CN1303310A - 以稍大于固有心率的平均频率进行循环性起搏的方法 - Google Patents

Abstract

一种循环性地心室起搏的的方法和装置,开始起搏频率略高于固有心房触发频率(过驱动起搏),跟着弛缓到略低于固有心房触发频率(心室逸搏)。此方法和装置可以用于一个心室也可以对两个心室都用,而且每个心室可以使用一或者多个电极。电极可以置于的内或者外表面,作为时间的函数,弛缓程式可以是线性的、也可以是曲线的,包括指数曲线,也可以是其混合。弛援程式可以包括一个或多个起搏频率保持恒定的时间段。典型地,本发明所用的平均心室起搏频率稍高于固有心房触发频率;但是也可以设想含有平均心室起搏频率等于或者稍低于固有心房触发频率的变通实施例。本发明方法和装置应用到需要使用之的心脏,会形成一个理想的最低能量消耗需要求的心脏。

Description

以稍大于固有心率的平均频率进行循环性起搏的方法

本发明一般地涉及一种控制心搏的起搏器。具体来讲，本发明涉及一种起搏器用于：通过以稍大于固有心(房)率的平均频率触发来过驱动心室，按照周期促进心室跟踪心房起搏，然后逐步地把心室刺激驰缓到使心室的搏动达到与心房触发脱节的点，特别是结合心室同步技术，诸如双室起搏、双相，和/或多址心室起搏。

心脏病患者常见的房室传导阻滞发生于，沿传导束从窦房结传出的电脉冲到达房室交界/房室结时受到延迟时。在某些病例中，如果房室延迟足够长，心室会以其固有的较缓慢的室律搏动。其它的房室阻滞病例中，心室以变动(不整)的和/或间歇的心律搏动，或者可出现期外收缩，可能会导致危及生命的心室纤颤。

已经对于起搏器采用了各种方略以克服房室阻滞的不利生理作用。一种这样的方略是过驱动或者说过起搏，以此方法，起搏器用大于心房搏动的频率刺激心室。这种方略遇到问题是心房和心室的搏动不能够协调达到理想的泵血效率。另一个问题是这种快心室起搏频率会使心脏疲劳，因为它没有使生理和生化功能大体上理想化。而且这种额外的疲劳只会对典型的心脏病患者已经有限的生活方式造成更大的限制。这样，本来就已经衰弱的患者可能会受到不必要的过度刺激，并且可能由于使用现行的起搏程式而进一步衰弱。

过驱动起搏并继以放松起搏频率相关的专利技术包括授与Kieval等的美国专利5,626,620，它揭示了一种起搏器刺激程式，用此方法，通过监测激发的QRS波的特征变化检测融合和/或接近融合的搏动。此程式可以调节，使之能够选择可接受的融合搏动百分比。当检测到不可接受的融合百分比时，自动地降低房室延迟，而由起搏器的同步起搏脉冲引起较快的心室搏动率(心室“夺获”)。一旦在一个预定的时间间隔中或者几个周期中保持心室夺获而没有不可接受的融合搏动心率，就把房室间期逐步地增加以产生一个趋向于先前发生过融合的的心率的心搏率。在遇到不可接受的融合后，自动地减少房室延迟，并且不断地循环此过程，直到接近可以持续避免融合的最长房室间期(即，最慢室律)。

授与Shelton等的美国专利5,527,347揭示了一种起搏器心室刺激程式，用此方法，房室延迟缓慢地增加直到发生融合，在此点稍微减少房室延迟。重复此过程。从而把房室延迟周期地用此方法，以稍低的值(即较高的心室搏动率)把房室延迟保持在一个相应于融合的小范围附近。

授与vander Veen等的美国专利5,522,858揭示了一种起搏器心室刺激程式，用此方法，房室延迟逐步地减少直到出现心室跟踪上心房的触发。特别地，在心房除极脉冲达到心室之后才刺激心室，但是在心室的不应期不刺激心室。此净效果是降低延长了的房室延迟时间，从而增加了心室搏动率。然后以小的阶量进一步减少房室延迟时间直到观察到心室跟踪。

授与Greenhut等的美国专利5,480,413揭示了一种使用起搏器纠正存在心房纤颤/心动过缓时的心室搏动率不稳定。首先，通过逐渐增加心室搏动率(把双腔或者多腔起搏器切换到单腔起搏模式)，用适当间隔的电刺激使心室搏动与心房搏动脱节。一旦达到稳定的较高室搏率的心搏率，就缓慢地降低心室刺激的频率到可提供室率稳定性的最低频率，并且保持在此频率直到心房搏动过缓/纤颤消失。然后恢复双或多腔(房和室)起搏。

授与Schüller等的美国专利5,411,522揭示了一种双腔起搏器心室刺激程式，用此方法，当心室的刺激产生的逆行传导使心房到起搏器的正常时拍刺激不应时，房室间期就在两个值之间循环。当检测出这种情况时就把房室间期缩短到一个数值。一旦达到预定的时间或者出现数个脉冲，或者检测出自主的心室反应时，就恢复较长的房室间期。

授与Sholder等的美国专利5,340,361揭示了一种心室刺激程式，用此方法，房室间期自动地调节到稍短于固有(和病态)节律的间期，以产生一种稍早于固有心室起搏时间的心室起搏。这个发明克服了异常房室延迟的问题，该问题是由于不理想的房室同步而降低了心脏工作效率。在此发明中，心房的触发频率与心室的触发频率相同。

授与Sholder等的美国专利5,334,220揭示了一种心室刺激程式，用此方法，房室间期自动地调节以避免在可能产生融合的时间(在交越点)进行心室刺激。通过逐阶地把房室间期调节到对R波的交越点来选择最后的房室间期值。通过确定交越点设定的所述最后的房室间期值用很小的边缘值调节。这样此程序对于固有节律过驱动以保证稳定的短房室间期/延迟，不然就会损害心脏的泵血效率。当调出(自动地)此程序过于频繁时，它就在一个预定的时间内延缓执行。

授与Collins等的美国专利5,105,810揭示了一种循环性程式以达到心室起搏的最低电压，用于延长起搏器中所用电池的使用寿命。此方法使用一串预定电压的心动过缓支持起搏脉冲，并且在脉冲串进行时分析心室压测量值以确定是否出现夺获。如果在脉冲列进行时出现夺获，再降低一阶刺激电压发出一次心动过缓支持起搏脉冲。如果再现夺获，就继续步进地降低电压并且进行夺获分析直到夺获消失，然后在此点逐步地增加电压直到发生夺获。

授与Boute等的美国专利4,503,857揭示了一种心室起搏程式，用此方法，不论是自主的心动过缓还是自主的心动过速都先通过夺获加以改变，然后相应地增加或者减少起搏频率直到达到正常编程的起搏频率。

从在先发明可见，起搏器使用过驱动的心室起搏，以避免融合的方式，且是仅通过强加起搏脉冲控制心室起搏的方式调节房室间期/延迟。然而，这些程式没有理想地设计得使已经受损的患者心脏的能耗最小。一般地上述参考文献设计为通过调节房室间期/延迟来改变刺激的速率，以达到预定的心率或者说生理标准。

所需要的是一种起搏器，它有减少心脏用于收缩/泵血做功的能耗的起搏程式。而且所需要的是一种起搏器，它有一种起搏程式，其最大的过驱动起搏频率只稍(即，仅每分钟几搏一一理想地每分钟两至三搏)高于此程式的第一周期开始时的心房触发频率。另外，而且所需要的是一种心室起搏起搏器，它使用达到再同步/融合的起搏程式，以对可能已经衰弱的心脏产生最小的压力。

最后，还希望有一种刺激肌肉组织的改进方法，通过它诱发的收缩得到加强，而对与电极相邻的组织的损伤得到减轻。

加强心肌功能是通过本发明的双时相起搏得到的。结合不论是刺激还是调节性的阴极和阳极脉冲，保留改进了的传导和阳极起搏的收缩性，同时消除了增高了的刺激阈值的缺点。结果是出现加快了传播速度的除极波。这种传播速度的加快的结果是优良的心脏收缩，使血液流动得到改善。以较低的电压改善了刺激还减少了电源消耗并且延长了起搏器电池的寿命。

因此本发明的一个目的是提供一种起搏器，它具有使心脏病患者的收缩和泵血所需能量最小的心室起搏程式。

本发明的另一个目的是提供一种起搏器，它具有只在最小的程度上使用心室过驱动的起搏程式，就是说，只每分钟大于固有的心房触发频率几搏地过驱动心室。

本发明的又一个目的是提供一种起搏器，具有含有一个起搏驰缓时间的心室起搏程式，在所述起搏驰缓时间，心室的起搏频率缓慢地减少到只稍低(即仅每分钟1-2搏)下一个循环性开始前的固有心房触发频率。

本发明的再一个目的是直接调节心室的起搏周期长度而不是调节房室延迟。

本发明的进一个目的是提供结合多址心室起搏的心率调整。

本发明的目的是通过提供一种用与心电图的QRS波同步发起的心室起搏程式达到的。从一个QRS波到下一个QRS波的时间是心动周长的实际定义，从而为控制电路提供一种现成的、强大的参考点，起对心室的第一电脉冲的起搏触发器的定时时标的作用。在理论上，有适当的间期的P波就可以起此作用。但是，如果存在心房纤颤之类的病态，弱小的P波就可以消失。这对于有病理变化的心脏尤其如此。因此，由于幅度较大，QRS波起心电图上可得到的最佳参考点的作用。然而，应当理解本发明的初始时相的实践就是间接地对心房触发和收缩定时和以及调，因为这是达到理想的全心功能所需要的。

心室起搏(这里我把外来触发译成起搏，而自律触发译成触发，不完全按照原文，如觉不妥可改，同样后面一处用心房起搏而不是触发，不再加说明，记得在临床上很少用触发字样，一般都起搏，这里只是为了有所区别)的程式是在检测到QRS波的情况下开动的，而且设定在稍(即，仅每分钟3-5搏以下)高于心房的起搏频率。接着，把心室起搏频率缓慢地降低(“缓驰”)到仅稍(即，仅每分钟2-3搏以下一理想地每分钟令1-2)低于心房起搏的固有起搏频率，这里说的频率导致心室逸搏(即心房的起搏和收缩不再与心室的起搏和收缩良好地协调)。

接着开始一个新的循环性。

从而，本发明使用一种不断地从仅略微高于固有心房触发频率的最高频率向一个仅略微低于固有心房触发频率的频率交替变化的刺激频率。这样的一种刺激程式可望是先验地提供对理想的最低能量需求的程式的良好近似。因此明智理想地使用心脏病患者的有限的能量，以利于已经受损了的患者。总之这种技术允许以稍高于固有心率的平均频率起搏，从而以最低的心率达到最大的收缩性起搏效果，并且因此保护患者心脏的宝贵的能量。

另外，本发明的心室起搏程式可以与双时相起搏结合使用。与双时相起搏相关的方法和装置含有一个第一和第二刺激时相，每个刺激时相各有一个极性、幅度、波形和脉冲宽度。在一个优选实施例中，第一和第二时相有不同的极性。在一个变通实施例中，两个时相有不同的幅度。在一个第二变通实施例中，两个时相有不同的脉冲宽度。在一个第三变通实施例中，第一时相有斩(方)波波形。在一个第四变通实施例中，第一时相的幅度是斜波波形。在一个第五变通实施例中，第一时相在心动/泵血完成后实行200毫秒。在一个优选变通实施例中，刺激的第一时相是长脉冲宽度的最高阈下幅度的阳极脉冲，而刺激的第二时相是短脉冲宽度的高幅度阴极脉冲。注意上述的变通实施例可以用不同的方式结合。还应注意这此变通的实施例只是用于以举例方式展示而不是用于限定的。

图1示出一种用于心室起搏的循环性锯齿波(线性下降)刺激-驰缓程式。

图2示出一种用于心室起搏的循环性指数下降刺激-驰缓程式。

图3是导联阳极双相刺激的示意图。

图4是导联阴极双相刺激的示意图。

图5是低电平长脉冲宽度的导联阳极刺激并跟以阴极刺激的示意图。

图6是三角波低电平长脉冲宽度的导联阳极刺激，后面跟以阴极刺激的示意图。

图7是连串发出的低电平长脉冲宽度导联阳极刺激，后面跟以阴极刺激的示意图。

参照图1和图2可以理解本发明的原理，图1和2描绘了两个心室起搏的循环性刺激-驰缓程式，其中，心室过驱动起搏的最高频率跟着驰缓到仅稍低于固有心房触发心率(与心室逸搏相对应)的频率。图1示出一种用于心室起搏的循环性锯齿波(线性下降)刺激-驰缓程式。图2示出一种用于心室起搏的循环性指数下降刺激-驰缓程式。

参照图1，示出一种用于心室起搏的循环性锯齿波刺激-驰缓程式，以时间点102、106和108表示有最高起搏频率A的心室过驱动起搏，跟着线性下降/驰缓到最低起搏频率C的起搏频率。每个循环有一个总时间长度110。固有心房触发心率B示以虚参考线。在此实施例中率差A-B大于率差B-C。在心房起搏频率的线性驰缓过程中，在心房起搏频率等于固有心房搏动率处达到交越点104。从而在点102和交越点104之间的间隔代表线性的心室过驱动起搏期间112，而交越点104和时间点106之间的间期代表线性的心室逸搏期间114。很明显，线性的心室过驱动起搏期间112长于线性的心室逸搏期间114。因此，带有上述的相对参数，这个程式的平均心室起搏频率总会稍大于固有心房触发频率B。

参照图2，此图示出一种用于心室起搏的循环性指数下降刺激-驰缓程式，以时间点202、206和208表示有最高起搏频率A的心室过驱动起搏，跟着指数性驰缓起搏频率到最低起搏频率C。每个循环有一个总时间长度210。在驰缓阶段中起搏频率的起搏时相将与由最高起搏频率A乘以(或者量A减去一个选定的“因子”)指数值e^1/τ的积成正比，这里τ是时间常数。所述选定的“因子”通常小于C值。如图1所示，虚线B代表固有心房触发频率参考线。与较图1相比，图2中两个参数已经受到调节。首先，起搏频率是时间的指数函数而不是时间的线性函数。其次，最低的心室起搏频率C更接近于固有心房触发频率B。

如图1所示，在时间点202与交越点204之间的间期代表指数的心室过驱动起搏期间212，而在交越点204与时间点206之间的间期代表指数的心室逸搏期间214。在图1和2中的率差A-B是相同的，循环长度110和210也是相同的。这种参数的结合产生了一种下述程式，其中图2的指数心室过驱动起搏期间212短于图1的线性心室过驱动起搏期间112。

在循环长度为210的曲线(包括指数)弛缓程式的情况下，图2中心室过驱动起搏期间212与心室逸搏期间214的相比较，揭示了其大小通过两个参数的改变有效地控制：(A-B)/(B-C)，和心室过驱动起搏期间212。

再参考图1，在循环长度为110的线性弛缓程式的情况下，线性的心室过驱动起搏期间112与心室逸搏期间114的比较，揭示了其大小通过单个参数(A-B)/(B-C)改变控制，或者通过任何数学公式控制，例如(102-104)/104-106)。

预计对于不同的病情和不同的医药条件将要求不同的驰缓程式。另外在理论上可以有实际上无限的驰缓程式系列。因此，本发明的优选实施例构想任何单调的驰缓程式，这里“单调”指在施加心室起搏频率中的单向性改变。进一步地，“单向性改变”理解为指起搏频率沿降低心室起搏频率的方向改变，而且包括心室起搏频率没有变化的期间。

因此，本发明的优选实施例构想了超出图1和2的驰缓程式，只要驰缓程式体现上述定义的心室起搏频率的单向性改变。因此，驰缓曲线的形状一般地可以是下降的直线、下降的曲线、指数方式的下降，包括一个或者多个恒定起搏频率的期间，或者这些的结合。例如，参见图1，我们可以想象一种程式，其中在点102和104之间有一个电压是恒定的小时间段，接着是有与初始驰缓频率相同或者不同的驰缓频率(即相同或不同的斜率)的线性驰缓。在一个实施例中，在一短段恒定电压后接的相同或者不同的驰缓频率保持到时间点106，此点标志一个循环的结束和另一个循环的开始。

变通的实施例包含心室起搏频率不是单调的驰缓程式：即，在心室起搏频率在一个给定的循环中下降时，可以包括一个心室的起搏频率稍有增加的期间。进一步的变通的实施例可以在一个单一循环中包括使用不同的驰缓频率的结合，例如在时间段102-106，或者202-206。

典型地，由一或者多个检测电极(包括概进行起搏也进行感知的电极)发出的生理数据用于确定是否达到“作用”标准，以在情况需要时发起一个循环性起搏程式。这种感知可旨在检测诸如异常或者说不可接受的长房室延迟、心房起搏是否把左右两心室都带动了、QRS波的长度、QRS波的幅度、心率和/或静脉血压、房室纤颤、心房纤颤、及概率密度函数(PDF)等类的非限定性生理参数。在这样一个循环性起搏程式的末端再进行检测，以确定是否需要另加起搏。变通地，检测可以与循环性起搏程式并行。

心室起搏程式在检测到QRS波后起动，并且设定在每分钟仅高于固有心房触发频率几搏(即不超过每分钟3-5搏)的过驱动频率。接着，把心室的起搏频率缓慢地降低(弛缓)到每分钟仅低于固有心房触发频率几搏(即不超过每分钟2-3搏；理想地仅每分钟1-2搏)的频率，此频率导致心室逸搏(即心房的起搏和收缩不再与心室的起搏和收缩良好地协调)。心率可以在每分钟40至120之间，其心率大小在很大的程度上由心脏的固有生理条件决定。偏离每分钟40至120搏范围的心率在生理上是不利的。

本发明的中心是心室起搏的频率不远离心房起搏频率，以此减少心肌的能量需求。一般地，本发明的实践将产生一个仅稍高于固有心房触发频率的平均心室搏动率。但是，可以预计有些病理/医疗情况会通过产生等于或者仅稍低于固有心房触发频率的平均室搏率的弛缓程式来降低心脏的能量需求；而这样的弛缓程式是完全在本发明的范围内的。

具有任何以上的弛缓程式范围的循环性心室起搏的应用不仅适用于单室起搏，也适用于双室起搏，和/或多址起搏。在双室起搏的情况下，右和左心室可按相同或者类似的时间程式也可按相互独立的时间程式循环性地起搏。而且，可以在每个心室用一个起搏电极或者多个起搏电极，而且起搏电极可以施加在心室的外表面和/或内表面。典型地，内起搏电极仅经腔静脉和右心房至右心室；但是，也可以考虑左心室采用多重内起搏电极。

另外的实施例包含使用单时相刺激以及双时相刺激。而且，单时相刺激和双时相刺激概施加在心房也可以在心室。单极刺激既可以阴极施加也可以阳极施加，并且为本领域普通技术人员所公知。双相心脏刺激揭示于授与Mower的美国专利申请08/699,552，在此全文引入。

典型地，一个周期性的起搏/弛缓期间将落在3至30秒的范围；但是也可以考虑更长的期间，尤其是对于有更大“困难”的病变的患者。

图3描绘双时相电刺激，其中，以幅度304和脉冲宽度306发出的第一刺激时相，含有阳极刺激302。第一刺激时相后紧跟相同强度和脉冲宽度的第二刺激时相，含有阴极刺激308。

图4描绘双时相电刺激，其中，以幅度404和脉冲宽度406发出的第一刺激时相，含有阴极刺激402。第一刺激时相后紧跟相同强度和脉冲宽度的第二刺激时相，含有阳极刺激408。

图5描绘双时相电刺激的一个优选实施例，其中，发出的第一刺激时相含有幅度为504、脉冲宽度为506的、低电平长脉冲宽度的阳极刺激502。第一刺激时相后紧跟含有常规的强度和脉冲宽度的阴极刺激508的第二刺激时相。在不同的变通实施例中，阳极刺激502是：1)在最高的阈下幅度；2)低于三伏特；3)脉冲宽度为约二到八毫秒；和/或4)在心动后发出200毫秒。最高的阈下幅度理解为可以不激发收缩地发出最大刺激幅度。在不同的变通实施例中，阴极刺激508是：1)脉冲宽度短；2)脉冲宽度为约0.3到1.5毫秒；3)幅度高；4)幅度约为3至20伏特；和/或5)脉冲宽度短于0.3毫秒而电压高于20伏特。在一个优选实施例中，阴极刺激为约0.8毫秒。在这些实施例揭示的方式中，以及那些可以通过阅读本说明书了解的变通和修改中，可以在刺激的第一时相达到未活动的最高膜电位。

图6描绘双时相电刺激的一个变通的优选实施例，其中，发出的第一刺激时相含有在期间604为幅度上升电平606的阳极刺激602。幅度上升电平606的上升沿可以是线性的也可以是非线性的，而且斜率可以变化。这个阳极刺激时相后紧跟含有常规的强度和脉冲宽度的阴极刺激608的第二刺激时相。在不同的变通实施例中，阳极刺激602是：1)升高到3伏特以下的最高的阈下幅度；2)脉冲宽度为约二到八毫秒；和/或3)在心动后发出200毫秒。在又一个变通实施例中，阴极刺激608是：1)脉冲宽度短；2)脉冲宽度为约0.3到1.5毫秒；3)幅度高；4)幅度约为3至20伏特；和/或5)脉冲宽度短于0.3毫秒而电压高于20伏特。在这些实施例揭示的方式中，以及那些可以通过阅读本说明书了解的变通和修改中，可以在刺激的第一时相达到未活动的最高膜电位。

图7描绘双时相电刺激，其中，发出的含有幅度为704的阳极脉冲串702的第一刺激时相。在一个实施例中，静止期间706与刺激期间708相同，并且以基线的幅度发出。在另一个实施例中，静止间期706与刺激间期708宽度不同且以基线幅度发出。在每个刺激期间708后发生静止期间706，但是含有常规的强度和脉冲宽度的阴极刺激710的第二刺激时相紧接着脉冲串列的终点。在变通实施例中：1)整个阳极刺激脉冲串702传输的总电荷是在最高的阈下电平；和/或2)脉冲串702的第一个刺激脉冲在心动后发出200毫秒。在又一个变通实施例中，阴极刺激701：1)脉冲宽度短；2)脉冲宽度为约0.3到1.5毫秒；3)幅度高；4)幅度约为3至20伏特；和/或5)脉冲宽度短于0.3毫秒且电压高于20伏特。

本发明的优选实施旨在心室起搏，其起搏频率的边缘仅高于和低于固有的心房频率，并且相对于固有心房触发定时(虽然间接地)，以达到达到理想的协调心脏功能。但是，可以设想刺激独立于固有心房触发而进行心室起搏。

而且，当心房律是病理性时，本发明还涉及可以对起搏器起搏的心房实行。在心房由外来的起搏器起搏的实施例中，临床工作者首先设定心房的起搏频率，此频率可以是固定的，也可以是可变的以能够响应生理活动变化或者其它可能要求心率变化的变化，例如，在发热时期心率加快。第二，心室起搏程式是按照本文说明和揭示的原则选择的。要强调的是心室起搏程式的选择一般地会是独立于心房搏动样式做出的决策，不论心房搏动样式是内源地还是外源性地设定的，例如由起搏器设定的。但是，把本文的学说用于对于外源性控制的心房的决策，而心室搏动程式以相连的整体方式考虑也是在本发明的范围内。

另外，可以使用检测程序达到具有特定病理相互影响因素的给定患者的理想参数。在本发明的范围内，还可测试和改变刺激脉冲波形，如各种波形的宽度、幅度和形状，而在给定时间内按某一病人的需要而达到最优的生理参数。而且可以用各种可测量参数分析刺激波形中改变的作用，例如对脉压、QRS脉冲宽度度、最大融合的影响，和最低内在心率的产生等不一而足。

现已说明了本发明的基本概念，本领域普通技术人员会容易了解，以上的详细揭示仅打算通过举例展示，而不是限定性的。会有各种改变、改进和修改，并且会由本领域普通技术人员想到，但是却没有在本文中表达。这里打算提示了这些改变、改进和修改，并且放在本发明的范围内。因此本发明仅由以下的权利要求书以及其等效物限定。

Claims (28)

1．一种心脏起搏的方法，该心脏具有一个固有心房触发频率，含有：

对至少一个心室施加一串有初始起搏频率的起搏刺激，这里初始起搏频度稍高于固有心房触发频率；及

把起脉频率从初始起搏频率降低到最低起搏频率，所述最低起搏频率稍低于固有心房触发频率。

2．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，进一步含有检测生理参数以确定是否需要另外的心脏起搏。

3．根据权利要求2的心脏起搏方法，其特征在于，所述生理参数选自由房室间期、左和右心室的心房导入、QRS波的脉冲宽度和幅度、心房血压、静脉血压、心率、心室纤颤、心房纤颤、和概率密度函数构成的组。

4．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，以循环方式反复施加起搏刺激然后降低起搏频率。

5．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，在时间上降低起搏频率的程式选自由线性的、曲线的、指数的及其结合构成的组。

6．根据权利要求5的心脏起搏方法，其特征在于，所述在时间上降低起搏频率的程式包括一个或多个起搏频率保持恒定的时间段。

7．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，所述在时间上降低起搏频率的程式包括一或多个起搏频率保持恒定的时间段。

8．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，初始起搏频率减去固有心房触发频率高于固有心房触发频率减去最低起搏频率。

9．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，初始起搏频率减去固有心房触发频率等于固有心房触发频率减去最低起搏频率。

10．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，初始起搏频率减去固有心房触发频率小于固有心房触发频率减去最低起搏频率。

11．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，起搏刺激选自由单时相刺激及双时相刺激构成的组。

12．根据权利要求11的心脏起搏方法，其特征在于，单时相刺激选自由阴极刺激和阳极刺激构成的组。

13．根据权利要求11的心脏起搏方法，其特征在于，双时相刺激含有一个后面跟有一阴极刺激时相的阳极刺激时相。

14．根据权利要求13的心脏起搏方法，其特征在于，阳极刺激时相：具有一个等于或者小于最大阈下幅度的幅度；并且其波形大致选自由方波、上升斜波和短脉冲宽度方波串波形构成的组。

15．根据权利要求1的心脏起搏方法，其特征在于，起搏刺激经多重电极施加到至少一个心室。

16．一种对具有起搏的心房起搏心律的心脏起搏方法，含有：

对至少一个心室施加一串有初始起搏频率的起搏刺激，这里初始起搏频度稍高于固有心房触发频率；及

将起搏频率从初始起搏频率随时间降低到最低起搏频率，所述最低起搏频率稍低于固有心房触发频率。

17．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，以循环方式反复施加起搏刺激然后降低起搏频率。

18．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，在时间上降低起搏频率的程式选自由线性的、曲线的、指数的及其结合构成的组。

19．根据权利要求18的心脏起搏方法，其特征在于，所述在时间上降低起搏频率的程式包括一个或多个起搏频率保持恒定的时间段。

20．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，所述在时间上降低起搏频率的程式包括一个或多个起搏频率保持恒定的时间段。

21．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，初始起搏频率减去心房触发心率高于心房触发心率减去最低起搏频率。

22．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，初始起搏频率减去心房触发心率等于心房触发心率减去最低起搏频率。

23．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，初始起搏频率减去心房触发心率低于心房触发心率减去最低起搏频率。

24．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，起搏刺激选自由单时相刺激及双时相刺激构成的组。

25．根据权利要求24的心脏起搏方法，其特征在于，单时相刺激选自由阴极刺激和阳极刺激构成的组。

26．根据权利要求24的心脏起搏方法，其特征在于，双时相刺激含有一个后面跟有阴极刺激时相的阳极刺激时相。

27．根据权利要求26的心脏起搏方法，其特征在于，阳极刺激时相：具有一个等于或者小于最大阈下幅度的幅度；并且其形状大致选自由方波、上升斜波和短脉冲宽度方波串波形构成的组。

28．根据权利要求16的心脏起搏方法，其特征在于，起搏刺激经多重电极施加到至少一个心室。

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