利用温度传感器的速率调节心脏治疗系统1.优先权要求2.本技术要求于2019年3月22日提交的、题为“systemandmethodforratemodulatedcardiactherapyutilizingatemperaturesenor”的美国临时专利申请no.62/822,295的优先权。3.相关专利4.本技术与共同转让的美国专利no.9,833,624和10,159,841有关，这两个专利号的标题为“systemandmethodforratemodulatedcardiactherapyutilizingatemperaturesenor”。
技术领域：
：5.本公开涉及用于心律管理的医疗设备及方法。更具体地说，本文公开的实施例涉及自动调整心律管理系统的操作参数的系统及方法。
背景技术：
：：6.正常人类心脏通过向身体的所有组织提供基于需求的血液供应来供应氧气和移除废物。通过身体泵送的血液量是由人的心率和心搏量决定的。正常健康的休息个体的心跳为每分钟跳动约60次(beatsperminute(每分钟心跳次数)，bpm)，并且通过复杂的自主控制机制来调节心跳，该机制管理窦房(sa)结发射的速率。sa结控制心率。当个体工作时，存在对组织的增加的新陈代谢需求，并且自主控制系统通过使sa结更快地发射来作出响应，从而增加心率。在健康个体中，神经系统、sa结和心率的相互作用确保了在所有水平的活动上保持平衡。7.大多数现代心脏起搏器都有能力通过使用称为加速度计的电气元件来接近身体基于活动的变化需求。例如，许多起搏器包括可以检测运动(并且更具体地说，检测加速度)的加速度计，其作为活动的代理(proxy)。当人走路、跑步或做其他活动时，运动的变化会向心脏起搏器的内部电子器件发送信号，使心脏起搏器增加心率，以便为活动者提供增加的血液供应。依靠加速度计来调整起搏速率的限制是，加速度计可以将任何运动解释为患者的活动，诸如乘坐汽车或自行车在颠簸的路上行驶，这可能导致起搏器不适当地增加起搏速率。换句话说，加速度计会错误地将某些运动的增加解释为患者活动的增加，即使这种运动的增加实际上不是由于患者活动的增加。依靠加速度计调整起搏速率的另一个限制是，在某些情况下，加速度计可能无法检测到不伴随设备振动的患者活动的增加，诸如，当个体骑着固定的自行车同时保持其上身相对静止时。这两种情况都会导致起搏器对活动的误解，并递送不适当的起搏速率控制。8.控制起搏器速率的另一种方法是通过使用血液温度传感器。人的核心体温的上升(通常在这之前首先是核心体温的小幅下降)通常是在活动起始时被观察到的，并可以作为加速度计的替代。然而，依赖于人的核心体温来调整起搏速率的当前起搏器有时不能对人的活动水平的变化作出适当和/或充分的响应。技术实现要素：9.下面是对本公开内容的若干样本方面的总结。应该理解的是，这个总结是为了方便读者而提供的，并且并不完全限定本公开的范围。为方便起见，本公开的一个或多个方面或实施例在此可简单地称为“一些方面”或“某些实施例”。10.一般来说，本公开涉及心律管理系统及其使用方法，该系统基于对血液温度的测量，响应于运动来提供适当的且成比例的起搏速率增加。11.本技术的某些实施例与可植入医疗系统及其使用方法有关，该可植入医疗系统为可植入医疗系统被植入其中的患者提供基于温度的速率响应。这样的可植入医疗系统可以包括单个可植入医疗设备(imd)，或多个可以相互通信的imd。这种方法可以包括：感测指示imd被植入其中的患者的核心体温的血液温度信号，并且基于血液温度信号产生相对温度信号。根据某些实施例，相对温度信号可以通过以下方式产生：产生血液温度信号的短期平均(sta)，产生血液温度信号的长期平均(lta)，以及从血液温度信号的sta中减去血液温度信号的lta从而产生相对温度信号。该方法可进一步包括基于相对温度信号产生移动基线温度信号，基于相对温度信号和移动基线温度信号产生比例响应信号，以及基于比例响应信号和基本速率产生传感器指示速率响应信号。此外，该方法可以包括基于传感器指示速率响应信号控制可植入医疗系统的起搏速率。12.根据某些实施例，移动基线温度信号是通过以下方式基于相对温度信号产生的：产生移动基线温度信号，使得其在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间跟随相对温度信号，并在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间向零衰减。例如，比例响应信号可以通过以下方式产生：从相对温度信号中减去移动基线温度信号，以产生指示相对温度信号和移动基线温度信号之间差异的差信号，并且比例响应信号可以基于差信号的正部分产生。例如，可以将差信号的正部分乘以比例增益值，从而产生比例响应信号。可替代地，可以将预定函数应用到差信号的正部分，从而产生比例响应信号。在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，比例响应信号可以基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的增加。此外，在响应于活动的减少或停止而发生的血液温度信号的下落期间，比例响应可以基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的降低。13.根据某些实施例，还可以产生下降响应信号和/或斜率响应信号并将其用于产生传感器指示速率响应信号。在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间，下降响应信号可以提供起搏速率的增加。在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，斜率响应信号可以基于相对温度信号的斜率提供起搏速率的增加。在某些实施例中，传感器指示速率响应信号是基于比例响应信号、下降响应信号、斜率响应信号和基本速率的组合产生的。例如，传感器指示速率响应信号可以通过将比例响应信号、下降响应信号、斜率响应信号和基本速率累加来产生。根据某些实施例，传感器指示速率响应信号的幅度和/或转换速率被限制，以防止起搏速率超过最大速率和/或防止起搏速率的变化超过最大变化速率。14.根据某些实施例，可以通过以下方式来产生下降响应信号：将相对温度信号与下降阈值进行比较，在相对温度信号小于下降阈值时向积分器的输入提供下降起始速率值，在相对温度信号大于下降阈值时向积分器的输入提供下降衰减速率值，以及使用由积分器输出的信号的正部分作为下降响应信号。15.根据某些实施例，可以通过以下方式产生斜率响应信号：产生指示相对温度信号的正斜率的信号，并将指示相对温度信号的正斜率的信号乘以斜率增益值从而产生斜率响应信号，或将预定函数应用于指示相对温度信号的正斜率的信号从而产生斜率响应信号。根据某些实施例，可以通过以下方式产生指示相对温度信号的正斜率的信号：将相对温度信号提供给高通滤波器(hpf)，并将hpf的输出提供给整流器，从而产生指示相对温度信号的正斜率的信号。可替代地，可以确定相对温度信号的两个时间上不同的样本之间的差异，并基于该差异确定指示相对温度信号的正斜率的信号。16.根据某些实施例，可植入医疗系统除其他以外包括一个或多个脉冲生成器、一个或多个电极、温度传感器和控制器。(一个或多个)脉冲生成器被配置为选择性地产生起搏脉冲。(一个或多个)电极被配置为将由(一个或多个)脉冲生成器产生的起搏脉冲递送到可植入医疗系统被植入其中的患者的心脏。温度传感器被配置为产生指示可植入医疗系统被植入其中的患者的核心体温的血液温度信号。控制器基于血液温度信号产生相对温度信号，基于相对温度信号产生移动基线温度信号，并基于相对温度信号和移动基线温度信号产生比例响应信号。控制器还被配置为基于比例响应信号和基本速率产生传感器指示速率响应信号，并基于传感器指示速率响应信号控制起搏脉冲的递送，从而控制起搏速率。控制器还可以被配置为产生下降响应信号和/或斜率响应信号，并且还基于下降响应信号和/或斜率响应信号产生传感器指示速率响应信号。在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间，下降响应信号提供起搏速率的增加。在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，斜率响应信号基于相对温度信号的斜率提供起搏速率的增加。在具体实例施中，控制器基于比例响应信号、下降响应信号、斜率响应信号和基本速率的组合产生传感器指示速率响应信号。17.本
发明内容并不旨在成为本技术的完整描述或限制其范围。本技术的替代和额外的特征、方面和目标可以从对说明书、附图和权利要求的审阅中获得。附图说明18.本技术的新颖特征在权利要求中作了具体阐述。通过参考以下对说明性的实施例进行阐述的详细描述，可以获得对本技术的特征和优点的更好的理解，在实施例中利用了本技术的原理，以及以下的附图：19.图1a是无引线心脏起搏器的实施例的简化图。20.图1b是示出说明性速率响应型无引线心脏起搏器的实施例的操作元件的相互连接的原理框图。21.图2a、图2b和图2c示出了无引线心脏起搏器中的温度传感器的三个实施例。22.图3是温度响应型控制器的实施例的框图。23.图4a是示出使用植入的温度传感器感测的相对温度如何随时间变化的图表。24.图4b是示出示例性的下降响应、示例性的斜率响应和示例性的比例响应可以相互结合，并与基本速率相结合，产生传感器指示速率(sir)响应的图形。25.图5是高级流程图，用于总结根据本技术的各种实施例的方法，该方法可以用于为可植入医疗设备(imd)被植入其中的患者提供基于温度的速率响应，该imd诸如图1a和图1b中介绍的无引线起搏器。26.图6示出了根据本文的各种实施例实施速率响应过程的框图。27.图7是心内医疗设备(icmd)的实施例的简化图。28.图8是可植入刺激设备的实施例的简化图，该设备与植入患者心脏的一个或多个引线进行电通信，用于感测患者的状况、向患者递送治疗或提供其某种组合。29.图9是示出根据本文某些实施例形成的心律管理系统的示例的简化图。30.根据共同的实践，图中示出的各种特征可以不按比例绘制。因此，各种特征的维度可以任意扩大或缩小以达到清晰的效果。此外，为了清晰起见，可以对附图中的一些进行简化。因此，附图可以不描绘出给定装置或方法的所有组件。最后，类似的附图标记可用于表示整个说明书和图中的类似特征。具体实施方式31.下面将参照详细的说明性实施例来描述本技术的实施例。显然，本文描述的实施例可以以各种各样的形式体现，其中一些实施例可以看起来与所公开的实施例有很大的不同。因此，本文公开的具体结构和功能细节只是代表性的，并且并不限制本技术的范围。例如，基于本文的教导，本领域的技术人员应该明白，本文所公开的各种结构和功能细节可以独立于任何其他结构或功能细节而被纳入实施例中。因此，可以使用在任何公开的(一个或多个)实施例中阐述的任何数量的结构或功能细节来实施装置或实践方法。另外，作为在任何公开的(一个或多个)实施例中阐述的结构或功能细节的补充或替代，还可以使用其他结构或功能细节来实施装置或实践方法。32.本公开涉及响应于温度的心律管理系统。心律管理系统可以包括一个或多个可植入医疗设备，包括但不限于：可以植入患者心脏的腔室内的无引线心脏起搏器；利用1c设备扩展来提供双腔室功能的心内可植入医疗设备；心脏起搏器和/或可植入心律转复除颤器(icd)，其利用一个或多个穿过血管和心腔的导电引线，以便将带有电子器件和电源(罐)的罐子(canister)与贴附在心脏上的电极相连接，以达到电刺激心脏组织和测量心肌电活动的目的；皮下icd，其不使用心内膜、经静脉或心外膜引线递送除颤(但可以采用心内膜、经静脉或心外膜引线来感测温度)，并且可以使用皮下电极递送除颤；植入患者心脏或相关联血管的温度传感器；包括温度传感器的心内监测器，其可以是独立的设备或引线的部分；主设备、编程器或不对心脏本身起搏的可植入心脏监测器，其可以包含分析温度和提供传感器指示速率的处理器，并与心律管理系统的另一可植入医疗设备进行通信。33.在某些实施例中，温度传感器和/或分析温度并提供传感器指示速率的处理器可以采用微机械系统("mems")，诸如在美国专利no.8,573,062中描述的mems。mems可以是独立的设备，在一些实施例中，它被植入心脏的心外膜或心脏腔室内，例如使用螺旋线和缝合线将该设备直接固定在心肌上，例如美国专利no.7,937,148号所述。在不包括温度传感器的实施例中，mems独立设备可以被植入身体的其他位置。mems可以被配置为通过无线通信与刺激设备进行通信，例如通过如美国专利no.9,168,383所述的导电通信，例如通过并入通信脉冲生成器。在替代实施例中，mems被并入到可植入引线中，并可通过有线通信与刺激设备进行通信。34.无引线心脏起搏器的一些实施例可以包括置于人体心脏腔室中的密封外壳、置于外壳中的电池、由外壳支撑的至少两个电极、封闭或包含在外壳中的温度传感器和置于外壳中的控制器。控制器可以适于使用两个电极感测心内信息，并使用来自温度传感器的温度信息将刺激能量从电池递送到电极。温度传感器可以是热敏电阻或并入控制器的半导体温度传感器。35.图1a显示了无引线起搏器或生物刺激器100的外视图。生物刺激器100可以包括密封的外壳102，其电极104和106位于外壳102之内、之上或其附近，用于向心脏腔室的肌肉递送起搏脉冲和从其感测电活动，并与体内或体外的至少一个其他设备进行双向通信。在不同的实施例中，电极104和106可以耦合在外壳102之上、内部或两厘米内。在替代实施例中，电极104和106可以耦合在外壳102之上、内部或十五厘米内。在一些布置中，电极104和106可以整体形成在外壳102的外表面。36.如所示出的，电极106可以与固定机构105分离但部分地被其包围，并且电极104可以放置在外壳102上。固定机构105可以是固定螺旋、多个钩子、倒钩或被配置为将心脏起搏器附接到组织(诸如心脏组织)的其他附接特征。37.外壳还可以包括外壳内的电子隔间110，该电子隔间包含起搏器操作所必需的电子组件，例如包括脉冲生成器、通信电子器件、电池和用于操作的处理器。密封外壳102可以适配于植入到人的心脏上或心脏中，并且例如可以是圆柱形、矩形、球形或任何其他适当的形状。38.外壳可以包括导电的、生物相容的、惰性的和阳极安全材料，诸如钛、316l不锈钢或其他类似材料。外壳还可以包括布置于导电材料上的绝缘体，以分离电极104和106。绝缘体可以是在电极之间的外壳部分上的绝缘涂层，并且可以包括诸如硅胶、聚氨酯、聚对二甲苯或通常用于可植入医疗设备的另一生物相容的电绝缘体的材料。在图1a的实施例中，单个绝缘体108沿着电极104和106之间的外壳部分布置。在一些实施例中，外壳本身可以包括绝缘体而不是导体，诸如氧化铝陶瓷或其他类似的材料，并且电极可以布置在外壳上。39.如图1a所示，起搏器还可以包括管座装配装置112以从电极106隔绝电极104。管座装配装置112可以由peek、芳香族聚醚基热塑性聚氨酯(tecothane)或另一生物相容的塑料制作，并且可以包含陶瓷到金属馈通、玻璃到金属馈通或本领域中已知的其它适当的馈通绝缘体。40.电极104和106可以包含起搏/感测电极，或回流电极。低极化涂层可以应用于电极，诸如例如烧结铂、铂铱、铱、氧化铱、氮化钛、碳或其他通常用于减少极化效应的材料。在图1a中，电极106可以是起搏/感测电极，电极104可以是回流电极。电极104可以是导电外壳102中不包括绝缘体108的部分。41.可以使用若干种技术和结构来将外壳102附接到心脏的内壁或外壁。螺旋固定机构105可以使设备能够通过引导导管插入心内或心外。可扭转导管可以用于旋转外壳并迫使固定设备进入心脏组织，因此将固定装置(以及图1a中的电极106)贴附到与可刺激组织接触。电极104可以充当用于感测和起搏的中性电极。固定机构可以被部分或全部涂覆以实现电绝缘，并且可以在设备上或附近包括类固醇洗脱基质以最小化纤维化反应，这在传统的起搏电极引线中是已知的。42.转到图1b，示意性框图描述了生物刺激器100的实施例。生物刺激器100包括外壳102、与外壳102相连的电极104和106、密封地包含在外壳102内并与电极104和106电连接的脉冲递送系统152。脉冲递送系统152被配置为在外壳102内部获取能量，产生并向电极104和106提供电脉冲。生物刺激器100还包括温度传感器154，它可以被封闭在外壳102内，或者可以由外壳102支撑，并适于感测温度。逻辑120(例如处理器、控制器、中央处理单元、状态机、可编程逻辑阵列等)被密封地包含在外壳102内，并与脉冲生成器116、温度传感器154、以及电极104和106通信耦合。逻辑120可以控制脉冲生成器116，以递送具有由存储在存储器中的选定的一个或多个治疗程序指定的振幅、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。温度传感器154与评估器186连接。下面参照图2a、图2b和图2c讨论温度传感器154的示例性实施例。然而，也可以选择使用其他类型的温度传感器。根据本公开的某些实施例，评估器186用于提供用于心脏起搏的传感器指示速率。评估器186被连接到逻辑120。评估器186的传感器指示速率输出被逻辑120用来产生指定刺激治疗(诸如起搏速率)的控制信号，并将其发送到脉冲生成器116。43.因此，逻辑120和其他块可以通过软件、固件或其组合来实施。软件模块可以驻留在ram存储器、闪存、rom存储器、eprom存储器、eeprom存储器、寄存器或本领域已知的任何其它形式的存储介质中。示例性存储介质耦合到处理器，使得处理器可以从存储介质中读取信息，并向存储介质写入信息。在可替代的情况，存储介质可以集成至处理器。在某些实施例中，逻辑120包括专用集成电路(asic)，并且温度传感器154包括并入asic的半导体温度传感器。评估器186和存储介质可以驻留在asic中。在某些实施例中，逻辑120可以包括单个超低功率asic芯片，其被配置为感测、起搏和通信。逻辑120可以至少部分地基于评估器186的输出来控制电脉冲递送。44.在一些实施例中，逻辑120可以是处理器，其根据一个或多个可编程的参数控制电脉冲递送以及对温度传感器154和评估器186的应用，该处理器可通过经由电极104和106传输的通信信号进行编程。在传入通信通道上通信的信息可以包括但不限于起搏速率、脉冲持续时间、感测阈值和其他通常在典型起搏器中外部编程的参数，以及由外部温度传感器产生的温度信号。在传出通信通道上通信的信息可以包括但不限于可编程参数设置、事件计数(起搏和感测)、电池电压、电池电流和其他通常由普通起搏器使用的外部编程器显示的信息，以及温度信号。传出通信通道还可以呼应来自传入通道的信息，以确认正确的编程。逻辑120和评估器186可以单独或结合地被称为控制器。这样的控制器可以包括一个或多个处理器、软件、固件、硬件或其组合。45.密封馈通130、131通过外壳102传导电极信号。外壳102包含主电池114，为起搏、感测和通信提供电源。外壳102包含：用于从电极104和106感测心脏活动的电路132；用于经由电极104和106从至少一个其他设备接收信息的电路134；以及用于产生起搏脉冲以经由电极104和106递送以及还用于经由电极104和106向至少一个其他设备传输信息的脉冲生成器116，。起搏器100还包含用于监测设备健康的电路，例如，电池电流监测器136和电池电压监测器138。逻辑120以预先确定的方式控制这些操作。46.主电池114具有正端子140和负端子142。在某些实施例中，该电池是单氟碳锂(li/cfx)电池。来自主电池114的正端子140的电流流经分流器144至稳压电路146，以创建适合用于向起搏器100的剩余电路供电的正电压供应148。分流器144使电池电流监视器136能够向逻辑120提供电池电流损耗的指示，并间接提供设备健康的指示。47.在各种实施例中，系统可以管理功率消耗以从电池提取有限的功率，从而减小设备体积。系统中的每个电路可以被设计为避免大的峰值电流。例如，心脏起搏可以通过跨起搏电极对罐式电容器(未示出)放电来实现。罐式电容器的重充电通常由充电泵电路控制。在特定的实施例中，充电泵电路被节流以从电池以恒定功率对罐式电容器重充电。48.在图2a的实施例中，温度传感器(例如，图1b中的154)可以是设置在外壳200内的热敏电阻226。如该截面图所示，热敏电阻226可以被粘合，以便与外壳200的内表面热连接，并且热敏电阻可以经由引线228和衬底224连接到asic控制器220。因此，热敏电阻226可以被配置为通过外壳200感测生物刺激器周围血液的温度。外壳200内的其他元件包括asic基板224、其他电子组件222和电池(未显示)。至少两个电极可以由外壳支持，并在外壳外部。在一些实施例中，asic220可以被适配为使用电极感测心内信息，并使用来自热敏电阻226的温度信息将刺激能量从电池递送到其中一个电极。49.在图2b的实施例中，温度传感器(例如，图1b中的154)可以是集成到asic224中的半导体温度传感器。热导垫225可以从asic224中的温度传感器延伸到外壳200的内表面。因此，温度传感器可以通过带有导垫225的外壳200感测生物刺激器周围血液的温度。如图2a的实施例中，至少两个电极可以由外壳支持，并在外壳外部。asic控制器220可以适配为使用电极感测心内信息，并使用来自集成温度传感器的温度信息将刺激能量从电池递送到其中一个电极。50.图2c的实施例与图2b的实施例相似，但省略了热导垫。因此，并入asic224中的温度传感器(例如图1b中的154)经由在asic224和罐体202之间的热传导感测生物刺激器周围的血液温度。同样，在本实施例中，asic控制器220可以适配为使用电极感测心内信息，并使用来自并入的温度传感器的温度信息从电池向电极之一递送刺激能量.51.转向图3，根据本公开的某些实施例，方框图示出了评估器186(在图1b中介绍)的配置，用于提供用于心脏起搏的传感器指示速率。在下面对图3的描述中，假定其中所示的组件(例如，滤波器、累加器、积分器等)是使用数字电路、软件和/或固件在数字域中实施的。然而，需要注意的是，在本技术的替代实施方案中，评估器186可以使用模拟组件来实施。尽管如此，除非另有说明，否则将假定图3中所示和描述的组件是在数字领域实施的。在本文描述的实施方案中，假定由温度传感器测量的血液温度与核心体温相同或基本相同。因此，术语血液温度和核心体温可以互换使用。52.相对温度53.参照图3，从温度传感器将血液温度信号350提供给评估器186的低通滤波器302和303的输入。逻辑120(在图1b中介绍)控制由温度传感器检测的血液温度信号被评估器186采样的时间间隔。在这个说明性的实施例中，血液温度信号被采样的采样间隔为5秒。然而，大于或小于五秒的采样间隔也是可能的，并在本文所述实施例的范围内。54.低通滤波器(lpf)302将血液温度信号350的短期平均(sta)提供给加法器304的非反相( )输入，该加法器304也可以称为累加器304。加法器304的非反相( )输入也可以称为加法器304的正向输入。在这个示例中，lpf302的时间常数为0.33分钟。lpf302旨在移除来自血液温度信号的噪声，其中间隔时间短于0.33分钟的血液温度变化归因于噪声，而不是运动或其他活动。lpf302也增加了温度测量的有效分辨率。lpf302可以是一阶低通滤波器，但不限于此。为lpf302使用更短或更长的时间常数是可能的，并在本文所述的实施例的范围内。55.lpf303将血液温度信号350的长期平均(lta)提供给加法器304的反相(‑)输入。加法器304的反相(‑)输入也可称为加法器304的负输入。在某些实施例中，lpf303的时间常数为85分钟。lpf303的输出旨在在没有运动或其他活动的情况下跟踪基线血液温度，其中间隔长于85分钟的血液温度变化归因于诸如发烧、昼夜变化和测量漂移等之类的因素，而不是运动或其他活动。因此，血液温度信号的lta(其由lpf303输出)也可称为基线血液温度。可以理解的是，其他非运动因素可以代表较长期时间常数变化的来源。为lpf303使用更短或更长的时间常数是可能的，并在本文所述的实施例的范围内。56.加法器304输出相对温度信号351，该信号351代表当前血液温度相对于运动或其他活动前的基线值。更具体地说，加法器304用于通过从sta(由lpf302产生)中减去lta(由lpf303产生)来产生相对温度信号351。这个相对温度信号351是为了排除噪音和诸如发烧、昼夜变化和测量漂移之类的非运动因素。在人处于休息状态并且其短期平均(sta)温度与其长期平均(lta)温度相同的情况下，其相对温度351将为零。当人开始运动并且其核心体温初始下降的情况下，相对温度351会初始地变成负值，即低于零。在长时间段的运动之后，这个人的核心体温将最终上涨，使其sta大于其lta，这时相对温度将变成正数，即高于零。57.图3的插图307提供了评估器186的低通滤波器(lpf)的一个示例性实施例的细节。在插图307的示例中，lpf被实施为线性一阶递归数字滤波器。滤波器的时间常数类似于电阻‑电容(rc)电滤波器的时间常数，大约是采样间隔(5秒)的α(阿尔法)倍。插图307可以实施本示例实施例中评估器186的任何lpf。插图307中所示的lpf是一个相对简单的单极滤波器。在替代性的实施例中，可以使用更复杂的多极lpf来代替，如本领域的普通技术人员会理解的。58.总之，相对温度信号351提供了代表由于运动或其他活动引起的血液温度变化的信号，然后将其传达给评估器186的三个部分的输入：下降响应、斜率响应和比例响应。以另一种方式解释，相对温度信号351被提供给下降响应分支310、斜率响应分支320和比例响应分支330。正如可以从图3中理解的那样，并在下文中进一步详细描述，根据某些实施例，这些分支310、320和330中的每一个的输出(也称为信号输出)被组合(例如，由累加器324求和)以产生速率调整输出357(也称为速率调整信号357)，其被用于产生传感器指示速率响应信号358。现在将描述评估器186的每个分支310、320和330的附加细节。59.下降响应60.当人从非活动或休息状态转变为活动状态时，人的核心体温通常会从基线或第一核心体温降落到第二核心体温。换句话说，人的核心体温通常初始地会有一个小降落。人的核心体温的这种小降落是由运动或其他活动的起始或预期处的血管扩张引起的。以另一种方式解释，运动开始时的小降落是由于较冷的血液从血液较冷的身体周围流向心脏。在核心体温的初始降落(也被称为下降)之后通常是核心体温的上涨，或者通过短暂的平缓(levelingoff)期之后是核心体温的上涨。如果活动是短暂的，则核心体温通常会慢慢恢复到其基线核心体温。然而，如果活动(如运动)继续进行，则核心体温将超过基线核心体温上涨到抬升的核心体温，其通常将继续上涨，直到达到最大值或活动停止。在活动停止后，核心体温通常会慢慢恢复到基线核心体温。61.本技术的实施例利用下降响应来将人的核心体温通常会在活动(例如，运动)起始时经历下降这一特性纳入考虑。根据本技术的某些实施例，图3中所示的下降响应分支310示出了下降响应的实施。62.参考图3，在这个说明性的实施例中，下降响应由被包括在评估器186的下降响应分支310中的比较器341和积分器343实施。比较器341示出为包括反相(‑)输入和非反相( )输入(也可分别称为负输入和正输入)和输出。比较器314的反相(‑)输入被提供有相对温度信号351，比较器314的非反相( )输入被提供有例如存储在寄存器或其他一些存储元件中的下降阈值311。下降阈值的示例性值是‑0.06摄氏度(℃)，但也可以选择使用更高或更低的下降阈值。由比较器341的输出控制的开关342向积分器343的输入提供下降起始速率值312(例如，4.8bpm/min)，或向积分器343的输入提供下降衰减速率值313(例如，‑1.6bpm/min)。下降起始速率值312和下降衰减速率值313中的每一个都可以存储在各自的寄存器或其他一些存储元件中。除了上面规定的示例性值外，还可以使用其他的下降起始速率值312和下降衰减速率值313。下降阈值311、下降起始速率312和下降衰减速率313中的每一个都可以是可编程的，并存储在各自的寄存器或存储器位置，这样它们就可以被特定的人所定制。63.当相对温度信号351的幅度大于下降阈值(例如，‑0.06℃)时，则比较器的输出将为低(low)，并且开关342将被控制以向积分器343提供下降衰减速率(例如，‑1.6bpm/min)。当相对温度信号351的幅度转变到小于下降阈值(例如，‑0.06℃)时(这指示运动的起始)，比较器的输出将为高(high)，并且开关342将被控制以将下降起始速率312(例如，4.8bpm/min)提供到积分器343的输入。64.积分器343被配置为对在其输入端收到的信号进行积分，该信号是由开关342选择的下降起始速率312或下降衰减速率313，该开关由比较器341的输出控制。根据某些实施例，积分器343被配置为仅在其积分结果为正时生成输出。可替代地，积分器343可以同时生成正和负的输出两者，并且整流器(例如，类似于下面讨论的整流器322)可以接收积分器343的输出，以便仅将积分器343的输出的正分量提供给累加器324。无论哪种方式，由下降响应分支356产生的下降响应信号356应该是正信号或零。由于积分器343是下降响应分支310的一部分，它也可以更具体地称为下降积分器343。65.如图3所示，由下降响应分支310产生的下降响应信号356被提供给累加器324，累加器324将下降响应信号356与斜率响应信号353和比例响应信号354(分别由分支320和330产生)累加以产生速率调整信号357。速率调整信号357被添加到基本速率317，以产生传感器指示速率358，这将在下文中详细描述。根据某些实施例，积分器343被配置成使得其输出不能超过最大下降响应，例如，30bpm，以限制传感器指示速率358可以响应于运动的起始而增加的量。最大下降314可以被存储在一个寄存器或其他一些存储元件中，并且可以是可编程的，从而可以被特定的人所定制。66.如上所述，当相对温度351下降到下降阈值311以下时，下降积分器343以下降起始速率斜升。积分器343将在由最大下降314设定的水平上停止。根据某些实施例，当下降消退时，使得相对温度351高于下降阈值311，比较器341和开关342将使得下降衰减速率313(而不是下降起始速率312)被提供给下降积分器343的输入，并且下降积分器343将以下降衰减速率313(例如，‑1.6bpm/min)线性地衰减积分器的输出，直到最终下降响应356将返回到零。在另一个实施例中，积分器343的输出可以非线性地增加和/或减少。67.下降积分器343优选地响应于运动的起始来提供下降响应356的逐渐增加。此外，下降积分器343优选地在运动起始后的一段时间内将下降响应356维持在零以上，并提供在长时间的下降期间的心率增加。68.根据某些实施例，高通滤波器(hpf)可以被包括在下降响应分支310中，以便在将相对温度信号351提供给比较器的反相(‑)输入之前滤波相对温度信号351。这样添加hpf可以具有10分钟的示例性时间常数，但不限于此。添加hpf的目的是为了限制下降响应的时间范围。69.斜率响应70.由斜率响应分支320提供的斜率响应353是为了在相对温度的初始下降之后的、运动数分钟内的相对温度351的上升期间提供短期响应。仍然参考图3，在其中所示的实施方案中，斜率响应分支320被显示为包括高通滤波器(hpf)321、整流器322和乘法器323。可以用带通滤波器(bpf)来代替hpf321，在这种情况下，也可以用lpf和hpf的组合来实施这样bpf。71.当相对温度351正在增加时，这指示运动正在使血液变暖，而温度上升的速度(即斜率)是运动水平的指示。hpf321基本上起着斜率检测器的作用，使得它的输出指示了相对温度信号351的斜率。整流器322在hpf321的下游，其只把正的斜率值传给乘法器323，并且在斜率值为负时向乘法器323提供零。乘法器322将由hpf321输出的正斜率值乘以斜率增益315以提供斜率响应353。斜率增益315的示例值是每分钟每摄氏度c320bpm(bpm/℃/min)，但可以使用更高和更低的值。斜率增益315可以被存储在寄存器或其他一些存储元件中，并且可以是可编程的，使得其可以被特定的人所定制。在另一个实施方案中，可以不将正斜率值乘以斜率增益(315)来产生斜率增益响应，而是将预定的函数应用于正斜率值来产生斜率响应信号353。这种函数的示例是具有两部分的分段函数，包括具有320bpm/℃/min的初始斜率的第一部分，以及具有160bpm/℃/min的斜率的第二部分(例如，对于大于0.1℃的相对温度值)。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。72.基于备选实施方案，可以使用替代类型的斜率检测器来代替hpf321。例如，替代的斜率检测器可以确定相对温度351的两个值之间的差异，并将该值的差异除以对应于这两个值的采样时间的差异。检测斜率的其他技术也是可能的，这对于本领域的普通技术人员来说是已知的，并且是在本文公开的实施方案的范围内。73.只要相对温度351正在增加，斜率响应353就应该有一个正值，并将对速率调整357做出贡献。然而，当相对温度351不增加时，斜率响应353应该是零，并且不会对速率调整357做出贡献。74.比例响应75.由比例响应分支330产生的比例响应是用相对温度351减去移动基线352计算的。参照图3，由lpf303输出的长期平均温度也可以称为基线温度，因为它指示了相对较长时间段(例如85分钟)内的基线核心体温。相比之下，在比例响应分支330内，产生的移动基线温度352跟随相对温度351的向下下降。当下降结束时，移动基线被允许以线性或非线性的方式逐渐返回到零。这个量代表身体核心温度基线，其考虑了仅由周围降落引起的核心体温降落。换句话说，它是在没有运动或其他活动情况下的核心温度。76.仍然参考图3，比例响应分支330被显示为包括累加器305、跟随/衰减到零块306、整流器331和乘法器332。相对温度351被提供给累加器305的正向输入以及给块306。根据实施例，块306的输出(即移动基线温度352)在相对温度351的降落期间跟随相对温度351，并被提供给累加器305的负输入。只要相对温度正在降落且为负值，累加器305的输出将为零。例如，如果相对温度是‑0.01，那么块206的输出也将是‑0.01，在这种情况下，累加器305将执行计算求和＝‑0.01‑(‑0.01)＝‑0.01 0.01＝0。一旦相对温度开始增加(在达到最小值，即最大下降之后)，则移动基线温度352将滞后于相对温度信号，并且在患者保持活动的至少一部分时间内，累加器305的输出将保持正数，因为移动基线温度352向零衰减。77.累加器305从相对温度信号351中减去移动基线温度信号352，以产生指示相对温度信号和移动基线温度信号之间差异的差信号。整流器331在累加器305的下游，其仅将差信号的正斜率值传递给乘法器332，并且当差信号为负时向乘法器332提供零。乘法器332将累加器305输出的正差异值乘以比例增益316，以提供比例响应354。比例增益316的示例值是50bpm/℃/min，但也可以使用更高和更低的值。比例增益316可以被存储在寄存器或其他一些存储元件中，并且可以是可编程的，使得其可以被特定的人所定制。在替代实施例中，并非是将正差异值乘以比例增益(316)来产生比例响应，而是将预定的函数应用于正差异值以产生比例响应信号354。这种函数的示例是具有两部分的分段函数，包括具有50bpm/℃/min的初始斜率的第一部分，以及具有25bpm/℃/min的斜率的第二部分(例如，对于大于0.2℃的相对温度值)。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。78.速率调整和传感器指示速率79.如图3所示，下降响应356、斜率响应353和比例响应354被累加器324累加以产生速率调整信号357。累加器324将基本速率(例如，60bpm)添加到速率调整信号中，以产生传感器指示速率358。限制器326将传感器指示速率358限制在最大的传感器速率(例如，120bpm)。转换限制器328限制了传感器指示速率358的变化速率。可以例如使用短期平均时间常数为0.33分钟的低通滤波器(lpf)来实施转换限制器328，以防止起搏速率的突然变化。传感器指示速率358被输出到逻辑120(在图1b中)，它通过向脉冲生成器116发送控制信号来调整和/或传递治疗，以产生经由电极104和106传递的起搏脉冲。在某些实施例中，起搏器可使用传感器指示速率来调整起搏速率。80.尽管逻辑120和评估器186被示意为图1b的独立模块，但逻辑120和评估器186可以被并入单个处理单元中。评估器186和在此更详细讨论的其任何组件可以是逻辑120的组件或由逻辑120执行的模块。81.斜率增益315、比例增益316、最大下降314和/或最大传感器速率318可以用基于患者的年龄和/或健康状况的默认值进行预编程。这种值可以基于“威尔科夫(wilkoff)模型”或用于针对特定患者的给定用力水平来提供适当预测心率的其他一些适当生理运动时空反应模型来针对特定患者进行定制。适合于多种用力水平的心率可以由生物刺激器100，或由与生物刺激器100进行通信和对其编程的编程器从该模型中推导出，并可以作为表格等等储存在生物刺激器或编程器中。然后，生物刺激器100可以被编程，以便随着时间的推移记录心率曲线，以及从诸如加速度计或分钟通气量传感器之类的用力水平传感器确定的用力水平曲线。通过比较记录的心率曲线和来自模型的预测心率，生物刺激器可以确定变时状态是否发生变化以及何时发生。82.示例性图形83.下降响应信号356、斜率响应信号353和比例响应信号354可以更简洁地分别被称为下降响应356、斜率响应353和比例响应354。同样，速率调整信号357可以更简洁地称为速率调整357，而传感器指示速率信号358可以更简洁地称为传感器指示速率358。84.图4a和4b是示例性的图形，用于显示下降响应356、斜率响应353和比例响应354(它们中的每一个初始地在上面参照图3讨论过)如何共同对产生针对示例性的人的速率调整357和传感器指示速率358做出贡献。85.图4a显示了使用植入式温度传感器感测的相对温度351如何随时间变化。更具体地说，图4a显示了在运动或其他活动的起始时，相对温度351初始有一个小下降，之后是相对温度351的上涨，接着是短暂的平缓期，然后是缓慢或逐渐恢复到零。图4a还说明了在不同时间段，下降响应356、斜率响应353和比例响应354如何对产生速率调整357和传感器指示速率358做出贡献。图4b显示了示例性的下降响应356、示例性的斜率响应353和示例性的比例响应354，以及如何通过将上述响应相加(在图3中的求和节点324)来产生示例性的速率调整357，以及如何通过将速率调整357添加到基本速率317(在图3中的求和节点325)来产生示例性的传感器指示速率(sir)358。在图4a和4b中，假定不超过最大传感器速率318。另外，需要注意的是，图4a和4b中的波形不是按比例绘制的，而是作为本技术的实施例如何将三种响应与基本速率325相结合以产生传感器指示速率(sir)358的说明性示例。86.参照图4a，相对温度351被示为在时间t0处开始于0.00℃，并且然后在时间t1处降落到下降阈值311。相对温度351显示为继续降落直到时间t2处为止，在时间t2处它开始上涨，直到在时间t3处增加到下降阈值。由于持续的运动或其他活动，相对温度351继续上涨，直到其在时间t5处达到平稳，这可能对应于人停止运动或以其他方式休息的点。在时间t5和t6之间，相对温度351显示为降落，直到其在时间t6处达到0.00℃。图4a中还显示了由图3中的块306输出的移动基线温度352的示例。87.参照图4b，响应于在相对温度低于下降阈值311时对下降起始速率312进行积分(由积分器343)，下降响应356显示为在时间t1处从0bpm上涨到时间t2和t3之间的其最大值。然后，响应于在相对温度超过下降阈值311时对下降衰减速率313进行积分(由积分器343)，下降响应356被显示为从其最大值降落回时间t4处的0bpm。88.在图4b中，斜率响应353显示为从时间t2处相对温度具有正斜率的点开始上涨，直到在时间t5处相对温度趋于平稳。89.在图4b中，比例响应354显示为在时间t2处从0开始上涨，直到时间t5，然后以衰减速率(例如0.02℃/分钟)衰减回时间t6处的0。90.在图4b中，通过将下降响应356、斜率响应353和比例响应354累加来产生速率调整357(由图3中的累加器324产生)。传感器指示速率358是通过将速率调整357与基本速率(例如，60bpm)相加产生的。如上所述，假定不超过最大传感器速率318。虽然在图4b中没有具体显示，但传感器指示速率358的向上和向下斜率可以通过转换限制器328来减少(即，使之变得更浅)。91.方法92.图5是用于总结根据本技术的各种实施例的方法的高级流程图，该方法可用于为诸如生物刺激器100之类的可植入医疗设备(imd)或更一般的可植入医疗系统被植入其中的患者提供基于温度的速率响应。与本文提出的流程图(也称为流程表)一起描述的方法可以例如在非暂时性计算机可读介质中实现，该介质包括用于使可编程处理器执行所述方法的指令。该指令可被实现为一个或多个软件模块，该软件模块可由其本身执行或与其他软件结合执行。93.参照图5，步骤502涉及感测指示imd被植入其中的患者的核心体温的血液温度信号。简要地回到图3，其中所示的血液温度信号350是可以在步骤502感测的血液温度信号的示例。血液温度信号可以例如以五秒的采样间隔被采样。然而，大于或小于五秒的采样间隔也是可能的，并在本文所述实施例的范围内。可以用于感测血液温度信号的示例性温度传感器已在上文描述。94.再次参考图5，步骤504涉及基于血液温度信号产生相对温度信号。简要地回到图3，其中所示的相对温度信号351是可以在步骤504产生的相对温度信号的示例。根据某些实施例，相对温度信号可以通过以下方式被产生：产生血液温度信号的短期平均(sta)，产生血液温度信号的长期平均(lta)，并通过从血液温度信号的sta中减去血液温度信号的lta来产生相对温度信号。如图3所示，血液温度信号的sta可以用lpf302产生，血液温度信号的lta可以用lpf303产生，而累加器304可以用来从血液温度信号的sta中减去血液温度信号的lta，从而产生相对温度信号351。95.再次参考图5，步骤506涉及基于相对温度信号产生移动基线温度信号。简要地回到图3，移动基线温度信号352是步骤506的结果的示例，并且块306可以用来产生移动基线温度信号352。根据某些实施例，移动基线温度信号在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间跟随相对温度信号，并在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间向零衰减。96.参考图5，步骤508涉及基于相对温度信号产生比例响应信号、下降响应信号和斜率响应信号。简要地回到图3和图4，其中所示的比例响应信号354、下降响应信号356和斜率响应信号353是在步骤508产生的信号的示例。关于如何产生这种信号的其他细节在上面参考图3和图4进行了描述，下面还将讨论。97.参照图5，步骤510涉及基于比例响应信号、下降响应信号和斜率响应信号产生速率调整信号。简要地回到图3和图4，其中所示的速率调整信号357可以通过将比例响应信号354、下降响应信号356和斜率响应信号353累加来产生。对信号进行组合的替代性方式也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。98.参考图5，步骤512涉及基于速率调整信号和基本速率产生传感器指示速率响应信号。简要地回到图3和图4，其中所示的传感器指示速率响应信号358可以通过将速率调整信号357和基本速率317累加来产生。可替代地，传感器指示速率可以通过将比例响应信号354、下降响应信号356、斜率响应信号353和基本速率累加来产生。换句话说，产生速率调整信号的步骤可以被跳过，并且相反，比例响应信号354、下降响应信号356、斜率响应信号353和基本速率317可以在单个步骤中被组合(例如，相加)。将比例响应信号与下降响应信号356和斜率响应信号353中的仅一者相结合也在本文所述的实施例的范围内。例如，可以仅使用下降响应信号356和斜率响应信号353中较大者，或者仅使用两者中的预定者。根据某些实施例，例如使用图3中的限制器326和/或328对传感器指示速率响应信号的幅度和/或转换速率进行限制。最后，图5中的步骤514涉及基于传感器指示速率响应信号来控制imd的起搏速率。这可能涉及例如增加或减少经由一个或多个电极产生和传递起搏脉冲以引起患者的心脏起搏的速率。99.根据某些实施例，在步骤508产生的比例响应信号是通过以下方式产生的：从相对温度信号中减去移动基线温度信号，以产生指示相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异的差信号，并且基于差信号的正部分产生比例响应信号。在某些实施例中，比例响应信号是通过以下方式基于差信号的正部分产生的：将差信号的正部分乘以比例增益值(例如，图3中的316)从而产生比例响应信号。可替代地，可以将预定的函数应用到差信号的正部分，从而产生比例响应信号。上面讨论了这种函数的示例。100.根据某些实施例，在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，比例响应信号基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的增加。另外，在响应于活动的减少或停止而发生的血液温度信号的下落期间，比例响应基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的降低。101.根据某些实施例，在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间，下降响应信号提供起搏速率的增加。根据某些实施例，下降响应信号是通过将相对温度信号(例如，图3中的351)与下降阈值(例如，图3中的311)进行比较而产生的。当相对温度信号小于下降阈值时，向积分器(例如图3中的343)的输入提供下降起始速率值(例如图3中的312)，而当相对温度信号大于下降阈值时，向积分器的输入提供下降衰减速率值(例如图3中的313)。然后，积分器输出的信号的正部分可以用作下降响应信号。在某些实施例中，积分器(例如图3中的343)可以被设计成在其积分结果为负数时输出零。可替代地，可以将积分器的输出提供给整流器，使得只有积分器的正输出才对下降响应信号有所贡献。前一个实施方案是优选的，因为它避免了积分器内部值超过极限并保留该超额值的“饱和(wind‑up)”情况。积分器也可以通过使用低通滤波器而不是纯积分器来实施。然后，它将表现为"泄漏的"积分器，这可能有一些好处。102.根据某些实施例，在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，斜率响应信号基于相对温度信号的斜率提供起搏速率的增加。根据某些实施例，斜率响应信号可以通过以下方式来产生：产生指示相对温度信号的正斜率的信号，并将指示相对温度信号的正斜率的信号乘以斜率增益值(例如，图3中的315)，从而产生斜率响应信号(例如，图3中的353)。可替代地，可以将预定的函数应用于指示相对温度信号的正斜率的信号，从而产生斜率响应信号。上面讨论了这种函数的示例。根据某些实施例，指示相对温度信号的正斜率的信号是通过以下方式产生的：将相对温度信号提供给hpf(例如，图3中的321)从而产生指示相对温度信号的斜率的信号，并将hpf的输出提供给整流器(例如，图3中的322)从而产生指示相对温度信号的正斜率的信号。可替代地，指示相对温度信号的正斜率的信号是通过以下方式产生的：确定相对温度信号的两个时间上不同的样本之间的差异，并基于该差异产生指示相对温度信号的正斜率的信号。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。103.图6示出了根据本文实施例来实施速率响应处理的框图。通过示例的方式，在图6中说明的块可以在实施固件和/或软件指令的硬件、电路和/或微处理器中的一个或其组合中实现。作为进一步的示例，图6中说明的块可以通过电路来实现，诸如在图3中说明的一般电路，以下可以将其作为示例进行参考。然而，可以理解的是，图6的框图并不限于图3的电路实现。104.血液温度测量信号601是由温度传感器提供的，并充当到预处理和基线移除(pbr)块602的输入。pbr块602被配置为对原始测量信号601执行降噪(例如滤波)，并产生相对于基线确定或推导出的相对温度信号603。相对温度信号603被馈送入三个处理块，即下降响应604、斜率响应606和比例响应608。下降响应604、斜率响应606和比例响应608可以并联(如图所示)、串联或以其组合来实施。当串联实施时，下降响应604、斜率响应606和比例响应608可以以各种顺序实施。105.下降响应604被配置为在患者处于运动起始状态(例如，开始进行运动)时，基于血液温度的初始降落来管理心率的快速初始增加。当检测到指示运动起始状态的血液温度的初始降落(即，下降)时，下降响应604生成指示心率应增加的下降响应信号605。106.斜率响应606被配置为管理相对于血液温度正在增加的速率的目标心率增加速率。当检测到血液温度的增加时，斜率响应606分析血液温度在选定时间段内的变化速率。当处于运动状态的初始阶段时，斜率响应606生成指示目标心率的变化速率的斜率响应信号607，其指示血液温度增加的速率。107.比例响应608被配置为在持续运动状态下管理心率增加。为了做到这一点，根据某些实施例，比例响应608在活动起始时的核心体温的初始下降期间不对速率响应做出贡献，但是此后其在核心体温的增加期间以与相对温度和移动基线温度之间的差异成比例的方式对速率响应做出贡献。根据某些实施例，在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，比例响应基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的增加。此外，在响应于活动的减少或停止而发生的血液温度信号的下落期间，比例响应基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的降低。108.三个信号605、607和609作为输入被提供给组合器611，该组合器611以预定的方式组合信号605、607和609以形成组合响应612，该组合响应612基于患者是否处于运动起始状态、运动的初始阶段、持续运动状态或非运动状态，来指示总体心率增加和/或目标心率。基本心率610也是组合器611的输入，从而使得当不需要增加速率时，可以将组合响应信号612设置为基本心率610。示例性基本速率是60bpm，但取决于患者的情况，更高或更低的基本速率也是可能的。109.组合响应信号612作为输入被提供给值限制器块613，其功能是限制目标心率的值的范围，以保证患者的安全。值限制器614的输出充当到变化速率限制器615的输入。变化速率限制器615的功能是限制目标心率的变化速率，从而防止心率的突然变化。变化速率限制器615的输出是传感器指示速率616，起搏器利用传感器指示速率616来设定目标起搏速率。110.在某些实施例中，重新布置处理块以实现工作方式等同或类似的实施例。例如，在图6中，基本速率610被示出为进入组合器611。由于基本速率是一个静态值，因此有可能将基本速率610与变化速率限制器615的输出结合，并改变值限制器613的范围以实现等同的结果。111.图6中所示的每个块可以有替代的实施例。每个实施例可能具有不同的特性，这允许在性能、复杂性、代码大小等之间做出权衡。应认识到，块的各种组合将导致整个算法的替代实施例。以下段落描述了不同处理块的一些替代实施例，包括优选的实施例。112.pbr块602被配置为执行预处理，以减少原始温度信号中的任何噪音。pbr块602还增加了温度测量的有效分辨率。参照图3的某个实施例，预处理可由lpf302执行。替代实施例可以使用不同的时间常数、更高阶滤波器、有限脉冲响应(fir)滤波器、非线性滤波(例如中值滤波器)。基线移除的功能是为了产生相对温度信号603，该信号表示从缓慢变化的基线的位移。在某些实施例中，基线由lpf303估计，并且基线移除由减法操作304执行。替代实施方案可以在低通滤波器中使用不同的时间常数、fir滤波器或高阶滤波器。替代实施例可以使用低通滤波器、fir滤波器或更高阶滤波器的不同时间常数。在某些情况下，基线在运动期间可能不会有明显的变化，并且因此相对信号也不会有明显的变化。除了低通滤波器之外，某些实施例还可以限制基线滤波器输出的变化速率。在某些替代实施例中，逻辑120、一个或多个处理器或起搏器内的其他电路检测运动正在发生的时间以保持基线的值。可替代地或另外，基线可以在每天的基础上被调整，以便与患者的日常温度模式同步。113.下降响应604被配置为在运动起始时(即当患者处于运动起始状态时)管理起搏器的目标心率的快速初始增加。下降响应604可由逻辑120、一个或多个处理器或起搏器内的其他电路实现，以分析相对温度信号903来确定血液内的温度。在运动开始时可能发生的温度的突然降落。作为一个示例，下降响应604可以实现为图3中的比较器341、开关342和积分器343的全部或部分。另一实施例是使用与下降成正比的项，之后是非线性预定函数，例如反相限制器，之后是可选的滤波器，例如带通滤波器。上述实施例的各种组合也在本文所述的实施例的范围内。替代性实施例可以用表现类似的替代性元件取代这些元件。上面讨论了积分器343的示例性实施方案。114.斜率响应606被配置为在血液温度正在增加的同时管理目标心率的变化速率，其中变化速率取决于血液温度的增加速率。在生理上，由于在运动期间释放热量，血液温度会上涨。血液温度的变化速率可以指示运动的性质，并因此指示心率的适当变化速率。在某些实施例中，斜率响应信号607由hpf321生成，之后是整流器322和乘法器323，如图3所示。如上所述，可以用bpf来代替hpf321，在这种情况下，也可以用lpf和hpf的组合来实现这样的bpf。替代实施例可以基于相对温度信号351的采样点或以其他方式来确定斜率。115.比例响应608被配置为提供来自由于持续运动导致的温度上涨的速率增加。在一个实施例中，比例响应信号909是通过以下方式产生的：确定移动基线温度信号352，并从相对温度信号351中减去移动基线温度信号352。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。116.组合器611被配置为将下降响应信号605、斜率响应信号607、比例响应信号609和基本速率610组合成单个的组合响应信号612。在一个实施方案中，只有下降响应信号605和斜率响应信号607中的一者与比例响应和基本速率相结合，以产生组合响应信号612，或更一般地，产生传感器指示速率信号616。例如，可以只使用下降响应信号605和斜率响应信号607中的较大者，或者只使用两者中的预定者。117.值限制器613被配置为将组合响应612限制为保持在选定范围内，从而将传感器指示速率限制在选定范围内的值。在一个实施例中，参照图3，选定范围的上限由限制器块326执行。下限是不需要的，因为先前的计算被配置为避免产生低于基本速率的值。118.变化速率限制器615被配置为限制目标起搏速率的变化速率。在一个实施例中，参照图3，限制目标起搏速率的变化速率可由转换速率限制器328执行，该转换速率限制器328可以例如使用低通滤波器来实现，但不限于此。对这种低通滤波器的输入的阶跃变化导致具有有限的按指数下降的斜率的输出变化。在某些实施例中，正变化和负变化的时间常数是相同的。在替代实施例中，每个方向可以应用不同的时间常数。在另一个替代实施例中，可以利用转换限制器而不是低通滤波器，这将限制下一个输出值的变化(差异)，使其不超过输出值的极限值。这个实施例的变体可以对减少和增加的变化施加不同的限制。此外，限制值可以基于当前的速率而变化。119.此外，本文所公开的处理中所记载的块的顺序只是合适方法的示例。因此，与这些块相关的操作可以被重新布置，同时仍在本公开的范围内。类似地，所附的方法权利要求以示例顺序呈现操作，并且不一定限于所呈现的具体顺序。120.上面讨论过的图1a和1b用于描述本技术的实施例可以被植入其中的示例性无引线起搏器。本技术的实施例可以在其他类型的可植入医疗设备(imd)内实现，或者更一般地，在其他类型的可植入医疗系统内实现，诸如下面参考图7、8和9描述的那些系统，但不限于此。121.图7说明了根据本文的实施例形成的心内医疗装置(icmd)700。icmd700已经被放置为通过上腔静脉、穿过右心房并进入心脏的右心室。可选地，icmd700可以通过下腔静脉引入。作为另一种选项，icmd700可以通过心房内隔膜引入左心房、通过心室内隔膜引入左心室、通过主动脉引入左心室，等等。房隔将两个心房分开，而三尖瓣则显示在右心房和右心室之间。图7还说明了右心房附属物729。读者将理解，图7的视图是简化的并且带有一定的程度示意性，但尽管如此，图7和本文包括的其他视图足以充分说明某些实施例的放置和操作。术语“室间隔”应当贯穿全文用于通常指代分隔两个心室的心脏的任何部分(例如，ra到la、ra到rv、rv到lv、la到lv、ra到lv)。icmd700是根据实施例形成的，并且可以代表在ddd模式下运作的起搏器、心脏再同步设备、心脏复律器、除颤器等。当处于ddd模式时，icmd700可以在两个腔室中感测、在两个腔室中起搏，并基于在该腔室中或在另一腔室中感测到的固有事件抑制任一腔室的起搏。icmd700被配置为完全植入心脏的单个本地腔室内。例如，icmd700可以完全且单独地植入右心房或着完全且单独地植入右心室。可选的是，icmd700可以通过更具侵入性的植入方法完全且单独地植入左心房或左心室内。122.为方便起见，下文中icmd700被植入其中的腔室应称为“本地”腔室。术语“相邻”腔室应指与本地腔室被组织分隔开的任何腔室(例如，rv、lv和la是ra的相邻腔室；ra和lv是la的相邻腔室；ra和rv彼此相邻；rv和lv彼此相邻，并且lv和la彼此相邻)。123.icmd700包括外壳702，该外壳702包括基座704和顶端706。外壳702在基座704和顶端706之间沿纵轴709延伸。外壳702是细长的管状，并沿纵轴709延伸。基座704被配置为固定在本地腔室上。在图7的示例中，基座704被固定在右心室上。可选地，icmd700可以位于左心室、左心房或右心房的壁上，并且基座704被固定在其上。124.基座704包括设置在其上并从基座704大体上沿纵轴709的方向向外延伸的的活跃固定部件710。在活跃固定部件710上设有第一电极711(也称为活跃电极区)。在替代性实施例中，第一电极711可以与活跃固定部件相邻布置但不在活跃固定部件上。美国专利no.9,242,102描述了一种与起搏电极分离并且设置在外壳的远端部分的固定机构，可根据某些实施例来使用该固定机构。电极711设置在第一位置，使得当icmd700植入本地腔室时，第一电极711在本地腔室的传导网络内的本地激活地点处(例如，在右心室顶点的心室壁组织内)与本地壁组织接合。125.心内(ic)设备延伸部分750具有近端752、远端754和在其间延伸的延伸体756。术语“心下(infra‑cardiac)”用于指示ic设备延伸部分750“通常”留在心脏和相关血管内，诸如svc、ivc、cs、肺动脉等。术语“设备”用于指示ic设备延伸部分750是icmd700的延伸部分。近端752永久地或可移除地(通过接头式连接器)与外壳702连接，并位于本地腔室中。在延伸体756的远端752上可以提供稳定臂。右心房附属物(raa)固定机构(通常表示为757)沿延伸体756的长度被设置在中间点处并与raa729对齐。可选择地，稳定臂可以完全被移除，并且延伸体756可以在raa729附近终止。126.结合图1‑6描述的温度传感器和分析温度的电路可以被设置在外壳702中和/或在ic设备延伸部分750中。127.在图7的示例中，扩展体756包括腔室过渡子段758、活跃过渡段760和稳定器端段762。稳定器端段762是稳定臂的示例性结构实施方式。raa固定机构757是活跃过渡段760的一个示例性结构实施方式。腔室过渡子段758的长度足以从本地腔室(例如右心室)通过三尖瓣延伸到邻近的腔室(例如右心房)。腔室过渡子段758向上延伸出右心室，其方向通常是沿着纵轴709。128.延伸体756由生物相容的绝缘材料形成，诸如efte、硅、optim等。一般来说，延伸体756是由柔性的但展现出理想的形状记忆程度的材料形成的，使得一旦其被植入，活跃过渡段760和稳定器端段762就会偏向于恢复到预先形成的形状。一条或多条绝缘导线被固定在延伸体756内，并从icmd700跨度到在延伸体756上设置的任何传感器或电极。129.稳定器端段762位于远端754并具有预先形成的形状，该形状相对于稳定器端段762所在的腔室长度而偏向于在横向方向(一般表示为764)上略微向外延伸。稳定器端段762与心脏的第一区域接合。例如，稳定器端段762可以向上延伸到svc并与之接合。可选择地，稳定器端段762可以向下延伸到ivc并与之接合。可选地，稳定器端段762可以延伸到冠状窦、肺动脉等。130.稳定器端段762基于要接合腔体的哪个部分而预先形成预定的形状。柔性的稳定器端段762可以被缠绕成至少一个具有预先形成的直径的圈。例如，当打算安全地接合svc时，稳定器端段段762可以形成具有一个或多个绕组或线圈的螺旋形，这些绕组或线圈被预先布置或偏向于径向地扩展到足以牢固地贴合svc的内壁的直径。131.可选地，稳定器端段762可以针对svc稳定性利用替代的形状，诸如s形、t形、y形、u形等。可选地，稳定器端段762可以分成多个(例如2‑4个)稳定器端段，这些稳定器端段在不同的方向向外伸出并接触壁组织的不同区域。导体线在延伸体756内从icmd延伸到第二电极，并且导体在第二电极处终止，使得稳定器端段762不具有电极和导体线。当稳定器端段段762缺乏任何传感器或电极时，稳定器端段段762也将缺乏任何内部导线。132.可选地，稳定器端段762可以包括要在植入期间与编程器耦合的一个或多个导体，其从远端754跨越到icmd700，以提供通信、电源、对电极的远程访问等等。133.活跃过渡段760包括一个或多个设置在其上并且在c形或u形的槽区774内的电极768。电极768在槽区774内通过电极间的间距770彼此间隔开。例如，第二电极768可以偏向于接合右心房附属物729中的壁组织。第二电极768在相邻腔室的传导组织内的远端激活地点(相对于植入icmd700的腔室)处接合远端壁组织。可选地，可以在活跃过渡段760的驼峰或槽部分周围包括齿状物或其他活跃固定部件，以便作为raa固定机构提高固定性。134.如下所述，在外壳702内提供控制器，以使得以双腔室同步的方式将刺激脉冲通过第一电极711和第二电极768分别传递到本地和远端激活地点。在远端激活地点传递的刺激脉冲被定时，以便引起与本地腔室的收缩具有预定关系的、相邻腔室的收缩。例如，icmd700可被配置为根据ddd起搏模式控制来自第一电极711和第二电极768的刺激脉冲到右心房和右心室的传递，同时icmd完全位于右心房和右心室之一中。例如，控制器可被配置为根据ddd起搏模式控制来自第一电极711和第二电极768的刺激脉冲到左心房和左心室的传递，同时icmd完全位于左心房和左心室之一中。135.图8说明了一种心脏起搏器和/或可植入心律转复除颤器(icd)，其利用一个或多个穿过血管和心腔的导电引线，以便将带有电子器件和电源(罐)的罐子与贴附在心脏上的电极相连接，以达到电刺激心脏组织和测量心肌电活动的目的。在某些替代性的实施例中，皮下icd不使用心内膜、经静脉或心外膜引线，并且可使用根据本文实施例形成的皮下电极来递送除颤。关于皮下icd的更详细描述，读者可参阅美国专利号no.7,925,343，“subcutaneousimplantablecardiacdevicesystemwithlowdefibrillationthresholdsandimprovedsensing”(min)，该专利通过引用而纳入本文。136.在图8中，可以结合可植入心脏设备(例如，刺激设备，诸如可植入心律转复除颤器、起搏器等)来执行温度感测。在此，上述的一个或多个操作可以在这样的可植入心脏设备中实现或与之结合。应该理解的是，出于解释性目的提供了该示例，并且可以使用其他类型的设备来实现温度感测。137.图8说明了通过三个引线804、806和808的方式与患者的心脏h进行电通信的可植入心脏设备800，适合于递送多腔室刺激和电击治疗。为了感测心房心脏信号并提供右心房腔室刺激治疗，设备800耦合到具有例如心房尖端电极820的可植入右心房引线804，该心房尖端电极820通常植入患者的右心耳或房间隔。图8还显示右心房引线804具有可选的心房环状电极821。138.为了感测左心房和心室心脏信号并提供左腔室起搏治疗，设备800耦合到冠状窦引线806，该冠状窦引线806被设计为经由冠状窦放置在冠状窦区域中，用于定位邻近左心室的远端电极和/或邻近左心房的附加的(一个或多个)电极。如本文所使用的，短语“冠状窦区域”指左心室的血管，包括冠状窦、心大静脉、左缘静脉、左后心室静脉、心中静脉和/或心小静脉的任何部分或由冠状窦可访问的任何其它心脏静脉。139.因此，示例性的冠状窦引线806被设计为接收心房和心室信号，并使用例如左心室尖端电极822和可选的左心室环形电极823递送左心室起搏治疗；使用例如左心房环形电极824提供左心房起搏治疗；以及使用例如左心房线圈电极826(或其他能够递送电击的电极)提供电击治疗。关于冠状窦引线的更详细描述，读者可参阅美国专利no.5,466,254，“coronarysinusleadwithatrialsensingcapability”。140.设备800还被示出通过可植入右心室引线808的方式与患者的心脏h进行电通信，在本实施方式中，该引线808具有右心室尖端电极828、右心室环形电极830、右心室(rv)线圈电极832(或其他能够递送电击的电极)，以及上腔静脉(svc)线圈电极834(或其他能够递送电击的电极)。典型地，右心室引线808经静脉插入心脏h，以便将右心室尖端电极828放置在右心室顶点，使得rv线圈电极832将定位在右心室中，并且svc线圈电极834将定位在上腔静脉中。因此，右心室引线808能够感测或接收心脏信号并以起搏和电击治疗的形式向右心室递送刺激。141.引线804、806和808中的任何一个可以包括一个或多个温度传感器，如本文所教导的。由温度传感器产生的温度信号可以经由一个或多个通过对应心脏引线运行的导体传输到设备800。然后，设备800可以利用相应的温度读数来开始或改变对患者的治疗，或将温度信息或传感器指示速率响应或其他编程信息转发给外部设备，诸如无引线起搏器或患者外部的编程器。142.在某些实施例中，与引线体808的其他组件(例如电极828、830和832)相关的导体可以通过传感器配件的底部的(一个或多个)通道的路径。143.应该理解的是，可以在心脏的各个腔室或相关的血管中测量温度，并且可以采用其他机制来测量特定腔室或血管中的温度。144.设备800可以连接到除具体所示的那些引线以外的其他引线。此外，连接到设备800的引线可以包括除具体示出的那些引线以外的组件。例如，引线可以包括用来以其他方式与患者或周围环境交互的其他类型的电极、传感器或设备。145.在一些实施例中，包括指令(例如，软件、固件、中间件等)的代码可以在一个或多个处理设备上执行，以实现一个或多个所述的功能或组件。代码和相关组件(例如，数据结构和其他通过代码或执行代码的组件)可以存储在适当的数据存储器中，该存储器可由处理设备(例如，通常被称为计算机可读介质)读取。146.本文所述的组件和功能可以以许多不同的方式连接或耦合。这样做的方式可能部分取决于组件是否与其他组件分离以及如何与其他组件分离。在一些实施例中，图中的引出线所代表的一些连接或耦合可以在集成电路中、作为分立导线来实现，或以其他方式被实现。147.此外，本文所公开的处理中所记载的块的顺序只是合适方法的示例。因此，与这些块相关的操作可以被重新布置，同时仍在本公开的范围内。类似地，所附的方法权利要求以示例顺序呈现操作，并且不一定限于所呈现的具体顺序。148.参考图9，示意图显示了心脏起搏系统900的实施例，该心脏起搏系统900包括一个或多个具有传导通信的无引线心脏起搏器902，用于结合可植入心律转复除颤器(icd)906来执行心脏起搏。系统900可以实施例如用于心脏再同步治疗的单腔室起搏、双单腔起搏或三单腔起搏，而不需要连接到除颤器906的起搏引线。说明性的心脏起搏系统900包括至少一个无引线心脏起搏器902，其被配置为植入与心脏腔室904的电接触，并被配置为与共同植入的可植入心律转复除颤器(icd)906组合来执行心脏起搏功能。一个或多个无引线心脏起搏器902可以包括至少两个无引线电极908，其被配置为传递心脏起搏脉冲、感测诱发的和/或自然的心脏电信号，以及与共同植入的icd906进行单向或双向通信。149.根据某些实施例，可以在一个或多个无引线起搏器902的外壳中设置温度传感器或将其整体附接到外壳上，并且用以分析由温度传感器产生的温度信号的电路可以被设置在icd906的外壳中，该icd906可以是皮下icd。根据某些实施例，用以分析温度的电路可以被设置在无引线起搏器902之一的外壳中，并且温度传感器可以位于其他无引线起搏器902中。鉴于本文的公开内容，本领域技术人员将会理解温度传感器和用以分析温度的电路的放置的其他变化。150.另外，应该理解的是，本文使用诸如“第一”、“第二”等名称对元素的任何引用一般不限制这些元素的数量或顺序。相反，这些名称在本文中可以用作区分两个或更多个不同元素或元素实例的方便方法。因此，对第一和第二元素的引用并不意味着只能使用两个元素，或意味着第一元素必须以某种方式先于第二元素。另外，除非另有说明，否则一组元素可以包括一个或多个元素。此外，在说明书或权利要求中使用的“a、b或c中的至少一个”或“a、b或c中的一个或多个”或“由a、b和c组成的组中的至少一个”的术语意味着“a或b或c或这些元素的任何组合”。例如，这个术语可以包括a，或b，或c，或a和b，或a和c，或a和b和c，或2a，或2b，或2c，等等。151.如本文所使用的，术语“确定”包含各种各样的动作。例如，"确定"可以包括计算、运算、处理、推导、调查、查找(例如，在表、数据库或另一数据结构中查找)、查明等。另外，"确定"可以包括接收(例如，接收信息)、访问(例如，访问存储器中的数据)等。另外，“确定”可以包括解析、选定、选择、建立等。152.虽然上面已经详细描述了某些实施例，并在附图中显示了这些实施例，但应该理解，这些实施例只是说明性的，而不是限制本文的教导。特别是，应该认识到，本文的教导适用于各种各样的装置和方法。因此，应该认识到，可以对图示的实施例或其他实施例进行各种修改，而不偏离其广泛的范围。鉴于上述情况，可以理解的是，本文的教导旨在涵盖本公开的范围内的任何变化、调整或修改。153.本文所述的块、模块和控制器可以以各种方式实现，诸如通过专用硬件、电路(集成或分立)、固件和/或基于微处理器的架构中的一个或多个。本文描述的块、模块和控制器中的一个或多个可以包括任何基于处理器的或基于微处理器的系统，包括使用微控制器、简化指令集计算机(risc)、专用集成电路(asic)、现场可编程门阵列(fpga)、逻辑电路以及能够执行本文描述的功能的任何其他电路或处理器的系统。另外或者可替代地，(模块/控制器)表示可以被实施为与执行本文描述的操作的指令(例如，存储在诸如计算机硬盘、rom、ram等之类的有形和非暂时性计算机可读存储介质上的软件)相关联的硬件的电路模块。上述示例仅仅是示例性的，并因此不旨在以任何方式限制术语“控制器”的定义和/或含义。块、模块和控制器以及可以执行存储在一个或多个存储元件中的指令集，以便处理数据。存储元件还可以如所期望的或所需要的那样来存储数据或其他信息。存储元件可以是信息源的形式，也可以是块、模块以及控制器内的物理存储器元件。指令集可以包括各种命令，这些命令指示(块/控制器)执行特定的操作，诸如本文描述的主题的各种实施例的方法和处理。该指令集可以处于软件程序的形式。软件可以是诸如系统软件或应用软件之类的各种形式。此外，软件可以是独立程序或模块的集合、较大程序内的程序模块或程序模块的部分的形式。软件还可以包括以面向对象编程的形式的模块化编程。处理机对输入数据的处理可以响应于用户命令，或响应于先前处理的结果，或响应于由另一处理机做出的请求。154.应当理解的是，本文描述的主题在其应用中并不限于在本文的描述中阐述的或在本文附图中示出的结构细节和组件布置。本文所描述的主题能够具有其他实施例，并且能够以各种方式来被实践或执行。另外，应当理解的是，本文使用的短语和术语是为了描述的目的，而不应被视为限制性的。本文对“包括”、“包含”或“具有”及其变体的使用意指包含在其后列出的项目及其等同物以及附加项目。155.除非另有定义，否则本文使用的所有技术术语具有心脏
技术领域：
：普通技术人员通常理解的相同含义。在本技术中可以描述具体的方法、设备和材料，但任何与本文描述的方法和材料相似或等同的方法和材料都可用于本技术的实践。虽然已经对本技术的实施例进行了一些详细的描述并且通过示例性的方式进行说明，但这种说明只是出于清楚理解的目的，并不旨在是限制性的。在描述中已经使用了各种术语来传达对本技术的理解；应该理解的是，这些各种术语的含义延伸到了常见的语言或语法变化或其形式。还应理解的是，当术语引用了已通过商品名称、品牌名称或通用名称进行引用的装置、设备或药物时，这些术语或名称是作为当代的示例被提供的，并且本技术不受这种字面范围的限制。在以后引入的可以合理地被理解为当代术语的衍生物或指定当代术语所包含的等级子集的术语将被理解为已经被现在的当代术语所描述。此外，虽然已经提出了一些理论上的考虑以促进对本技术的理解，但对本技术的权利要求不受这种理论的约束。此外，本技术的任何实施例的任何一个或多个特征可以与本技术的任何其他实施例的任何一个或多个其他特征相结合，而不偏离本技术的范围。此外，应该理解的是，本技术并不局限于已经为举例说明的目的而阐述的实施例，而是只能通过对附在专利申请中的权利要求进行公平解读来定义，包括其中每个元素有权获得的全部等效性范围。156.从上面应该理解，本文描述的各种结构和功能可以被并入各种装置(例如，引线、监视设备、刺激设备等)，并且以各种方式实现。生物刺激器的不同实施例可以包括各种硬件和软件处理组件。在一些实施例中，硬件组件(诸如处理器、控制器、状态机、逻辑，或这些组件的一些组合)可以用于实现所述组件或电路。157.在一些实施例中，包括指令(例如，软件、固件、中间件等)的代码可以在一个或多个处理设备上执行，以实现一个或多个所述的功能或组件。代码和相关组件(例如，数据结构和通过代码或执行代码的其他组件)可以存储在适当的数据存储器中，该存储器可由处理设备(例如，其通常被称为计算机可读介质)读取。158.此外，本文所述的一些操作可以由相对于患者的身体位于外部的设备执行。例如，植入的设备可以仅仅是将原始数据或经过处理的数据发送到外部设备，外部设备然后执行必要的处理。159.本文所述的组件和功能可以以许多不同的方式连接或耦合。这样做的方式可能部分取决于组件是否与其他组件分离以及如何与其他组件分离。在一些实施例中，图中的引出线所代表的一些连接或耦合可以在集成电路中、作为分立导线来实现，或以其他方式被实现。160.本文所公开的处理中所记载的块的顺序仅仅是合适方法的示例。因此，与这些块相关的操作可以被重新布置，同时仍在本公开的范围内。类似地，所附的方法权利要求以示例顺序呈现操作，并且不一定限于所呈现的具体顺序。当前第1页12当前第1页12
技术领域：
：5.本公开涉及用于心律管理的医疗设备及方法。更具体地说，本文公开的实施例涉及自动调整心律管理系统的操作参数的系统及方法。
背景技术：
：：6.正常人类心脏通过向身体的所有组织提供基于需求的血液供应来供应氧气和移除废物。通过身体泵送的血液量是由人的心率和心搏量决定的。正常健康的休息个体的心跳为每分钟跳动约60次(beatsperminute(每分钟心跳次数)，bpm)，并且通过复杂的自主控制机制来调节心跳，该机制管理窦房(sa)结发射的速率。sa结控制心率。当个体工作时，存在对组织的增加的新陈代谢需求，并且自主控制系统通过使sa结更快地发射来作出响应，从而增加心率。在健康个体中，神经系统、sa结和心率的相互作用确保了在所有水平的活动上保持平衡。7.大多数现代心脏起搏器都有能力通过使用称为加速度计的电气元件来接近身体基于活动的变化需求。例如，许多起搏器包括可以检测运动(并且更具体地说，检测加速度)的加速度计，其作为活动的代理(proxy)。当人走路、跑步或做其他活动时，运动的变化会向心脏起搏器的内部电子器件发送信号，使心脏起搏器增加心率，以便为活动者提供增加的血液供应。依靠加速度计来调整起搏速率的限制是，加速度计可以将任何运动解释为患者的活动，诸如乘坐汽车或自行车在颠簸的路上行驶，这可能导致起搏器不适当地增加起搏速率。换句话说，加速度计会错误地将某些运动的增加解释为患者活动的增加，即使这种运动的增加实际上不是由于患者活动的增加。依靠加速度计调整起搏速率的另一个限制是，在某些情况下，加速度计可能无法检测到不伴随设备振动的患者活动的增加，诸如，当个体骑着固定的自行车同时保持其上身相对静止时。这两种情况都会导致起搏器对活动的误解，并递送不适当的起搏速率控制。8.控制起搏器速率的另一种方法是通过使用血液温度传感器。人的核心体温的上升(通常在这之前首先是核心体温的小幅下降)通常是在活动起始时被观察到的，并可以作为加速度计的替代。然而，依赖于人的核心体温来调整起搏速率的当前起搏器有时不能对人的活动水平的变化作出适当和/或充分的响应。技术实现要素：9.下面是对本公开内容的若干样本方面的总结。应该理解的是，这个总结是为了方便读者而提供的，并且并不完全限定本公开的范围。为方便起见，本公开的一个或多个方面或实施例在此可简单地称为“一些方面”或“某些实施例”。10.一般来说，本公开涉及心律管理系统及其使用方法，该系统基于对血液温度的测量，响应于运动来提供适当的且成比例的起搏速率增加。11.本技术的某些实施例与可植入医疗系统及其使用方法有关，该可植入医疗系统为可植入医疗系统被植入其中的患者提供基于温度的速率响应。这样的可植入医疗系统可以包括单个可植入医疗设备(imd)，或多个可以相互通信的imd。这种方法可以包括：感测指示imd被植入其中的患者的核心体温的血液温度信号，并且基于血液温度信号产生相对温度信号。根据某些实施例，相对温度信号可以通过以下方式产生：产生血液温度信号的短期平均(sta)，产生血液温度信号的长期平均(lta)，以及从血液温度信号的sta中减去血液温度信号的lta从而产生相对温度信号。该方法可进一步包括基于相对温度信号产生移动基线温度信号，基于相对温度信号和移动基线温度信号产生比例响应信号，以及基于比例响应信号和基本速率产生传感器指示速率响应信号。此外，该方法可以包括基于传感器指示速率响应信号控制可植入医疗系统的起搏速率。12.根据某些实施例，移动基线温度信号是通过以下方式基于相对温度信号产生的：产生移动基线温度信号，使得其在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间跟随相对温度信号，并在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间向零衰减。例如，比例响应信号可以通过以下方式产生：从相对温度信号中减去移动基线温度信号，以产生指示相对温度信号和移动基线温度信号之间差异的差信号，并且比例响应信号可以基于差信号的正部分产生。例如，可以将差信号的正部分乘以比例增益值，从而产生比例响应信号。可替代地，可以将预定函数应用到差信号的正部分，从而产生比例响应信号。在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，比例响应信号可以基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的增加。此外，在响应于活动的减少或停止而发生的血液温度信号的下落期间，比例响应可以基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的降低。13.根据某些实施例，还可以产生下降响应信号和/或斜率响应信号并将其用于产生传感器指示速率响应信号。在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间，下降响应信号可以提供起搏速率的增加。在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，斜率响应信号可以基于相对温度信号的斜率提供起搏速率的增加。在某些实施例中，传感器指示速率响应信号是基于比例响应信号、下降响应信号、斜率响应信号和基本速率的组合产生的。例如，传感器指示速率响应信号可以通过将比例响应信号、下降响应信号、斜率响应信号和基本速率累加来产生。根据某些实施例，传感器指示速率响应信号的幅度和/或转换速率被限制，以防止起搏速率超过最大速率和/或防止起搏速率的变化超过最大变化速率。14.根据某些实施例，可以通过以下方式来产生下降响应信号：将相对温度信号与下降阈值进行比较，在相对温度信号小于下降阈值时向积分器的输入提供下降起始速率值，在相对温度信号大于下降阈值时向积分器的输入提供下降衰减速率值，以及使用由积分器输出的信号的正部分作为下降响应信号。15.根据某些实施例，可以通过以下方式产生斜率响应信号：产生指示相对温度信号的正斜率的信号，并将指示相对温度信号的正斜率的信号乘以斜率增益值从而产生斜率响应信号，或将预定函数应用于指示相对温度信号的正斜率的信号从而产生斜率响应信号。根据某些实施例，可以通过以下方式产生指示相对温度信号的正斜率的信号：将相对温度信号提供给高通滤波器(hpf)，并将hpf的输出提供给整流器，从而产生指示相对温度信号的正斜率的信号。可替代地，可以确定相对温度信号的两个时间上不同的样本之间的差异，并基于该差异确定指示相对温度信号的正斜率的信号。16.根据某些实施例，可植入医疗系统除其他以外包括一个或多个脉冲生成器、一个或多个电极、温度传感器和控制器。(一个或多个)脉冲生成器被配置为选择性地产生起搏脉冲。(一个或多个)电极被配置为将由(一个或多个)脉冲生成器产生的起搏脉冲递送到可植入医疗系统被植入其中的患者的心脏。温度传感器被配置为产生指示可植入医疗系统被植入其中的患者的核心体温的血液温度信号。控制器基于血液温度信号产生相对温度信号，基于相对温度信号产生移动基线温度信号，并基于相对温度信号和移动基线温度信号产生比例响应信号。控制器还被配置为基于比例响应信号和基本速率产生传感器指示速率响应信号，并基于传感器指示速率响应信号控制起搏脉冲的递送，从而控制起搏速率。控制器还可以被配置为产生下降响应信号和/或斜率响应信号，并且还基于下降响应信号和/或斜率响应信号产生传感器指示速率响应信号。在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间，下降响应信号提供起搏速率的增加。在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，斜率响应信号基于相对温度信号的斜率提供起搏速率的增加。在具体实例施中，控制器基于比例响应信号、下降响应信号、斜率响应信号和基本速率的组合产生传感器指示速率响应信号。17.本
发明内容并不旨在成为本技术的完整描述或限制其范围。本技术的替代和额外的特征、方面和目标可以从对说明书、附图和权利要求的审阅中获得。附图说明18.本技术的新颖特征在权利要求中作了具体阐述。通过参考以下对说明性的实施例进行阐述的详细描述，可以获得对本技术的特征和优点的更好的理解，在实施例中利用了本技术的原理，以及以下的附图：19.图1a是无引线心脏起搏器的实施例的简化图。20.图1b是示出说明性速率响应型无引线心脏起搏器的实施例的操作元件的相互连接的原理框图。21.图2a、图2b和图2c示出了无引线心脏起搏器中的温度传感器的三个实施例。22.图3是温度响应型控制器的实施例的框图。23.图4a是示出使用植入的温度传感器感测的相对温度如何随时间变化的图表。24.图4b是示出示例性的下降响应、示例性的斜率响应和示例性的比例响应可以相互结合，并与基本速率相结合，产生传感器指示速率(sir)响应的图形。25.图5是高级流程图，用于总结根据本技术的各种实施例的方法，该方法可以用于为可植入医疗设备(imd)被植入其中的患者提供基于温度的速率响应，该imd诸如图1a和图1b中介绍的无引线起搏器。26.图6示出了根据本文的各种实施例实施速率响应过程的框图。27.图7是心内医疗设备(icmd)的实施例的简化图。28.图8是可植入刺激设备的实施例的简化图，该设备与植入患者心脏的一个或多个引线进行电通信，用于感测患者的状况、向患者递送治疗或提供其某种组合。29.图9是示出根据本文某些实施例形成的心律管理系统的示例的简化图。30.根据共同的实践，图中示出的各种特征可以不按比例绘制。因此，各种特征的维度可以任意扩大或缩小以达到清晰的效果。此外，为了清晰起见，可以对附图中的一些进行简化。因此，附图可以不描绘出给定装置或方法的所有组件。最后，类似的附图标记可用于表示整个说明书和图中的类似特征。具体实施方式31.下面将参照详细的说明性实施例来描述本技术的实施例。显然，本文描述的实施例可以以各种各样的形式体现，其中一些实施例可以看起来与所公开的实施例有很大的不同。因此，本文公开的具体结构和功能细节只是代表性的，并且并不限制本技术的范围。例如，基于本文的教导，本领域的技术人员应该明白，本文所公开的各种结构和功能细节可以独立于任何其他结构或功能细节而被纳入实施例中。因此，可以使用在任何公开的(一个或多个)实施例中阐述的任何数量的结构或功能细节来实施装置或实践方法。另外，作为在任何公开的(一个或多个)实施例中阐述的结构或功能细节的补充或替代，还可以使用其他结构或功能细节来实施装置或实践方法。32.本公开涉及响应于温度的心律管理系统。心律管理系统可以包括一个或多个可植入医疗设备，包括但不限于：可以植入患者心脏的腔室内的无引线心脏起搏器；利用1c设备扩展来提供双腔室功能的心内可植入医疗设备；心脏起搏器和/或可植入心律转复除颤器(icd)，其利用一个或多个穿过血管和心腔的导电引线，以便将带有电子器件和电源(罐)的罐子(canister)与贴附在心脏上的电极相连接，以达到电刺激心脏组织和测量心肌电活动的目的；皮下icd，其不使用心内膜、经静脉或心外膜引线递送除颤(但可以采用心内膜、经静脉或心外膜引线来感测温度)，并且可以使用皮下电极递送除颤；植入患者心脏或相关联血管的温度传感器；包括温度传感器的心内监测器，其可以是独立的设备或引线的部分；主设备、编程器或不对心脏本身起搏的可植入心脏监测器，其可以包含分析温度和提供传感器指示速率的处理器，并与心律管理系统的另一可植入医疗设备进行通信。33.在某些实施例中，温度传感器和/或分析温度并提供传感器指示速率的处理器可以采用微机械系统("mems")，诸如在美国专利no.8,573,062中描述的mems。mems可以是独立的设备，在一些实施例中，它被植入心脏的心外膜或心脏腔室内，例如使用螺旋线和缝合线将该设备直接固定在心肌上，例如美国专利no.7,937,148号所述。在不包括温度传感器的实施例中，mems独立设备可以被植入身体的其他位置。mems可以被配置为通过无线通信与刺激设备进行通信，例如通过如美国专利no.9,168,383所述的导电通信，例如通过并入通信脉冲生成器。在替代实施例中，mems被并入到可植入引线中，并可通过有线通信与刺激设备进行通信。34.无引线心脏起搏器的一些实施例可以包括置于人体心脏腔室中的密封外壳、置于外壳中的电池、由外壳支撑的至少两个电极、封闭或包含在外壳中的温度传感器和置于外壳中的控制器。控制器可以适于使用两个电极感测心内信息，并使用来自温度传感器的温度信息将刺激能量从电池递送到电极。温度传感器可以是热敏电阻或并入控制器的半导体温度传感器。35.图1a显示了无引线起搏器或生物刺激器100的外视图。生物刺激器100可以包括密封的外壳102，其电极104和106位于外壳102之内、之上或其附近，用于向心脏腔室的肌肉递送起搏脉冲和从其感测电活动，并与体内或体外的至少一个其他设备进行双向通信。在不同的实施例中，电极104和106可以耦合在外壳102之上、内部或两厘米内。在替代实施例中，电极104和106可以耦合在外壳102之上、内部或十五厘米内。在一些布置中，电极104和106可以整体形成在外壳102的外表面。36.如所示出的，电极106可以与固定机构105分离但部分地被其包围，并且电极104可以放置在外壳102上。固定机构105可以是固定螺旋、多个钩子、倒钩或被配置为将心脏起搏器附接到组织(诸如心脏组织)的其他附接特征。37.外壳还可以包括外壳内的电子隔间110，该电子隔间包含起搏器操作所必需的电子组件，例如包括脉冲生成器、通信电子器件、电池和用于操作的处理器。密封外壳102可以适配于植入到人的心脏上或心脏中，并且例如可以是圆柱形、矩形、球形或任何其他适当的形状。38.外壳可以包括导电的、生物相容的、惰性的和阳极安全材料，诸如钛、316l不锈钢或其他类似材料。外壳还可以包括布置于导电材料上的绝缘体，以分离电极104和106。绝缘体可以是在电极之间的外壳部分上的绝缘涂层，并且可以包括诸如硅胶、聚氨酯、聚对二甲苯或通常用于可植入医疗设备的另一生物相容的电绝缘体的材料。在图1a的实施例中，单个绝缘体108沿着电极104和106之间的外壳部分布置。在一些实施例中，外壳本身可以包括绝缘体而不是导体，诸如氧化铝陶瓷或其他类似的材料，并且电极可以布置在外壳上。39.如图1a所示，起搏器还可以包括管座装配装置112以从电极106隔绝电极104。管座装配装置112可以由peek、芳香族聚醚基热塑性聚氨酯(tecothane)或另一生物相容的塑料制作，并且可以包含陶瓷到金属馈通、玻璃到金属馈通或本领域中已知的其它适当的馈通绝缘体。40.电极104和106可以包含起搏/感测电极，或回流电极。低极化涂层可以应用于电极，诸如例如烧结铂、铂铱、铱、氧化铱、氮化钛、碳或其他通常用于减少极化效应的材料。在图1a中，电极106可以是起搏/感测电极，电极104可以是回流电极。电极104可以是导电外壳102中不包括绝缘体108的部分。41.可以使用若干种技术和结构来将外壳102附接到心脏的内壁或外壁。螺旋固定机构105可以使设备能够通过引导导管插入心内或心外。可扭转导管可以用于旋转外壳并迫使固定设备进入心脏组织，因此将固定装置(以及图1a中的电极106)贴附到与可刺激组织接触。电极104可以充当用于感测和起搏的中性电极。固定机构可以被部分或全部涂覆以实现电绝缘，并且可以在设备上或附近包括类固醇洗脱基质以最小化纤维化反应，这在传统的起搏电极引线中是已知的。42.转到图1b，示意性框图描述了生物刺激器100的实施例。生物刺激器100包括外壳102、与外壳102相连的电极104和106、密封地包含在外壳102内并与电极104和106电连接的脉冲递送系统152。脉冲递送系统152被配置为在外壳102内部获取能量，产生并向电极104和106提供电脉冲。生物刺激器100还包括温度传感器154，它可以被封闭在外壳102内，或者可以由外壳102支撑，并适于感测温度。逻辑120(例如处理器、控制器、中央处理单元、状态机、可编程逻辑阵列等)被密封地包含在外壳102内，并与脉冲生成器116、温度传感器154、以及电极104和106通信耦合。逻辑120可以控制脉冲生成器116，以递送具有由存储在存储器中的选定的一个或多个治疗程序指定的振幅、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。温度传感器154与评估器186连接。下面参照图2a、图2b和图2c讨论温度传感器154的示例性实施例。然而，也可以选择使用其他类型的温度传感器。根据本公开的某些实施例，评估器186用于提供用于心脏起搏的传感器指示速率。评估器186被连接到逻辑120。评估器186的传感器指示速率输出被逻辑120用来产生指定刺激治疗(诸如起搏速率)的控制信号，并将其发送到脉冲生成器116。43.因此，逻辑120和其他块可以通过软件、固件或其组合来实施。软件模块可以驻留在ram存储器、闪存、rom存储器、eprom存储器、eeprom存储器、寄存器或本领域已知的任何其它形式的存储介质中。示例性存储介质耦合到处理器，使得处理器可以从存储介质中读取信息，并向存储介质写入信息。在可替代的情况，存储介质可以集成至处理器。在某些实施例中，逻辑120包括专用集成电路(asic)，并且温度传感器154包括并入asic的半导体温度传感器。评估器186和存储介质可以驻留在asic中。在某些实施例中，逻辑120可以包括单个超低功率asic芯片，其被配置为感测、起搏和通信。逻辑120可以至少部分地基于评估器186的输出来控制电脉冲递送。44.在一些实施例中，逻辑120可以是处理器，其根据一个或多个可编程的参数控制电脉冲递送以及对温度传感器154和评估器186的应用，该处理器可通过经由电极104和106传输的通信信号进行编程。在传入通信通道上通信的信息可以包括但不限于起搏速率、脉冲持续时间、感测阈值和其他通常在典型起搏器中外部编程的参数，以及由外部温度传感器产生的温度信号。在传出通信通道上通信的信息可以包括但不限于可编程参数设置、事件计数(起搏和感测)、电池电压、电池电流和其他通常由普通起搏器使用的外部编程器显示的信息，以及温度信号。传出通信通道还可以呼应来自传入通道的信息，以确认正确的编程。逻辑120和评估器186可以单独或结合地被称为控制器。这样的控制器可以包括一个或多个处理器、软件、固件、硬件或其组合。45.密封馈通130、131通过外壳102传导电极信号。外壳102包含主电池114，为起搏、感测和通信提供电源。外壳102包含：用于从电极104和106感测心脏活动的电路132；用于经由电极104和106从至少一个其他设备接收信息的电路134；以及用于产生起搏脉冲以经由电极104和106递送以及还用于经由电极104和106向至少一个其他设备传输信息的脉冲生成器116，。起搏器100还包含用于监测设备健康的电路，例如，电池电流监测器136和电池电压监测器138。逻辑120以预先确定的方式控制这些操作。46.主电池114具有正端子140和负端子142。在某些实施例中，该电池是单氟碳锂(li/cfx)电池。来自主电池114的正端子140的电流流经分流器144至稳压电路146，以创建适合用于向起搏器100的剩余电路供电的正电压供应148。分流器144使电池电流监视器136能够向逻辑120提供电池电流损耗的指示，并间接提供设备健康的指示。47.在各种实施例中，系统可以管理功率消耗以从电池提取有限的功率，从而减小设备体积。系统中的每个电路可以被设计为避免大的峰值电流。例如，心脏起搏可以通过跨起搏电极对罐式电容器(未示出)放电来实现。罐式电容器的重充电通常由充电泵电路控制。在特定的实施例中，充电泵电路被节流以从电池以恒定功率对罐式电容器重充电。48.在图2a的实施例中，温度传感器(例如，图1b中的154)可以是设置在外壳200内的热敏电阻226。如该截面图所示，热敏电阻226可以被粘合，以便与外壳200的内表面热连接，并且热敏电阻可以经由引线228和衬底224连接到asic控制器220。因此，热敏电阻226可以被配置为通过外壳200感测生物刺激器周围血液的温度。外壳200内的其他元件包括asic基板224、其他电子组件222和电池(未显示)。至少两个电极可以由外壳支持，并在外壳外部。在一些实施例中，asic220可以被适配为使用电极感测心内信息，并使用来自热敏电阻226的温度信息将刺激能量从电池递送到其中一个电极。49.在图2b的实施例中，温度传感器(例如，图1b中的154)可以是集成到asic224中的半导体温度传感器。热导垫225可以从asic224中的温度传感器延伸到外壳200的内表面。因此，温度传感器可以通过带有导垫225的外壳200感测生物刺激器周围血液的温度。如图2a的实施例中，至少两个电极可以由外壳支持，并在外壳外部。asic控制器220可以适配为使用电极感测心内信息，并使用来自集成温度传感器的温度信息将刺激能量从电池递送到其中一个电极。50.图2c的实施例与图2b的实施例相似，但省略了热导垫。因此，并入asic224中的温度传感器(例如图1b中的154)经由在asic224和罐体202之间的热传导感测生物刺激器周围的血液温度。同样，在本实施例中，asic控制器220可以适配为使用电极感测心内信息，并使用来自并入的温度传感器的温度信息从电池向电极之一递送刺激能量.51.转向图3，根据本公开的某些实施例，方框图示出了评估器186(在图1b中介绍)的配置，用于提供用于心脏起搏的传感器指示速率。在下面对图3的描述中，假定其中所示的组件(例如，滤波器、累加器、积分器等)是使用数字电路、软件和/或固件在数字域中实施的。然而，需要注意的是，在本技术的替代实施方案中，评估器186可以使用模拟组件来实施。尽管如此，除非另有说明，否则将假定图3中所示和描述的组件是在数字领域实施的。在本文描述的实施方案中，假定由温度传感器测量的血液温度与核心体温相同或基本相同。因此，术语血液温度和核心体温可以互换使用。52.相对温度53.参照图3，从温度传感器将血液温度信号350提供给评估器186的低通滤波器302和303的输入。逻辑120(在图1b中介绍)控制由温度传感器检测的血液温度信号被评估器186采样的时间间隔。在这个说明性的实施例中，血液温度信号被采样的采样间隔为5秒。然而，大于或小于五秒的采样间隔也是可能的，并在本文所述实施例的范围内。54.低通滤波器(lpf)302将血液温度信号350的短期平均(sta)提供给加法器304的非反相( )输入，该加法器304也可以称为累加器304。加法器304的非反相( )输入也可以称为加法器304的正向输入。在这个示例中，lpf302的时间常数为0.33分钟。lpf302旨在移除来自血液温度信号的噪声，其中间隔时间短于0.33分钟的血液温度变化归因于噪声，而不是运动或其他活动。lpf302也增加了温度测量的有效分辨率。lpf302可以是一阶低通滤波器，但不限于此。为lpf302使用更短或更长的时间常数是可能的，并在本文所述的实施例的范围内。55.lpf303将血液温度信号350的长期平均(lta)提供给加法器304的反相(‑)输入。加法器304的反相(‑)输入也可称为加法器304的负输入。在某些实施例中，lpf303的时间常数为85分钟。lpf303的输出旨在在没有运动或其他活动的情况下跟踪基线血液温度，其中间隔长于85分钟的血液温度变化归因于诸如发烧、昼夜变化和测量漂移等之类的因素，而不是运动或其他活动。因此，血液温度信号的lta(其由lpf303输出)也可称为基线血液温度。可以理解的是，其他非运动因素可以代表较长期时间常数变化的来源。为lpf303使用更短或更长的时间常数是可能的，并在本文所述的实施例的范围内。56.加法器304输出相对温度信号351，该信号351代表当前血液温度相对于运动或其他活动前的基线值。更具体地说，加法器304用于通过从sta(由lpf302产生)中减去lta(由lpf303产生)来产生相对温度信号351。这个相对温度信号351是为了排除噪音和诸如发烧、昼夜变化和测量漂移之类的非运动因素。在人处于休息状态并且其短期平均(sta)温度与其长期平均(lta)温度相同的情况下，其相对温度351将为零。当人开始运动并且其核心体温初始下降的情况下，相对温度351会初始地变成负值，即低于零。在长时间段的运动之后，这个人的核心体温将最终上涨，使其sta大于其lta，这时相对温度将变成正数，即高于零。57.图3的插图307提供了评估器186的低通滤波器(lpf)的一个示例性实施例的细节。在插图307的示例中，lpf被实施为线性一阶递归数字滤波器。滤波器的时间常数类似于电阻‑电容(rc)电滤波器的时间常数，大约是采样间隔(5秒)的α(阿尔法)倍。插图307可以实施本示例实施例中评估器186的任何lpf。插图307中所示的lpf是一个相对简单的单极滤波器。在替代性的实施例中，可以使用更复杂的多极lpf来代替，如本领域的普通技术人员会理解的。58.总之，相对温度信号351提供了代表由于运动或其他活动引起的血液温度变化的信号，然后将其传达给评估器186的三个部分的输入：下降响应、斜率响应和比例响应。以另一种方式解释，相对温度信号351被提供给下降响应分支310、斜率响应分支320和比例响应分支330。正如可以从图3中理解的那样，并在下文中进一步详细描述，根据某些实施例，这些分支310、320和330中的每一个的输出(也称为信号输出)被组合(例如，由累加器324求和)以产生速率调整输出357(也称为速率调整信号357)，其被用于产生传感器指示速率响应信号358。现在将描述评估器186的每个分支310、320和330的附加细节。59.下降响应60.当人从非活动或休息状态转变为活动状态时，人的核心体温通常会从基线或第一核心体温降落到第二核心体温。换句话说，人的核心体温通常初始地会有一个小降落。人的核心体温的这种小降落是由运动或其他活动的起始或预期处的血管扩张引起的。以另一种方式解释，运动开始时的小降落是由于较冷的血液从血液较冷的身体周围流向心脏。在核心体温的初始降落(也被称为下降)之后通常是核心体温的上涨，或者通过短暂的平缓(levelingoff)期之后是核心体温的上涨。如果活动是短暂的，则核心体温通常会慢慢恢复到其基线核心体温。然而，如果活动(如运动)继续进行，则核心体温将超过基线核心体温上涨到抬升的核心体温，其通常将继续上涨，直到达到最大值或活动停止。在活动停止后，核心体温通常会慢慢恢复到基线核心体温。61.本技术的实施例利用下降响应来将人的核心体温通常会在活动(例如，运动)起始时经历下降这一特性纳入考虑。根据本技术的某些实施例，图3中所示的下降响应分支310示出了下降响应的实施。62.参考图3，在这个说明性的实施例中，下降响应由被包括在评估器186的下降响应分支310中的比较器341和积分器343实施。比较器341示出为包括反相(‑)输入和非反相( )输入(也可分别称为负输入和正输入)和输出。比较器314的反相(‑)输入被提供有相对温度信号351，比较器314的非反相( )输入被提供有例如存储在寄存器或其他一些存储元件中的下降阈值311。下降阈值的示例性值是‑0.06摄氏度(℃)，但也可以选择使用更高或更低的下降阈值。由比较器341的输出控制的开关342向积分器343的输入提供下降起始速率值312(例如，4.8bpm/min)，或向积分器343的输入提供下降衰减速率值313(例如，‑1.6bpm/min)。下降起始速率值312和下降衰减速率值313中的每一个都可以存储在各自的寄存器或其他一些存储元件中。除了上面规定的示例性值外，还可以使用其他的下降起始速率值312和下降衰减速率值313。下降阈值311、下降起始速率312和下降衰减速率313中的每一个都可以是可编程的，并存储在各自的寄存器或存储器位置，这样它们就可以被特定的人所定制。63.当相对温度信号351的幅度大于下降阈值(例如，‑0.06℃)时，则比较器的输出将为低(low)，并且开关342将被控制以向积分器343提供下降衰减速率(例如，‑1.6bpm/min)。当相对温度信号351的幅度转变到小于下降阈值(例如，‑0.06℃)时(这指示运动的起始)，比较器的输出将为高(high)，并且开关342将被控制以将下降起始速率312(例如，4.8bpm/min)提供到积分器343的输入。64.积分器343被配置为对在其输入端收到的信号进行积分，该信号是由开关342选择的下降起始速率312或下降衰减速率313，该开关由比较器341的输出控制。根据某些实施例，积分器343被配置为仅在其积分结果为正时生成输出。可替代地，积分器343可以同时生成正和负的输出两者，并且整流器(例如，类似于下面讨论的整流器322)可以接收积分器343的输出，以便仅将积分器343的输出的正分量提供给累加器324。无论哪种方式，由下降响应分支356产生的下降响应信号356应该是正信号或零。由于积分器343是下降响应分支310的一部分，它也可以更具体地称为下降积分器343。65.如图3所示，由下降响应分支310产生的下降响应信号356被提供给累加器324，累加器324将下降响应信号356与斜率响应信号353和比例响应信号354(分别由分支320和330产生)累加以产生速率调整信号357。速率调整信号357被添加到基本速率317，以产生传感器指示速率358，这将在下文中详细描述。根据某些实施例，积分器343被配置成使得其输出不能超过最大下降响应，例如，30bpm，以限制传感器指示速率358可以响应于运动的起始而增加的量。最大下降314可以被存储在一个寄存器或其他一些存储元件中，并且可以是可编程的，从而可以被特定的人所定制。66.如上所述，当相对温度351下降到下降阈值311以下时，下降积分器343以下降起始速率斜升。积分器343将在由最大下降314设定的水平上停止。根据某些实施例，当下降消退时，使得相对温度351高于下降阈值311，比较器341和开关342将使得下降衰减速率313(而不是下降起始速率312)被提供给下降积分器343的输入，并且下降积分器343将以下降衰减速率313(例如，‑1.6bpm/min)线性地衰减积分器的输出，直到最终下降响应356将返回到零。在另一个实施例中，积分器343的输出可以非线性地增加和/或减少。67.下降积分器343优选地响应于运动的起始来提供下降响应356的逐渐增加。此外，下降积分器343优选地在运动起始后的一段时间内将下降响应356维持在零以上，并提供在长时间的下降期间的心率增加。68.根据某些实施例，高通滤波器(hpf)可以被包括在下降响应分支310中，以便在将相对温度信号351提供给比较器的反相(‑)输入之前滤波相对温度信号351。这样添加hpf可以具有10分钟的示例性时间常数，但不限于此。添加hpf的目的是为了限制下降响应的时间范围。69.斜率响应70.由斜率响应分支320提供的斜率响应353是为了在相对温度的初始下降之后的、运动数分钟内的相对温度351的上升期间提供短期响应。仍然参考图3，在其中所示的实施方案中，斜率响应分支320被显示为包括高通滤波器(hpf)321、整流器322和乘法器323。可以用带通滤波器(bpf)来代替hpf321，在这种情况下，也可以用lpf和hpf的组合来实施这样bpf。71.当相对温度351正在增加时，这指示运动正在使血液变暖，而温度上升的速度(即斜率)是运动水平的指示。hpf321基本上起着斜率检测器的作用，使得它的输出指示了相对温度信号351的斜率。整流器322在hpf321的下游，其只把正的斜率值传给乘法器323，并且在斜率值为负时向乘法器323提供零。乘法器322将由hpf321输出的正斜率值乘以斜率增益315以提供斜率响应353。斜率增益315的示例值是每分钟每摄氏度c320bpm(bpm/℃/min)，但可以使用更高和更低的值。斜率增益315可以被存储在寄存器或其他一些存储元件中，并且可以是可编程的，使得其可以被特定的人所定制。在另一个实施方案中，可以不将正斜率值乘以斜率增益(315)来产生斜率增益响应，而是将预定的函数应用于正斜率值来产生斜率响应信号353。这种函数的示例是具有两部分的分段函数，包括具有320bpm/℃/min的初始斜率的第一部分，以及具有160bpm/℃/min的斜率的第二部分(例如，对于大于0.1℃的相对温度值)。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。72.基于备选实施方案，可以使用替代类型的斜率检测器来代替hpf321。例如，替代的斜率检测器可以确定相对温度351的两个值之间的差异，并将该值的差异除以对应于这两个值的采样时间的差异。检测斜率的其他技术也是可能的，这对于本领域的普通技术人员来说是已知的，并且是在本文公开的实施方案的范围内。73.只要相对温度351正在增加，斜率响应353就应该有一个正值，并将对速率调整357做出贡献。然而，当相对温度351不增加时，斜率响应353应该是零，并且不会对速率调整357做出贡献。74.比例响应75.由比例响应分支330产生的比例响应是用相对温度351减去移动基线352计算的。参照图3，由lpf303输出的长期平均温度也可以称为基线温度，因为它指示了相对较长时间段(例如85分钟)内的基线核心体温。相比之下，在比例响应分支330内，产生的移动基线温度352跟随相对温度351的向下下降。当下降结束时，移动基线被允许以线性或非线性的方式逐渐返回到零。这个量代表身体核心温度基线，其考虑了仅由周围降落引起的核心体温降落。换句话说，它是在没有运动或其他活动情况下的核心温度。76.仍然参考图3，比例响应分支330被显示为包括累加器305、跟随/衰减到零块306、整流器331和乘法器332。相对温度351被提供给累加器305的正向输入以及给块306。根据实施例，块306的输出(即移动基线温度352)在相对温度351的降落期间跟随相对温度351，并被提供给累加器305的负输入。只要相对温度正在降落且为负值，累加器305的输出将为零。例如，如果相对温度是‑0.01，那么块206的输出也将是‑0.01，在这种情况下，累加器305将执行计算求和＝‑0.01‑(‑0.01)＝‑0.01 0.01＝0。一旦相对温度开始增加(在达到最小值，即最大下降之后)，则移动基线温度352将滞后于相对温度信号，并且在患者保持活动的至少一部分时间内，累加器305的输出将保持正数，因为移动基线温度352向零衰减。77.累加器305从相对温度信号351中减去移动基线温度信号352，以产生指示相对温度信号和移动基线温度信号之间差异的差信号。整流器331在累加器305的下游，其仅将差信号的正斜率值传递给乘法器332，并且当差信号为负时向乘法器332提供零。乘法器332将累加器305输出的正差异值乘以比例增益316，以提供比例响应354。比例增益316的示例值是50bpm/℃/min，但也可以使用更高和更低的值。比例增益316可以被存储在寄存器或其他一些存储元件中，并且可以是可编程的，使得其可以被特定的人所定制。在替代实施例中，并非是将正差异值乘以比例增益(316)来产生比例响应，而是将预定的函数应用于正差异值以产生比例响应信号354。这种函数的示例是具有两部分的分段函数，包括具有50bpm/℃/min的初始斜率的第一部分，以及具有25bpm/℃/min的斜率的第二部分(例如，对于大于0.2℃的相对温度值)。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。78.速率调整和传感器指示速率79.如图3所示，下降响应356、斜率响应353和比例响应354被累加器324累加以产生速率调整信号357。累加器324将基本速率(例如，60bpm)添加到速率调整信号中，以产生传感器指示速率358。限制器326将传感器指示速率358限制在最大的传感器速率(例如，120bpm)。转换限制器328限制了传感器指示速率358的变化速率。可以例如使用短期平均时间常数为0.33分钟的低通滤波器(lpf)来实施转换限制器328，以防止起搏速率的突然变化。传感器指示速率358被输出到逻辑120(在图1b中)，它通过向脉冲生成器116发送控制信号来调整和/或传递治疗，以产生经由电极104和106传递的起搏脉冲。在某些实施例中，起搏器可使用传感器指示速率来调整起搏速率。80.尽管逻辑120和评估器186被示意为图1b的独立模块，但逻辑120和评估器186可以被并入单个处理单元中。评估器186和在此更详细讨论的其任何组件可以是逻辑120的组件或由逻辑120执行的模块。81.斜率增益315、比例增益316、最大下降314和/或最大传感器速率318可以用基于患者的年龄和/或健康状况的默认值进行预编程。这种值可以基于“威尔科夫(wilkoff)模型”或用于针对特定患者的给定用力水平来提供适当预测心率的其他一些适当生理运动时空反应模型来针对特定患者进行定制。适合于多种用力水平的心率可以由生物刺激器100，或由与生物刺激器100进行通信和对其编程的编程器从该模型中推导出，并可以作为表格等等储存在生物刺激器或编程器中。然后，生物刺激器100可以被编程，以便随着时间的推移记录心率曲线，以及从诸如加速度计或分钟通气量传感器之类的用力水平传感器确定的用力水平曲线。通过比较记录的心率曲线和来自模型的预测心率，生物刺激器可以确定变时状态是否发生变化以及何时发生。82.示例性图形83.下降响应信号356、斜率响应信号353和比例响应信号354可以更简洁地分别被称为下降响应356、斜率响应353和比例响应354。同样，速率调整信号357可以更简洁地称为速率调整357，而传感器指示速率信号358可以更简洁地称为传感器指示速率358。84.图4a和4b是示例性的图形，用于显示下降响应356、斜率响应353和比例响应354(它们中的每一个初始地在上面参照图3讨论过)如何共同对产生针对示例性的人的速率调整357和传感器指示速率358做出贡献。85.图4a显示了使用植入式温度传感器感测的相对温度351如何随时间变化。更具体地说，图4a显示了在运动或其他活动的起始时，相对温度351初始有一个小下降，之后是相对温度351的上涨，接着是短暂的平缓期，然后是缓慢或逐渐恢复到零。图4a还说明了在不同时间段，下降响应356、斜率响应353和比例响应354如何对产生速率调整357和传感器指示速率358做出贡献。图4b显示了示例性的下降响应356、示例性的斜率响应353和示例性的比例响应354，以及如何通过将上述响应相加(在图3中的求和节点324)来产生示例性的速率调整357，以及如何通过将速率调整357添加到基本速率317(在图3中的求和节点325)来产生示例性的传感器指示速率(sir)358。在图4a和4b中，假定不超过最大传感器速率318。另外，需要注意的是，图4a和4b中的波形不是按比例绘制的，而是作为本技术的实施例如何将三种响应与基本速率325相结合以产生传感器指示速率(sir)358的说明性示例。86.参照图4a，相对温度351被示为在时间t0处开始于0.00℃，并且然后在时间t1处降落到下降阈值311。相对温度351显示为继续降落直到时间t2处为止，在时间t2处它开始上涨，直到在时间t3处增加到下降阈值。由于持续的运动或其他活动，相对温度351继续上涨，直到其在时间t5处达到平稳，这可能对应于人停止运动或以其他方式休息的点。在时间t5和t6之间，相对温度351显示为降落，直到其在时间t6处达到0.00℃。图4a中还显示了由图3中的块306输出的移动基线温度352的示例。87.参照图4b，响应于在相对温度低于下降阈值311时对下降起始速率312进行积分(由积分器343)，下降响应356显示为在时间t1处从0bpm上涨到时间t2和t3之间的其最大值。然后，响应于在相对温度超过下降阈值311时对下降衰减速率313进行积分(由积分器343)，下降响应356被显示为从其最大值降落回时间t4处的0bpm。88.在图4b中，斜率响应353显示为从时间t2处相对温度具有正斜率的点开始上涨，直到在时间t5处相对温度趋于平稳。89.在图4b中，比例响应354显示为在时间t2处从0开始上涨，直到时间t5，然后以衰减速率(例如0.02℃/分钟)衰减回时间t6处的0。90.在图4b中，通过将下降响应356、斜率响应353和比例响应354累加来产生速率调整357(由图3中的累加器324产生)。传感器指示速率358是通过将速率调整357与基本速率(例如，60bpm)相加产生的。如上所述，假定不超过最大传感器速率318。虽然在图4b中没有具体显示，但传感器指示速率358的向上和向下斜率可以通过转换限制器328来减少(即，使之变得更浅)。91.方法92.图5是用于总结根据本技术的各种实施例的方法的高级流程图，该方法可用于为诸如生物刺激器100之类的可植入医疗设备(imd)或更一般的可植入医疗系统被植入其中的患者提供基于温度的速率响应。与本文提出的流程图(也称为流程表)一起描述的方法可以例如在非暂时性计算机可读介质中实现，该介质包括用于使可编程处理器执行所述方法的指令。该指令可被实现为一个或多个软件模块，该软件模块可由其本身执行或与其他软件结合执行。93.参照图5，步骤502涉及感测指示imd被植入其中的患者的核心体温的血液温度信号。简要地回到图3，其中所示的血液温度信号350是可以在步骤502感测的血液温度信号的示例。血液温度信号可以例如以五秒的采样间隔被采样。然而，大于或小于五秒的采样间隔也是可能的，并在本文所述实施例的范围内。可以用于感测血液温度信号的示例性温度传感器已在上文描述。94.再次参考图5，步骤504涉及基于血液温度信号产生相对温度信号。简要地回到图3，其中所示的相对温度信号351是可以在步骤504产生的相对温度信号的示例。根据某些实施例，相对温度信号可以通过以下方式被产生：产生血液温度信号的短期平均(sta)，产生血液温度信号的长期平均(lta)，并通过从血液温度信号的sta中减去血液温度信号的lta来产生相对温度信号。如图3所示，血液温度信号的sta可以用lpf302产生，血液温度信号的lta可以用lpf303产生，而累加器304可以用来从血液温度信号的sta中减去血液温度信号的lta，从而产生相对温度信号351。95.再次参考图5，步骤506涉及基于相对温度信号产生移动基线温度信号。简要地回到图3，移动基线温度信号352是步骤506的结果的示例，并且块306可以用来产生移动基线温度信号352。根据某些实施例，移动基线温度信号在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间跟随相对温度信号，并在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间向零衰减。96.参考图5，步骤508涉及基于相对温度信号产生比例响应信号、下降响应信号和斜率响应信号。简要地回到图3和图4，其中所示的比例响应信号354、下降响应信号356和斜率响应信号353是在步骤508产生的信号的示例。关于如何产生这种信号的其他细节在上面参考图3和图4进行了描述，下面还将讨论。97.参照图5，步骤510涉及基于比例响应信号、下降响应信号和斜率响应信号产生速率调整信号。简要地回到图3和图4，其中所示的速率调整信号357可以通过将比例响应信号354、下降响应信号356和斜率响应信号353累加来产生。对信号进行组合的替代性方式也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。98.参考图5，步骤512涉及基于速率调整信号和基本速率产生传感器指示速率响应信号。简要地回到图3和图4，其中所示的传感器指示速率响应信号358可以通过将速率调整信号357和基本速率317累加来产生。可替代地，传感器指示速率可以通过将比例响应信号354、下降响应信号356、斜率响应信号353和基本速率累加来产生。换句话说，产生速率调整信号的步骤可以被跳过，并且相反，比例响应信号354、下降响应信号356、斜率响应信号353和基本速率317可以在单个步骤中被组合(例如，相加)。将比例响应信号与下降响应信号356和斜率响应信号353中的仅一者相结合也在本文所述的实施例的范围内。例如，可以仅使用下降响应信号356和斜率响应信号353中较大者，或者仅使用两者中的预定者。根据某些实施例，例如使用图3中的限制器326和/或328对传感器指示速率响应信号的幅度和/或转换速率进行限制。最后，图5中的步骤514涉及基于传感器指示速率响应信号来控制imd的起搏速率。这可能涉及例如增加或减少经由一个或多个电极产生和传递起搏脉冲以引起患者的心脏起搏的速率。99.根据某些实施例，在步骤508产生的比例响应信号是通过以下方式产生的：从相对温度信号中减去移动基线温度信号，以产生指示相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异的差信号，并且基于差信号的正部分产生比例响应信号。在某些实施例中，比例响应信号是通过以下方式基于差信号的正部分产生的：将差信号的正部分乘以比例增益值(例如，图3中的316)从而产生比例响应信号。可替代地，可以将预定的函数应用到差信号的正部分，从而产生比例响应信号。上面讨论了这种函数的示例。100.根据某些实施例，在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，比例响应信号基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的增加。另外，在响应于活动的减少或停止而发生的血液温度信号的下落期间，比例响应基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的降低。101.根据某些实施例，在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落期间，下降响应信号提供起搏速率的增加。根据某些实施例，下降响应信号是通过将相对温度信号(例如，图3中的351)与下降阈值(例如，图3中的311)进行比较而产生的。当相对温度信号小于下降阈值时，向积分器(例如图3中的343)的输入提供下降起始速率值(例如图3中的312)，而当相对温度信号大于下降阈值时，向积分器的输入提供下降衰减速率值(例如图3中的313)。然后，积分器输出的信号的正部分可以用作下降响应信号。在某些实施例中，积分器(例如图3中的343)可以被设计成在其积分结果为负数时输出零。可替代地，可以将积分器的输出提供给整流器，使得只有积分器的正输出才对下降响应信号有所贡献。前一个实施方案是优选的，因为它避免了积分器内部值超过极限并保留该超额值的“饱和(wind‑up)”情况。积分器也可以通过使用低通滤波器而不是纯积分器来实施。然后，它将表现为"泄漏的"积分器，这可能有一些好处。102.根据某些实施例，在血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，斜率响应信号基于相对温度信号的斜率提供起搏速率的增加。根据某些实施例，斜率响应信号可以通过以下方式来产生：产生指示相对温度信号的正斜率的信号，并将指示相对温度信号的正斜率的信号乘以斜率增益值(例如，图3中的315)，从而产生斜率响应信号(例如，图3中的353)。可替代地，可以将预定的函数应用于指示相对温度信号的正斜率的信号，从而产生斜率响应信号。上面讨论了这种函数的示例。根据某些实施例，指示相对温度信号的正斜率的信号是通过以下方式产生的：将相对温度信号提供给hpf(例如，图3中的321)从而产生指示相对温度信号的斜率的信号，并将hpf的输出提供给整流器(例如，图3中的322)从而产生指示相对温度信号的正斜率的信号。可替代地，指示相对温度信号的正斜率的信号是通过以下方式产生的：确定相对温度信号的两个时间上不同的样本之间的差异，并基于该差异产生指示相对温度信号的正斜率的信号。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。103.图6示出了根据本文实施例来实施速率响应处理的框图。通过示例的方式，在图6中说明的块可以在实施固件和/或软件指令的硬件、电路和/或微处理器中的一个或其组合中实现。作为进一步的示例，图6中说明的块可以通过电路来实现，诸如在图3中说明的一般电路，以下可以将其作为示例进行参考。然而，可以理解的是，图6的框图并不限于图3的电路实现。104.血液温度测量信号601是由温度传感器提供的，并充当到预处理和基线移除(pbr)块602的输入。pbr块602被配置为对原始测量信号601执行降噪(例如滤波)，并产生相对于基线确定或推导出的相对温度信号603。相对温度信号603被馈送入三个处理块，即下降响应604、斜率响应606和比例响应608。下降响应604、斜率响应606和比例响应608可以并联(如图所示)、串联或以其组合来实施。当串联实施时，下降响应604、斜率响应606和比例响应608可以以各种顺序实施。105.下降响应604被配置为在患者处于运动起始状态(例如，开始进行运动)时，基于血液温度的初始降落来管理心率的快速初始增加。当检测到指示运动起始状态的血液温度的初始降落(即，下降)时，下降响应604生成指示心率应增加的下降响应信号605。106.斜率响应606被配置为管理相对于血液温度正在增加的速率的目标心率增加速率。当检测到血液温度的增加时，斜率响应606分析血液温度在选定时间段内的变化速率。当处于运动状态的初始阶段时，斜率响应606生成指示目标心率的变化速率的斜率响应信号607，其指示血液温度增加的速率。107.比例响应608被配置为在持续运动状态下管理心率增加。为了做到这一点，根据某些实施例，比例响应608在活动起始时的核心体温的初始下降期间不对速率响应做出贡献，但是此后其在核心体温的增加期间以与相对温度和移动基线温度之间的差异成比例的方式对速率响应做出贡献。根据某些实施例，在活动起始期间发生的血液温度信号的初始降落之后的血液温度信号的上升期间，比例响应基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的增加。此外，在响应于活动的减少或停止而发生的血液温度信号的下落期间，比例响应基于相对温度信号和移动基线温度信号之间的差异提供起搏速率的降低。108.三个信号605、607和609作为输入被提供给组合器611，该组合器611以预定的方式组合信号605、607和609以形成组合响应612，该组合响应612基于患者是否处于运动起始状态、运动的初始阶段、持续运动状态或非运动状态，来指示总体心率增加和/或目标心率。基本心率610也是组合器611的输入，从而使得当不需要增加速率时，可以将组合响应信号612设置为基本心率610。示例性基本速率是60bpm，但取决于患者的情况，更高或更低的基本速率也是可能的。109.组合响应信号612作为输入被提供给值限制器块613，其功能是限制目标心率的值的范围，以保证患者的安全。值限制器614的输出充当到变化速率限制器615的输入。变化速率限制器615的功能是限制目标心率的变化速率，从而防止心率的突然变化。变化速率限制器615的输出是传感器指示速率616，起搏器利用传感器指示速率616来设定目标起搏速率。110.在某些实施例中，重新布置处理块以实现工作方式等同或类似的实施例。例如，在图6中，基本速率610被示出为进入组合器611。由于基本速率是一个静态值，因此有可能将基本速率610与变化速率限制器615的输出结合，并改变值限制器613的范围以实现等同的结果。111.图6中所示的每个块可以有替代的实施例。每个实施例可能具有不同的特性，这允许在性能、复杂性、代码大小等之间做出权衡。应认识到，块的各种组合将导致整个算法的替代实施例。以下段落描述了不同处理块的一些替代实施例，包括优选的实施例。112.pbr块602被配置为执行预处理，以减少原始温度信号中的任何噪音。pbr块602还增加了温度测量的有效分辨率。参照图3的某个实施例，预处理可由lpf302执行。替代实施例可以使用不同的时间常数、更高阶滤波器、有限脉冲响应(fir)滤波器、非线性滤波(例如中值滤波器)。基线移除的功能是为了产生相对温度信号603，该信号表示从缓慢变化的基线的位移。在某些实施例中，基线由lpf303估计，并且基线移除由减法操作304执行。替代实施方案可以在低通滤波器中使用不同的时间常数、fir滤波器或高阶滤波器。替代实施例可以使用低通滤波器、fir滤波器或更高阶滤波器的不同时间常数。在某些情况下，基线在运动期间可能不会有明显的变化，并且因此相对信号也不会有明显的变化。除了低通滤波器之外，某些实施例还可以限制基线滤波器输出的变化速率。在某些替代实施例中，逻辑120、一个或多个处理器或起搏器内的其他电路检测运动正在发生的时间以保持基线的值。可替代地或另外，基线可以在每天的基础上被调整，以便与患者的日常温度模式同步。113.下降响应604被配置为在运动起始时(即当患者处于运动起始状态时)管理起搏器的目标心率的快速初始增加。下降响应604可由逻辑120、一个或多个处理器或起搏器内的其他电路实现，以分析相对温度信号903来确定血液内的温度。在运动开始时可能发生的温度的突然降落。作为一个示例，下降响应604可以实现为图3中的比较器341、开关342和积分器343的全部或部分。另一实施例是使用与下降成正比的项，之后是非线性预定函数，例如反相限制器，之后是可选的滤波器，例如带通滤波器。上述实施例的各种组合也在本文所述的实施例的范围内。替代性实施例可以用表现类似的替代性元件取代这些元件。上面讨论了积分器343的示例性实施方案。114.斜率响应606被配置为在血液温度正在增加的同时管理目标心率的变化速率，其中变化速率取决于血液温度的增加速率。在生理上，由于在运动期间释放热量，血液温度会上涨。血液温度的变化速率可以指示运动的性质，并因此指示心率的适当变化速率。在某些实施例中，斜率响应信号607由hpf321生成，之后是整流器322和乘法器323，如图3所示。如上所述，可以用bpf来代替hpf321，在这种情况下，也可以用lpf和hpf的组合来实现这样的bpf。替代实施例可以基于相对温度信号351的采样点或以其他方式来确定斜率。115.比例响应608被配置为提供来自由于持续运动导致的温度上涨的速率增加。在一个实施例中，比例响应信号909是通过以下方式产生的：确定移动基线温度信号352，并从相对温度信号351中减去移动基线温度信号352。其他变体也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。116.组合器611被配置为将下降响应信号605、斜率响应信号607、比例响应信号609和基本速率610组合成单个的组合响应信号612。在一个实施方案中，只有下降响应信号605和斜率响应信号607中的一者与比例响应和基本速率相结合，以产生组合响应信号612，或更一般地，产生传感器指示速率信号616。例如，可以只使用下降响应信号605和斜率响应信号607中的较大者，或者只使用两者中的预定者。117.值限制器613被配置为将组合响应612限制为保持在选定范围内，从而将传感器指示速率限制在选定范围内的值。在一个实施例中，参照图3，选定范围的上限由限制器块326执行。下限是不需要的，因为先前的计算被配置为避免产生低于基本速率的值。118.变化速率限制器615被配置为限制目标起搏速率的变化速率。在一个实施例中，参照图3，限制目标起搏速率的变化速率可由转换速率限制器328执行，该转换速率限制器328可以例如使用低通滤波器来实现，但不限于此。对这种低通滤波器的输入的阶跃变化导致具有有限的按指数下降的斜率的输出变化。在某些实施例中，正变化和负变化的时间常数是相同的。在替代实施例中，每个方向可以应用不同的时间常数。在另一个替代实施例中，可以利用转换限制器而不是低通滤波器，这将限制下一个输出值的变化(差异)，使其不超过输出值的极限值。这个实施例的变体可以对减少和增加的变化施加不同的限制。此外，限制值可以基于当前的速率而变化。119.此外，本文所公开的处理中所记载的块的顺序只是合适方法的示例。因此，与这些块相关的操作可以被重新布置，同时仍在本公开的范围内。类似地，所附的方法权利要求以示例顺序呈现操作，并且不一定限于所呈现的具体顺序。120.上面讨论过的图1a和1b用于描述本技术的实施例可以被植入其中的示例性无引线起搏器。本技术的实施例可以在其他类型的可植入医疗设备(imd)内实现，或者更一般地，在其他类型的可植入医疗系统内实现，诸如下面参考图7、8和9描述的那些系统，但不限于此。121.图7说明了根据本文的实施例形成的心内医疗装置(icmd)700。icmd700已经被放置为通过上腔静脉、穿过右心房并进入心脏的右心室。可选地，icmd700可以通过下腔静脉引入。作为另一种选项，icmd700可以通过心房内隔膜引入左心房、通过心室内隔膜引入左心室、通过主动脉引入左心室，等等。房隔将两个心房分开，而三尖瓣则显示在右心房和右心室之间。图7还说明了右心房附属物729。读者将理解，图7的视图是简化的并且带有一定的程度示意性，但尽管如此，图7和本文包括的其他视图足以充分说明某些实施例的放置和操作。术语“室间隔”应当贯穿全文用于通常指代分隔两个心室的心脏的任何部分(例如，ra到la、ra到rv、rv到lv、la到lv、ra到lv)。icmd700是根据实施例形成的，并且可以代表在ddd模式下运作的起搏器、心脏再同步设备、心脏复律器、除颤器等。当处于ddd模式时，icmd700可以在两个腔室中感测、在两个腔室中起搏，并基于在该腔室中或在另一腔室中感测到的固有事件抑制任一腔室的起搏。icmd700被配置为完全植入心脏的单个本地腔室内。例如，icmd700可以完全且单独地植入右心房或着完全且单独地植入右心室。可选的是，icmd700可以通过更具侵入性的植入方法完全且单独地植入左心房或左心室内。122.为方便起见，下文中icmd700被植入其中的腔室应称为“本地”腔室。术语“相邻”腔室应指与本地腔室被组织分隔开的任何腔室(例如，rv、lv和la是ra的相邻腔室；ra和lv是la的相邻腔室；ra和rv彼此相邻；rv和lv彼此相邻，并且lv和la彼此相邻)。123.icmd700包括外壳702，该外壳702包括基座704和顶端706。外壳702在基座704和顶端706之间沿纵轴709延伸。外壳702是细长的管状，并沿纵轴709延伸。基座704被配置为固定在本地腔室上。在图7的示例中，基座704被固定在右心室上。可选地，icmd700可以位于左心室、左心房或右心房的壁上，并且基座704被固定在其上。124.基座704包括设置在其上并从基座704大体上沿纵轴709的方向向外延伸的的活跃固定部件710。在活跃固定部件710上设有第一电极711(也称为活跃电极区)。在替代性实施例中，第一电极711可以与活跃固定部件相邻布置但不在活跃固定部件上。美国专利no.9,242,102描述了一种与起搏电极分离并且设置在外壳的远端部分的固定机构，可根据某些实施例来使用该固定机构。电极711设置在第一位置，使得当icmd700植入本地腔室时，第一电极711在本地腔室的传导网络内的本地激活地点处(例如，在右心室顶点的心室壁组织内)与本地壁组织接合。125.心内(ic)设备延伸部分750具有近端752、远端754和在其间延伸的延伸体756。术语“心下(infra‑cardiac)”用于指示ic设备延伸部分750“通常”留在心脏和相关血管内，诸如svc、ivc、cs、肺动脉等。术语“设备”用于指示ic设备延伸部分750是icmd700的延伸部分。近端752永久地或可移除地(通过接头式连接器)与外壳702连接，并位于本地腔室中。在延伸体756的远端752上可以提供稳定臂。右心房附属物(raa)固定机构(通常表示为757)沿延伸体756的长度被设置在中间点处并与raa729对齐。可选择地，稳定臂可以完全被移除，并且延伸体756可以在raa729附近终止。126.结合图1‑6描述的温度传感器和分析温度的电路可以被设置在外壳702中和/或在ic设备延伸部分750中。127.在图7的示例中，扩展体756包括腔室过渡子段758、活跃过渡段760和稳定器端段762。稳定器端段762是稳定臂的示例性结构实施方式。raa固定机构757是活跃过渡段760的一个示例性结构实施方式。腔室过渡子段758的长度足以从本地腔室(例如右心室)通过三尖瓣延伸到邻近的腔室(例如右心房)。腔室过渡子段758向上延伸出右心室，其方向通常是沿着纵轴709。128.延伸体756由生物相容的绝缘材料形成，诸如efte、硅、optim等。一般来说，延伸体756是由柔性的但展现出理想的形状记忆程度的材料形成的，使得一旦其被植入，活跃过渡段760和稳定器端段762就会偏向于恢复到预先形成的形状。一条或多条绝缘导线被固定在延伸体756内，并从icmd700跨度到在延伸体756上设置的任何传感器或电极。129.稳定器端段762位于远端754并具有预先形成的形状，该形状相对于稳定器端段762所在的腔室长度而偏向于在横向方向(一般表示为764)上略微向外延伸。稳定器端段762与心脏的第一区域接合。例如，稳定器端段762可以向上延伸到svc并与之接合。可选择地，稳定器端段762可以向下延伸到ivc并与之接合。可选地，稳定器端段762可以延伸到冠状窦、肺动脉等。130.稳定器端段762基于要接合腔体的哪个部分而预先形成预定的形状。柔性的稳定器端段762可以被缠绕成至少一个具有预先形成的直径的圈。例如，当打算安全地接合svc时，稳定器端段段762可以形成具有一个或多个绕组或线圈的螺旋形，这些绕组或线圈被预先布置或偏向于径向地扩展到足以牢固地贴合svc的内壁的直径。131.可选地，稳定器端段762可以针对svc稳定性利用替代的形状，诸如s形、t形、y形、u形等。可选地，稳定器端段762可以分成多个(例如2‑4个)稳定器端段，这些稳定器端段在不同的方向向外伸出并接触壁组织的不同区域。导体线在延伸体756内从icmd延伸到第二电极，并且导体在第二电极处终止，使得稳定器端段762不具有电极和导体线。当稳定器端段段762缺乏任何传感器或电极时，稳定器端段段762也将缺乏任何内部导线。132.可选地，稳定器端段762可以包括要在植入期间与编程器耦合的一个或多个导体，其从远端754跨越到icmd700，以提供通信、电源、对电极的远程访问等等。133.活跃过渡段760包括一个或多个设置在其上并且在c形或u形的槽区774内的电极768。电极768在槽区774内通过电极间的间距770彼此间隔开。例如，第二电极768可以偏向于接合右心房附属物729中的壁组织。第二电极768在相邻腔室的传导组织内的远端激活地点(相对于植入icmd700的腔室)处接合远端壁组织。可选地，可以在活跃过渡段760的驼峰或槽部分周围包括齿状物或其他活跃固定部件，以便作为raa固定机构提高固定性。134.如下所述，在外壳702内提供控制器，以使得以双腔室同步的方式将刺激脉冲通过第一电极711和第二电极768分别传递到本地和远端激活地点。在远端激活地点传递的刺激脉冲被定时，以便引起与本地腔室的收缩具有预定关系的、相邻腔室的收缩。例如，icmd700可被配置为根据ddd起搏模式控制来自第一电极711和第二电极768的刺激脉冲到右心房和右心室的传递，同时icmd完全位于右心房和右心室之一中。例如，控制器可被配置为根据ddd起搏模式控制来自第一电极711和第二电极768的刺激脉冲到左心房和左心室的传递，同时icmd完全位于左心房和左心室之一中。135.图8说明了一种心脏起搏器和/或可植入心律转复除颤器(icd)，其利用一个或多个穿过血管和心腔的导电引线，以便将带有电子器件和电源(罐)的罐子与贴附在心脏上的电极相连接，以达到电刺激心脏组织和测量心肌电活动的目的。在某些替代性的实施例中，皮下icd不使用心内膜、经静脉或心外膜引线，并且可使用根据本文实施例形成的皮下电极来递送除颤。关于皮下icd的更详细描述，读者可参阅美国专利号no.7,925,343，“subcutaneousimplantablecardiacdevicesystemwithlowdefibrillationthresholdsandimprovedsensing”(min)，该专利通过引用而纳入本文。136.在图8中，可以结合可植入心脏设备(例如，刺激设备，诸如可植入心律转复除颤器、起搏器等)来执行温度感测。在此，上述的一个或多个操作可以在这样的可植入心脏设备中实现或与之结合。应该理解的是，出于解释性目的提供了该示例，并且可以使用其他类型的设备来实现温度感测。137.图8说明了通过三个引线804、806和808的方式与患者的心脏h进行电通信的可植入心脏设备800，适合于递送多腔室刺激和电击治疗。为了感测心房心脏信号并提供右心房腔室刺激治疗，设备800耦合到具有例如心房尖端电极820的可植入右心房引线804，该心房尖端电极820通常植入患者的右心耳或房间隔。图8还显示右心房引线804具有可选的心房环状电极821。138.为了感测左心房和心室心脏信号并提供左腔室起搏治疗，设备800耦合到冠状窦引线806，该冠状窦引线806被设计为经由冠状窦放置在冠状窦区域中，用于定位邻近左心室的远端电极和/或邻近左心房的附加的(一个或多个)电极。如本文所使用的，短语“冠状窦区域”指左心室的血管，包括冠状窦、心大静脉、左缘静脉、左后心室静脉、心中静脉和/或心小静脉的任何部分或由冠状窦可访问的任何其它心脏静脉。139.因此，示例性的冠状窦引线806被设计为接收心房和心室信号，并使用例如左心室尖端电极822和可选的左心室环形电极823递送左心室起搏治疗；使用例如左心房环形电极824提供左心房起搏治疗；以及使用例如左心房线圈电极826(或其他能够递送电击的电极)提供电击治疗。关于冠状窦引线的更详细描述，读者可参阅美国专利no.5,466,254，“coronarysinusleadwithatrialsensingcapability”。140.设备800还被示出通过可植入右心室引线808的方式与患者的心脏h进行电通信，在本实施方式中，该引线808具有右心室尖端电极828、右心室环形电极830、右心室(rv)线圈电极832(或其他能够递送电击的电极)，以及上腔静脉(svc)线圈电极834(或其他能够递送电击的电极)。典型地，右心室引线808经静脉插入心脏h，以便将右心室尖端电极828放置在右心室顶点，使得rv线圈电极832将定位在右心室中，并且svc线圈电极834将定位在上腔静脉中。因此，右心室引线808能够感测或接收心脏信号并以起搏和电击治疗的形式向右心室递送刺激。141.引线804、806和808中的任何一个可以包括一个或多个温度传感器，如本文所教导的。由温度传感器产生的温度信号可以经由一个或多个通过对应心脏引线运行的导体传输到设备800。然后，设备800可以利用相应的温度读数来开始或改变对患者的治疗，或将温度信息或传感器指示速率响应或其他编程信息转发给外部设备，诸如无引线起搏器或患者外部的编程器。142.在某些实施例中，与引线体808的其他组件(例如电极828、830和832)相关的导体可以通过传感器配件的底部的(一个或多个)通道的路径。143.应该理解的是，可以在心脏的各个腔室或相关的血管中测量温度，并且可以采用其他机制来测量特定腔室或血管中的温度。144.设备800可以连接到除具体所示的那些引线以外的其他引线。此外，连接到设备800的引线可以包括除具体示出的那些引线以外的组件。例如，引线可以包括用来以其他方式与患者或周围环境交互的其他类型的电极、传感器或设备。145.在一些实施例中，包括指令(例如，软件、固件、中间件等)的代码可以在一个或多个处理设备上执行，以实现一个或多个所述的功能或组件。代码和相关组件(例如，数据结构和其他通过代码或执行代码的组件)可以存储在适当的数据存储器中，该存储器可由处理设备(例如，通常被称为计算机可读介质)读取。146.本文所述的组件和功能可以以许多不同的方式连接或耦合。这样做的方式可能部分取决于组件是否与其他组件分离以及如何与其他组件分离。在一些实施例中，图中的引出线所代表的一些连接或耦合可以在集成电路中、作为分立导线来实现，或以其他方式被实现。147.此外，本文所公开的处理中所记载的块的顺序只是合适方法的示例。因此，与这些块相关的操作可以被重新布置，同时仍在本公开的范围内。类似地，所附的方法权利要求以示例顺序呈现操作，并且不一定限于所呈现的具体顺序。148.参考图9，示意图显示了心脏起搏系统900的实施例，该心脏起搏系统900包括一个或多个具有传导通信的无引线心脏起搏器902，用于结合可植入心律转复除颤器(icd)906来执行心脏起搏。系统900可以实施例如用于心脏再同步治疗的单腔室起搏、双单腔起搏或三单腔起搏，而不需要连接到除颤器906的起搏引线。说明性的心脏起搏系统900包括至少一个无引线心脏起搏器902，其被配置为植入与心脏腔室904的电接触，并被配置为与共同植入的可植入心律转复除颤器(icd)906组合来执行心脏起搏功能。一个或多个无引线心脏起搏器902可以包括至少两个无引线电极908，其被配置为传递心脏起搏脉冲、感测诱发的和/或自然的心脏电信号，以及与共同植入的icd906进行单向或双向通信。149.根据某些实施例，可以在一个或多个无引线起搏器902的外壳中设置温度传感器或将其整体附接到外壳上，并且用以分析由温度传感器产生的温度信号的电路可以被设置在icd906的外壳中，该icd906可以是皮下icd。根据某些实施例，用以分析温度的电路可以被设置在无引线起搏器902之一的外壳中，并且温度传感器可以位于其他无引线起搏器902中。鉴于本文的公开内容，本领域技术人员将会理解温度传感器和用以分析温度的电路的放置的其他变化。150.另外，应该理解的是，本文使用诸如“第一”、“第二”等名称对元素的任何引用一般不限制这些元素的数量或顺序。相反，这些名称在本文中可以用作区分两个或更多个不同元素或元素实例的方便方法。因此，对第一和第二元素的引用并不意味着只能使用两个元素，或意味着第一元素必须以某种方式先于第二元素。另外，除非另有说明，否则一组元素可以包括一个或多个元素。此外，在说明书或权利要求中使用的“a、b或c中的至少一个”或“a、b或c中的一个或多个”或“由a、b和c组成的组中的至少一个”的术语意味着“a或b或c或这些元素的任何组合”。例如，这个术语可以包括a，或b，或c，或a和b，或a和c，或a和b和c，或2a，或2b，或2c，等等。151.如本文所使用的，术语“确定”包含各种各样的动作。例如，"确定"可以包括计算、运算、处理、推导、调查、查找(例如，在表、数据库或另一数据结构中查找)、查明等。另外，"确定"可以包括接收(例如，接收信息)、访问(例如，访问存储器中的数据)等。另外，“确定”可以包括解析、选定、选择、建立等。152.虽然上面已经详细描述了某些实施例，并在附图中显示了这些实施例，但应该理解，这些实施例只是说明性的，而不是限制本文的教导。特别是，应该认识到，本文的教导适用于各种各样的装置和方法。因此，应该认识到，可以对图示的实施例或其他实施例进行各种修改，而不偏离其广泛的范围。鉴于上述情况，可以理解的是，本文的教导旨在涵盖本公开的范围内的任何变化、调整或修改。153.本文所述的块、模块和控制器可以以各种方式实现，诸如通过专用硬件、电路(集成或分立)、固件和/或基于微处理器的架构中的一个或多个。本文描述的块、模块和控制器中的一个或多个可以包括任何基于处理器的或基于微处理器的系统，包括使用微控制器、简化指令集计算机(risc)、专用集成电路(asic)、现场可编程门阵列(fpga)、逻辑电路以及能够执行本文描述的功能的任何其他电路或处理器的系统。另外或者可替代地，(模块/控制器)表示可以被实施为与执行本文描述的操作的指令(例如，存储在诸如计算机硬盘、rom、ram等之类的有形和非暂时性计算机可读存储介质上的软件)相关联的硬件的电路模块。上述示例仅仅是示例性的，并因此不旨在以任何方式限制术语“控制器”的定义和/或含义。块、模块和控制器以及可以执行存储在一个或多个存储元件中的指令集，以便处理数据。存储元件还可以如所期望的或所需要的那样来存储数据或其他信息。存储元件可以是信息源的形式，也可以是块、模块以及控制器内的物理存储器元件。指令集可以包括各种命令，这些命令指示(块/控制器)执行特定的操作，诸如本文描述的主题的各种实施例的方法和处理。该指令集可以处于软件程序的形式。软件可以是诸如系统软件或应用软件之类的各种形式。此外，软件可以是独立程序或模块的集合、较大程序内的程序模块或程序模块的部分的形式。软件还可以包括以面向对象编程的形式的模块化编程。处理机对输入数据的处理可以响应于用户命令，或响应于先前处理的结果，或响应于由另一处理机做出的请求。154.应当理解的是，本文描述的主题在其应用中并不限于在本文的描述中阐述的或在本文附图中示出的结构细节和组件布置。本文所描述的主题能够具有其他实施例，并且能够以各种方式来被实践或执行。另外，应当理解的是，本文使用的短语和术语是为了描述的目的，而不应被视为限制性的。本文对“包括”、“包含”或“具有”及其变体的使用意指包含在其后列出的项目及其等同物以及附加项目。155.除非另有定义，否则本文使用的所有技术术语具有心脏
技术领域：
：普通技术人员通常理解的相同含义。在本技术中可以描述具体的方法、设备和材料，但任何与本文描述的方法和材料相似或等同的方法和材料都可用于本技术的实践。虽然已经对本技术的实施例进行了一些详细的描述并且通过示例性的方式进行说明，但这种说明只是出于清楚理解的目的，并不旨在是限制性的。在描述中已经使用了各种术语来传达对本技术的理解；应该理解的是，这些各种术语的含义延伸到了常见的语言或语法变化或其形式。还应理解的是，当术语引用了已通过商品名称、品牌名称或通用名称进行引用的装置、设备或药物时，这些术语或名称是作为当代的示例被提供的，并且本技术不受这种字面范围的限制。在以后引入的可以合理地被理解为当代术语的衍生物或指定当代术语所包含的等级子集的术语将被理解为已经被现在的当代术语所描述。此外，虽然已经提出了一些理论上的考虑以促进对本技术的理解，但对本技术的权利要求不受这种理论的约束。此外，本技术的任何实施例的任何一个或多个特征可以与本技术的任何其他实施例的任何一个或多个其他特征相结合，而不偏离本技术的范围。此外，应该理解的是，本技术并不局限于已经为举例说明的目的而阐述的实施例，而是只能通过对附在专利申请中的权利要求进行公平解读来定义，包括其中每个元素有权获得的全部等效性范围。156.从上面应该理解，本文描述的各种结构和功能可以被并入各种装置(例如，引线、监视设备、刺激设备等)，并且以各种方式实现。生物刺激器的不同实施例可以包括各种硬件和软件处理组件。在一些实施例中，硬件组件(诸如处理器、控制器、状态机、逻辑，或这些组件的一些组合)可以用于实现所述组件或电路。157.在一些实施例中，包括指令(例如，软件、固件、中间件等)的代码可以在一个或多个处理设备上执行，以实现一个或多个所述的功能或组件。代码和相关组件(例如，数据结构和通过代码或执行代码的其他组件)可以存储在适当的数据存储器中，该存储器可由处理设备(例如，其通常被称为计算机可读介质)读取。158.此外，本文所述的一些操作可以由相对于患者的身体位于外部的设备执行。例如，植入的设备可以仅仅是将原始数据或经过处理的数据发送到外部设备，外部设备然后执行必要的处理。159.本文所述的组件和功能可以以许多不同的方式连接或耦合。这样做的方式可能部分取决于组件是否与其他组件分离以及如何与其他组件分离。在一些实施例中，图中的引出线所代表的一些连接或耦合可以在集成电路中、作为分立导线来实现，或以其他方式被实现。160.本文所公开的处理中所记载的块的顺序仅仅是合适方法的示例。因此，与这些块相关的操作可以被重新布置，同时仍在本公开的范围内。类似地，所附的方法权利要求以示例顺序呈现操作，并且不一定限于所呈现的具体顺序。当前第1页12当前第1页12
再多了解一些
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