心随身动——频率应答功能

心随身动——频率应答功能

北京大学人民医院  王立群

人的心输出量（cardiac output，CO）等于每搏量乘以心率，在运动、兴奋等应激状态下，人体需氧量增加，而每搏量可以增加的程度有限，所以心率的增加起到关键作用。安静时的CO=4~6 L/min，极量运动时CO>20 L/min，活动时CO的增加主要依赖心率的增加。变时性功能不全（chronotropic incompetence，CI）是指心脏无法适应运动和应激时的需要，心率不能增加到最大年龄预测心率（220—年龄）的85%以上，不能改善心输出量以满足运动和应激期间的代谢需求，而出现呼吸短促、疲劳或头晕症状，结果运动能力受限和生活质量下降。变时性功能不全是主要不良心血管事件和总死亡率的独立预测因子。这种疾病通常与心力衰竭等心血管系统其他功能障碍有关。目前，植入式起搏器设置了频率应答功能，可以根据患者身体活动及需求的变化而自动调整起搏心率的快慢，现已成功地用于治疗变时性功能不全。

一、频率应答功能的定义和原理

1. 定义：

频率应答功能，也称频率适应性起搏，是指起搏频率随人体代谢活动的变化自动调节。常用的植入式心脏起搏器包括脉冲发生器和导线，根据患者需要，电极导线可以植入右心房肌层、右心室、体外左心室壁，或直接或间接旋转在传导通路的纤维或其附近（刺激希氏束或刺激左束分支区域）。根据它们的结构、设备和技术能力，起搏器被分为经典的锁骨下植入式（在大多数情况下）系统，将导线经静脉插入心脏腔内，或无导线的腔内植入式起搏器。目前所有生产的起搏器都配备了上述功能，使得起搏频率与患者当前代谢需求相匹配（即频率应答功能）。然而，起搏器在操作原理、应用范围、记录代谢、血流动力学和物理参数变化的方法以及与此相关的信号处理方法上可能会有所不同。

2.原理：

频率应答功能的基本原理是，它感知到标志着身体活动开始或与耗氧需求增加相关情况存在的一个特定因素。起搏器使用内置传感器来检测并指示需要加快心率的信号，同时根据频率应答功能的动态编程设置和起搏频率变化的允许范围，计算与耗力强度成比例的传感器指示频率；增加心房[单腔心房应答起搏（AAIR模式）或双腔房室顺序应答起搏（DDDR模式）]或心室[单腔心室应答性起搏（VVIR模式）]起搏频率以匹配机体耗力情况，达到参数值定义的最大起搏频率限制（通常称为“最大传感器频率”）或直到耗力停止。在频率应答功能的参数中，还有一种机制可以设置在运动结束后逐渐动态恢复至基本起搏频率。这样的设置可以防止在耗力突然停止的情况下，起搏频率的突然显著下降。起搏频率的动态增减以及起搏频率的限制范围，均是可编程的，考虑到患者病史（可能为多个、无创性修改使用编程功能），参数调整应适应患者的年龄、身体状况和生活方式。

3.频率应答传感器

每一种类型的传感器可根据它所响应的因素进行分类，且有其特定的能力、优势和局限性。一个共同的解决方案包括两个不同的传感器结合在一个系统中，以便提高耗力感知的灵敏度和特异性，并且优化耗力程度变化的影响下接收的因素、减少易感性因素引发的干扰作用的感知参数。根据其感知功能、对身体耗氧需求增加的反应顺序以及随之增加起搏频率的需要，频率应答传感器可以分为一级、二级和三级等类别。最不符合生理需要的是三级传感器，它可以检测由运动产生的参数，例如，加速度计；二级传感器可检测代谢需求产生的参数，如分钟通气量；大多数生理性传感器被称为一级传感器，可以检测运动中影响心脏功能的参数，如闭环刺激。根据感知到的刺激，频率应答传感器可以分为机械（加速度计）、电（基于阻抗的传感器）和基于算法的（比如QT间期、闭环刺激）类别。

（1）基于患者活动度的频率应答算法

最简单、最常用的感知患者活动的系统是内置在起搏器脉冲发生器中的加速度计。该类传感器根据脉冲发生器位置的变化来检测患者的运动，即在行走或跑步时自然伴随胸部运动的导致的起搏器位置偏转。传感器会连续计算记录运动的次数和频率，然后根据为特定患者编程的动态程序，同时参考基础起搏频率和在运动期间刺激可增加的最大范围之间的差异，将这些信息转换为起搏频率的比例变化。但是该类传感器有几个显著的缺点：响应增加有延迟，容易受到外部振动形式的干扰，而与患者的耗力无关，或不成比例地相关（例如，在秋千、颠簸或骑马时起搏频率增加）。

基于电路与压电晶体结合的活动传感器的工作原理是类似的。在具有基于内置压电晶体的频率应答功能的起搏器中，与振动、肌肉张力和身体运动相关的感知机械能被转换为电信号，触发一个负责调节起搏频率的算法。研究表明，基于加速度计的传感器比基于压电效应的传感器（图1）更快速、更准确地选择适合于工作的起搏频率。尽管有这一发现，一项研究比较窦房结功能障碍患者（大多数试验）死亡或卒中的主要终点以及死亡率、心力衰竭住院、房颤发作的发生率和持续时间以及生活质量，发现加速计反应起搏器与嵌入式压电晶体起搏器相比没有统计学差异。有趣的是，这项研究还观察了一组由加速计和压电电路组成的混合传感器起搏器的患者，然而这组患者在生活质量和身体表现方面表现出明显更差的结果。一种基于压电传感器的新型起搏器频率应答系统的工作正在进行中，该系统对运动具有更高的灵敏度和准确性。另一个显著的优点是减少了系统维护导致的电池消耗。

图1. 基于加速度计和压电晶体的内置活动传感器脉冲发生器的构造方案

（2）基于分钟通气量的频率应答算法

起搏频率的调整也可以基于分钟通气量传感器，它作为与应激或运动相关的代谢需求增加的生理传感器。根据呼吸频率和潮气量计算的分钟通气量，与无窦房结功能障碍患者的心率有良好的相关性；因此，在接受心脏起搏的患者中，它可能是调整起搏频率以适应运动的理想模式。在整个呼吸周期中，由于该区域的气体-组织和气体-液体比值的波动，可以通过评估胸腔内阻抗来测量分钟通气量。在起搏器中，分钟通气量是基于监测在脉冲发生器和起搏导线尖端之间的电路中测量到的胸腔内阻抗的变化（图2）。

 图2. 基于测量胸内阻抗评估分钟通气量的频率应答算法示意图。

分钟通气量的评估是基于导线环极与起搏器壳之间的电流(i)测量后，持续测量起搏导线尖端和起搏器之间的电压(V)差。

然而，这个参数也有其局限性。它容易受到与耗力无关的胸腔内阻抗的紊乱和变化的影响。先前进行的测量显示，在不同的身体姿势（坐着和躺着）的情况下，该传感器的准确性可能会受损，这取决于所需的运动（跑步和骑自行车）。该传感器在呼吸系统疾病患者中的应用也很有限。其容易受到与其他医疗设备相关的干扰。有报道称，患者在机械通气系统和心律监测系统下以及行经食管超声心动图时的起搏频率控制不适当；也有报道称，由于起搏导线损坏，导致传感器故障，进而引起起搏频率不适当。

为了利用该系统的优势并减少其缺点的影响，一种常见的解决方案是将分钟通气量传感器与基于加速计的传感器结合在一个起搏器中。该解决方案允许分钟通气量传感器的生理响应（相对于加速度计传感器的非生理响应），同时也使用交叉检查方法，验证是否需要使用加速度计观察到的运动记录激活频率应答算法，减少对外部干扰不适当增加起搏频率的风险。研究结果表明，与单独使用加速度计相比，使用这种组合在心率评分上获得更大的改善。

（3）基于QT间期分析的频率应答算法

基于心电图QT间期的传感器为分析身体代谢需求的生理增加提供了一种完全不同的解决方案。这些起搏器通过计算起搏导线的两极（双极起搏）或导线的电极和脉冲发生器机壳（单极起搏）之间的电位差来连续记录心律即心内电图。图3显示了从双极模式下的双腔起搏器的记录导联中获得的心内电图的一个例子。

图3. 双极模式下的双腔起搏器的记录导联中获得的心内电图。

纸速25 mm/s。电压增益为10 mm/mV。记录显示起搏节律（心房起搏，自身房室传导，正确记录自身心室搏动）。标记“AP”表示心房起搏事件，标记“VS”表示心室感知事件。

心内电图信号的正确登记形成了这些起搏器正常功能的基础。基于心内电图记录，起搏器计算出感知自身电活动或发放起搏脉冲的时间。这使得它可以在适当的时间发放刺激脉冲，并根据编程设置控制心率。起搏器还利用心内电图改变了基本的起搏和感知参数。通过调整低通和高通滤波器自动调整电极的灵敏度，起搏器降低了由于导线记录的不正确信号可能导致的错误风险（例如，感知肌肉电位、电磁干扰、由于双重或三重计数导致的QRS波群不正确分类、T波或房颤波的不正确分类）。

QT间期分析是一种基于电图记录（EGM）的管理运动期间起搏频率（频率应答）的工具。该算法是基于对在心室去极化过程中发送单一单极脉冲后，运动和休息时QT间期持续时间变化的分析。在运动或应激条件下，心肌收缩力随自主神经系统的调节而增加，导致与心室复极期相对应的QT间期持续时间的变化。房室间期，取决于自身房室传导时间或起搏器上程序化的AV间期设置，也与QT间期密切相关。许多潜在因素（如传导功能障碍、电解质紊乱或短或长QT综合征）会影响该参数。这种传感器类型的缺点之一是对耗力的反应比较缓慢。人们进行了多次尝试来改善反应时间，并使节律和起搏频率分布多样化，按进行各种形式和程度的运动强度，以实现心率的接近生理分布。

基于QT间期变化分析的起搏频率控制和在非运动条件下起搏不适当增减速，与影响QT间期的持续时间有关。此外有报道称，频率应答起搏的控制与影响心肌复极化持续时间的药物有关。对于冠状动脉疾病患者，在使用基于QT间期的频率应答起搏设置时，特别需要管护。在这些患者中，缺血性疼痛可能通过增加肾上腺素能反应引起心率增加的起搏器反应，这可能通过增加心率带来增加疼痛的恶性循环的风险。对于植入基于QT间期分析的频率应答的起搏器的患者，在发热期间和退热后可观察到起搏频率的变化。由于能够监测QT间期的微妙变化以及反应传感器与炎症过程相关的生理变化，尝试使用这种方法作为无创工具诊断心脏移植受者的早期排斥。与前面描述的传感器一样，结合两种不同的方法来识别增加的代谢需求，可以消除缺点的影响，并提高使用基于QT区间分析的算法的优势。然而，目前使用的心脏起搏器并没有配备这种类型的身体活动监测。

（4）基于闭环刺激的频率应答算法

基于闭环刺激（CLS）算法是一种创新的频率应答传感器。该算法的原理是连续观察（在一个闭环中）单极心内阻抗的变化与舒张期心室血液充盈以及在收缩期的组织（心腔的壁）液体（血液）体积相关，这受到变化的自主神经系统刺激的直接影响。

在闭环刺激中，起搏器发送一系列阈下电脉冲，以便对放置在腔室中的起搏导线尖端周围的组织进行阻抗测量。带有CLS系统的起搏器通过连续分析在情绪、运动或其他条件引起的代谢需求增加期间与心肌收缩力变化相关的阻抗变化率来调整起搏频率（图4），计算实际阻抗测量和参考阻抗测量的梯度和之间的差值，计算实际和参考阻抗测量值的梯度和之间的差异。闭环刺激传感器是目前最生理性选择，因为其直接检测和应答的是需示改变的同时影响心功能的参数，而不是在记录运动或代谢需求结果产生的参数之后。这确保了身体能力的适当改善，并允许以更少的耗力进行日常生活活动。

 图4. 闭环刺激算法的设计方案

闭环刺激（德国百多力）的工作是基于测量心室电极（血液和心内膜组织）周围直径约0.5~1厘米的区域的心内阻抗，在此基础上建立了心脏瞬时工作模型（图5）。右室阻抗的变化与右室dP/dt_max相关，后者与右室收缩率相关。因此，在心脏收缩期间，电极与心内膜组织之间接触更大而增加了阻抗，结果发送关于需要增加心率的信息——即收缩越强，阻抗就越大而引起心率增加。心内阻抗的变化通常可以用阻抗曲线来说明，而改变这些曲线的形状会导致闭环刺激的激活。尽管已知的闭环作用机制以及对抗血管迷走性晕厥的不可否认的好处，并不完全知道在这样的事件中是什么激活了这个算法，可能在第一阶段晕厥前阶段的心脏活动加速和心肌收缩的力量增加，这是一种可以预防其发生的生理性反应。在这一机制中，闭环刺激的激活也允许在血管反射期间的降压时保持分钟通气量。在反射后（当闭环刺激激活因子消退时），心脏起搏率根据起搏程序逐渐恢复到基线值。

 图5. 闭环刺激和加速度计起搏时心率比较

闭环刺激是根据对心内阻抗连续分析，会随着心脏的工作周期和受改变心肌收缩力的机制的影响而变化。此外，这种传感器能够对由于血液透析肾置换治疗相关的血流和电解质变化而产生的心输出量波动进行检测和应答。其缺陷是需要植入右室导线，此外部分患者的加速起搏与其需求和耐受不匹配。使用负性肌力药物以及右室电极植入部位有心梗瘢痕可能降低算法的有效性。目前，此算法仅用于德国百多力的设备。

二、频率应答功能的心电图表现

速率应答系统包括一个活动传感器来测量患者的活动，通过频率计算将患者的身体活动水平转换为起搏频率即传感器（指示）频率。心电图表现为不同起搏模式下起搏频率的变化。

1. AAIR起搏的心电图特点

具有AAI起搏的心电图特点，起搏脉冲信号后出现P'波，P'波形态因心房电极位置不同而异，可因出现融合波及假性融合波而形态改变。当心房停搏或自身心房率低于传感器指示频率时，表现为心房起搏。当自身心律（窦性或异位心房律）夺获心房时，被心房线路感知，起搏脉冲被抑制，起搏器从感知信号开始按照传感器指示频率间期安排发放起搏脉冲，即出现心房起搏节律重整。心房起搏频率存在下限频率、传感器指示频率、最大传感器频率，起搏频率随着运动量的增减相应增减，在下限频率与最大传感器频率之间动态变化（图6）。

图6. AAIR起搏心电图

患者植入频率应答心房按需起搏器，下限频率60次/分，最大传感器频率120次/分。A.静息时，按照下限频率（60次/分）起搏心房。B.运动后心房起搏频率，运动终止后，心房起搏频率逐渐减慢。

2. VVIR起搏的心电图特点

具有VVI起搏的心电图特点，起搏脉冲信号后出现宽大畸形的心室QRS波形，QRS波群形态取决于心室起搏部位（若希氏束起搏可呈窄QRS波群），存在自身心室激动可形成室性融合波或假性室性融合波，起搏夺获的QRS波群后可伴有与其主波方向相反的继发性ST-T改变。自身心室率低于传感器指示频率时，表现为心室起搏。感知自身QRS波后，起搏脉冲被抑制，起搏器从感知信号开始按照传感器指示频率间期安排发放起搏脉冲，即出现心室起搏节律重整。心室起搏频率存在下限频率、传感器指示频率、最大传感器频率，起搏频率随着运动量的增减相应增减，在下限频率与最大传感器频率之间动态变化（图7）。

图7. VV IR起搏心电图

患者因病态窦房结综合征植入频率应答心室按需起搏器，下限频率70次/分，最大传感器频率110次/分。A.静息时，按照下限频率（70次/分）起搏心室。B.运动后出现窦性心动过速，起搏器以最大传感器频率（110次/分）起搏心室，形成不同程度室性融合波。运动终止后，心室起搏频率逐渐减慢到102次/分。

3. DDDR起搏的心电图特点

具有DDD起搏的心电图特点，心房心室顺序起搏，心房心室感知，感知自身房波后抑制心房脉冲的发放并触发心室脉冲的发放，感知自身QRS波群后抑制心房和心室脉冲的发放。心电图可以出现四种基本组合：①心房心室顺序起搏；②心房起搏，心室感知，见于自身心房率过慢而房室结传导功能良好时；③心房感知，心室起搏，是由于自身的心房率较快而房室结传导时间超过AV间期所致。④心房心室均为感知，起搏脉冲被抑制。存在下限频率、最大传感器频率、上限跟踪频率，起搏频率随运动量的增减相应增减，在下限频率与最大传感器频率之间动态变化（图8）。

图8. DDDR起搏心电图

患者因病态窦房结综合征植入频率应答双腔起搏器，下限频率60次/分，最大传感器频率110次/分，上限跟踪频率110次/分。A.为静息状态，起搏器按照下限频率（60次/分）房室顺序起搏，自身P波出现时，抑制一次心房起搏。B.运动后，心电图显示起搏器呈DDD房室顺序起搏，心房起搏频率（A₁A₂为90次/分）大于下限频率（60次/分）即传感器指示频率。自身心房波P₁被感知，心房脉冲被抑制并引发心室脉冲V₃的发放，由于上限跟踪频率的限制，P₁V₃间期延迟大于AV间期而保证V₂V₃的频率为110次/分，自身心房波P₂、P₄落入心室后心房不应期而未抑制后面的心房脉冲A₃、A₄，V₃A₃、V₅A₄＝传感器指示频率间期－AV间期。同样P₅被感知P₅V₇间期延迟，保证V₆V₇的频率不超过110次/分。

4. DDIR起搏的心电图特点

具有DDI起搏的心电图特点，心房心室顺序起搏、心房心室感知，感知后抑制脉冲的发放。起搏计时以心室为基础，其心电图表现有下列情况：①自身心房和心室频率都低于传感器指示频率时，心房心室顺序起搏，心房和心室脉冲的间距等于AV间期；②感知到自身房波后，心房脉冲被抑制但不触发心室脉冲，直到传感器频率间期计时结束时才发放心室脉冲；③心室事件（感知或起搏）除了启动下一个传感器频率间期的计时，同时还开始心房逸搏间期（AEI，即VA间期＝传感器频率间期-AV间期）计时，AEI间期计时结束时仍未感知到自身房波则发放心房脉冲，在随后的AV间期结束（相当于传感器频率间期结束）时亦未感知到自身QRS波则发放心室脉冲，若感知到自身QRS波群则抑制心室脉冲的发放同时开始下一个计时周期（图9）。传感器频率间期随运动量的变化而在下限频率间期与最大传感器频率间期之间变化。

图9. DDIR起搏心电图

AP心房起搏，AS心房感知，VP心室起搏，VS心室感知，AVI房室间期，ARP心房感知器不应期，PVARP心室后心房不应期，VRP心室不应期，AEI心房逸搏间期。

三、频率应答功能的编程与参数优化

每个制造商在将检测到的有关运动的信息转换引用到起搏率调整的过程中，不同制造商使用了不同的技术解决方案。

1. 频率应答功能的开启与关闭

在常用设备中通过起搏模式选择R模式如AAIR、VVIR、DDDR及DDIR等，而开启频率应答功能。传感器的设置可以被编程为开、关或被动。在被动模式下，频率应答传感器不根据患者的运动调整起搏参数，而只记录活动（活动和运动强度表示为最大心率的百分比）（图10）。

图10 由双腔起搏器(雅培）记录的体力活动统计

2. 频率应答功能的频率编程

（1）下限频率：是在没有身体活动的情况下起搏发生的最慢频率。

（2）最大传感器频率是剧烈运动时起搏频率的上限。

（3）日常生活活动频率(ADL频率，美敦力)：在美敦力/Vitatron设备中，除了下限频率/基础频率和上限传感器频率/最大传感器频率外，还有另一个参数来定义速率-反应起搏：ADL频率（日常生活活动的频率）。该参数定义了日常轻/中度生活活动（步行、家务活动）的目标起搏频率，作为适度运动时的近似起搏频率，并提供了一个平台有助于在适度活动变化时 保持稳定的起搏频率。

  3. 频率应答功能主要可修改参数为阈值、斜率、反应时间和恢复时间。

（1）传感器阈值：此参数负责识别是否发生了活动和耗力。仅限于超过可程控的传感器阈值的传感器信号才具有频率调整作用，在这个阈值以下的信号不影响频率反应（图11）。传感器阈值可程控，保证了通过忽视与耗力无关的低振幅传感器信号而获得静息时稳定的频率。如果起搏器对患者的活动反应不足或反应过度，可以通过改变默认的灵敏度来调整阈值，这样就可以设置自动测量的结果（例如，自动+1或−1等）。或将参数固定为一个常量值。设置一个阈值在自动评估之上会使起搏器对运动不那么敏感（即，需要更大的耗力起搏器才能识别活动）。适当的阈值设置可以防止在身体轻微运动的过程（如神经系统疾病的肌肉震颤）中引起起搏器不必要的过度应答反应。

图11 传感器阈值的作用

（2）传感器斜率：即传感器增益，定义了耗力与起搏频率之间线性函数的斜率，其标明了在信号处理阶段之前，传感器的电子信号放大的因素。放大倍数可以程控，允许个体化调整程控的传感器增益以达到所需要的频率反应。理想的设置是在最大运动量水平达到需要的最高起搏频率(图12）。在调整传感器增益之前，必须检查对于患者个体而言的频率增加、频率降低及最大传感器频率设置是否适合。

图12 传感器增益与起搏频率的增加

当阈值识别活动时，斜率确定起搏频率的变化。斜率定义了起搏频率变化的比例，考虑了耗力的强度和下限频率以及最大传感器频率之间的差异，雅培、波士顿科学的设备将这个差异线性划分为16度的强度（图13）。和阈值参数相似，斜率可以程控为自动模式，可以调整（如+1或−0.5）或将参数设置为1~16之间的一个固定值。

图13 斜率与起搏频率的增加

（3）反应时间：负责缓冲从较低的起搏频率到起搏器评估设置的适应持续活动的频率的变化。该功能的目的是防止起搏速率的突变。反应时间参数可以设置为不同模式，如慢/中/快/非常快。

（4）恢复时间：负责在耗力结束时，从最高活动阶段的起搏频率缓慢降至下限频率。恢复时间参数可以设置为不同模式，如非常慢/慢/中/快。

4.频率应答功能的优化

（1）频率配置优化（rate profile optimization）功能：在美敦力/Vitatron的设备中，频率配置优化是可用的。该算法会自动调整病人在诊室就诊之间的频率反应。频率配置优化的目标是确保频率应答适用于患者的所有活动。每天，该设备收集和存储患者传感器指示的频率为不同起搏频率占每日和长期平均值的时间百分比。然后，用ADL响应和耗力响应参数来定义起搏频率分别保持在ADL频率范围和耗力频率范围内的时间百分比。根据每日比较，设备可以调整ADL设定值、最大传感器频率设定值。 通过为频率设置或频率配置优化编程进行新的设置，可实时影响比较而即刻发生更改。这些更改预测了未来应该如何根据存储的传感器频率信息和选定的频率配置优化设置来更改频率应答。随着时间的推移继续调整频率应答。在植入后首次激活频率曲线优化后的前10天内，或手动重新编程某些频率响应参数（下限频率、 ADL频率、最大传感器频率、ADL应答或耗力应答）后，设备会更快速地调整频率应答。其目的是将频率应答与参数更改所规定的运行进行快速匹配。

图14 频率配置优化方案

（2）混合频率应答传感器的优化：在常用设备中，有联合使用加速度计和分钟通气量传感器。在这些设备中，两个传感器（或其中一个）可以被编程为同时工作或不工作。在患者进行机械通气时，建议令分钟通气量传感器不工作。对于呼吸系统疾病或其他分钟通气量传感器功能不正常风险较高的状态的患者，应考虑对关闭其功能或修改参数进行个体评估。

分钟通气传感器的原理是分析短期和长期经胸阻抗统计数据之间的差异。这些统计数据被不断地收集、更新和分析。长期统计每4分钟更新一次，短期统计每7.5秒更新一次，其允许对伴随突然的体力耗力变化的生理条件的快速反应。为了患者的舒适度和安全性，频率应答功能激活引起的心率增加或减少最大限制为每个心动周期2次/分。在起搏器算法中，该值以每分钟搏动次数表示，可根据患者的性别和年龄（如果已经以适当方式输入设备的内存）以及患者的生活方式，根据久坐/活跃/运动/耐力运动（详情见图15)。

 图15 通气量阈值反应方案（波士顿科学）

通气量阈值响应负责将起搏频率调整在通气量阈值和最大传感器频率值之间的范围内，以%表示，这对应于决定起搏频率适应强度的曲线的偏度。从静息状态与通气量阈值之间，应答因素呈线性变化（MV₀=静息分钟通气量；MV_T=在通气量阈值时的分钟通气量）。

通气量阈值参数旨在反映通气量增加速度超过氧耗量的生理点。患者的活动和传感器应答的图形表示（“传感器趋势图”）有助于优化设备的频率应答功能参数的活动。对于两个传感器都激活的患者，起搏器分别对每个传感器估计的频率进行平均计算。在加速度计指示的速度低于分钟通气传感器指示的情况下，起搏器将100%根据分钟通气传感器指示起搏频率。

如果加速度计指示频率高于分钟通气量计算出的传感器指示频率，起搏器将考虑两个传感器，根据加速度计指示的心率改变这些传感器的主导地位（从较低速率到最大传感器速率），加速度计决定约为80%，如果加速度计频率处于下限，分钟通气量传感器为20%，如果加速度计估计的频率达到最大传感器频率，加速度计传感器为40%，分钟通气量传感器为60%。

综上所述，起搏器频率应答功能是一种很有前途的工具，可以改善患者的生活质量和身体能力，但需要额外的研究努力和进一步的临床试验，使我们更好地理解这种疗法的作用机制。同时还需要拓宽和普及在优化起搏参数的过程中涉及到的技术方面的复杂知识，使医务人员有机会充分利用这一功能进行编程的选择。

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