，一種無引線心臟起搏器系統(tǒng)包括可植入在心室部位處的第一無引線心臟起搏器(LCP)、可植入在心房部位處的第二無引線心臟起搏器(LCP)，第二LCP被配置為感測心房收縮，第一LCP和第二LCP被配置為通信地耦合以使得第一LCP和第二LCP能夠在跟蹤模式下將起搏治療遞送給心室部位，并且其中，第一LCP和/或第二LCP被配置為如果第二LCP感測的心房收縮之間的間隔變得短于閾值持續(xù)時間，則在非跟蹤模式下將起搏治療遞送給心室部位。

在第二十二個例子中，第二十一個例子的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中第一LCP被配置為：確定第二LCP感測的心房收縮之間的間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間，并且將無引線心臟起搏器系統(tǒng)從跟蹤模式變?yōu)榉歉櫮Ｊ健?/p>

在第二十三個例子中，第二十一個例子和第二十二個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中第二LCP被配置為：確定第二LCP感測的心房收縮之間的間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間，并且將無引線心臟起搏器系統(tǒng)從跟蹤模式變?yōu)榉歉櫮Ｊ健?/p>

在第二十四個例子中，第二十一個例子至第二十三個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中第一LCP和/或第二LCP被配置為確定第二LCP感測的心房收縮之間的間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間，并且被配置為共同地將無引線心臟起搏器系統(tǒng)從跟蹤模式變?yōu)榉歉櫮Ｊ健?/p>

在第二十五個例子中，第二十一個例子、第二十三個例子和第二十四個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中第二LCP將從跟蹤模式切換到非跟蹤模式的信號傳送給第一LCP。

在第二十六個例子中，第二十一個例子至第二十五個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中在跟蹤模式下，第二LCP將關于每個感測的心房收縮的事件信號傳送給第一LCP。

在第二十七個例子中，第二十一個例子至第二十六個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中在跟蹤模式下，第一LCP被配置為響應于從第二LCP接收的每個事件信號來遞送電刺激。

在第二十八個例子中，第二十一個例子至第二十七個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中在非跟蹤模式下，第一LCP被配置為獨立于從第二LCP接收的任何信號遞送電刺激。

在第二十九個例子中，第二十一個例子至第二十八個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中在非跟蹤模式下，第一LCP以預定義速率遞送電刺激。

在第三十個例子中，第二十一個例子至第二十九個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中在非跟蹤模式下，第二LCP不將關于每個感測的心房收縮的事件信號傳送給第一LCP。

在第三十一個例子中，第二十一個例子至第三十個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中在非跟蹤模式下，第二LCP將表示人造心房收縮的事件信號傳送給第一LCP。

在第三十二個例子中，第二十一個例子至第三十一個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中第一LCP可以不快于預定義速率地遞送電刺激。

在第三十三個例子中，第二十一個例子至第三十二個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中確定第二LCP感測的心房收縮之間的間隔是否變得短于閾值持續(xù)時間包括計算兩個或更多個先前的心房間隔的平均值。

在第三十四個例子中，第二十一個例子至三十三個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中第一LCP和第二LCP被配置為通過患者的身體傳導通信地耦合。

在第三十五個例子中，第二十一個例子至第三十四個例子中的任何一個的無引線心臟起搏器系統(tǒng)進一步包括其中在從跟蹤模式切換到非跟蹤模式之后，第一LCP被配置為使遞送的電刺激的速率緩慢地降至預定義速率。