聲學觸髮式治療遞送的製作方法
2023-05-18 22:16:51
本公開涉及一種可植入醫療裝置系統以及一種用於使用聲學觸髮式治療遞送裝置來遞送治療的相關聯方法。
背景技術：
可植入式起搏器和復律除顫器（ICD）可用於向患者的心臟遞送電刺激治療，如心動過緩起搏、心臟再同步治療（CRT）、抗心動過速起搏和心臟復律/除顫電擊。醫療裝置技術進步導致產生了越來越小的可植入式裝置。最近，提出了可被直接植入心臟腔室中的無引線心內起搏器。去除靜脈引線、心內引線具有若干優點。例如，可以消除與從皮下起搏器袋經靜脈延伸至心臟中的引線相關聯的幹擾所導致的複雜性。其他併發症（如「旋弄症候群（Twiddler’s Syndrome）」）導致通過使用無引線的心內起搏器而消除引線與起搏器的斷裂的或較差的連接。
然而，在控制心內起搏器與另一心臟腔室中發生的起搏或感測事件同步遞送起搏脈衝方面出現了新的挑戰。心臟再同步治療（CRT）是在一個心臟腔室中的感測或起搏事件之後以預定時間間期在另一個心臟腔室內遞送起搏脈衝的起搏治療的示例。CRT是一種用於心力衰竭患者的療法，其一個或多個心臟腔室被電起搏以便恢復或改善心臟腔室同步性。改善的心臟腔室同步有望緩解心力衰竭的症狀。然而，從CRT實現積極的臨床效益可以取決於幾個治療控制參數，如用於控制起博脈衝遞送的定時間期，例如，房室（AV）間期和/或室間（VV）間期。AV間期控制心室起搏脈衝相對於心房去極化（固有或起搏）的定時。VV間期控制一個心室中的起搏脈衝相對於另一個心室中的在前起搏或固有的感測事件的定時。起搏可以在右心室（RV）和/或左心室（LV）中被遞送以便恢復心室同步性。
技術實現要素：
總體而言，本公開涉及一種包括治療遞送裝置和感測裝置的可植入式醫療裝置（IMD）系統以及用於觸發所述治療遞送裝置遞送治療的相關聯方法。感測裝置感測生理信號以確定治療需要，並且生成控制信號，當需要由治療遞送裝置進行治療遞送時，所述控制信號被傳送至聲學觸發信號發射裝置。聲學觸發信號發射裝置發射由治療遞送裝置檢測的聲學觸發信號。治療遞送裝置響應於檢測到聲學觸發信號而遞送治療的至少一部分。
在一個示例中，本公開提供了一種用於自動地遞送治療的醫療裝置系統，所述系統包括：第一裝置，所述第一裝置被配置成用於感測生理信號並且響應於所述生理信號而生成控制信號；聲學發射裝置，所述聲學發射裝置由所述第一裝置控制用於響應於從所述第一裝置中接收到所述控制信號而發出聲學觸發信號；以及第二裝置，所述第二裝置包括用於接收所述聲學觸發信號的換能器。所述第二裝置被配置成用於檢測所述聲學觸發信號並且響應於檢測到所述聲學觸發信號而向患者遞送治療。
在另一個示例中，本公開提供了一種用於由醫療裝置系統遞送自動治療的方法，所述方法包括：第一裝置感測生理信號；所述第一裝置響應於所述生理信號而生成控制信號；被配置成用於接收所述控制信號的聲學發射裝置自動地發射聲學觸發信號；包括響應於所述聲學觸發信號的換能器的第二裝置檢測所述聲學觸發信號；以及響應於所述第二裝置檢測所述聲學觸發信號而向患者遞送所述治療。
在又另一個示例中，本公開提供了一種存儲有指令集的非瞬態計算機可讀存儲介質，所述指令當由可植入醫療裝置系統執行時使所述系統進行以下各項：第一裝置感測生理信號；所述第一裝置響應於所述生理信號而生成控制信號；聲學發射裝置響應於所述控制信號而發射聲學觸發信號；包括響應於所述聲學觸發信號的換能器的第二裝置檢測所述聲學觸發信號；以及所述第二裝置響應於所述第二裝置檢測所述聲學觸發信號而向患者遞送所述治療。
本發明內容旨在提供對本公開中所描述的主題的概述。本發明內容並不旨在提供對附圖和以下說明書中詳細描述的裝置和方法的獨有的或詳盡的解釋。以下附圖和說明闡述了一個或多個示例的進一步細節。
附圖說明
圖1A是包括聲學觸髮式治療遞送裝置的可植入醫療裝置（IMD）系統的概念圖。
圖1B是可以包括在IMD系統中用於觸發聲學觸髮式治療遞送裝置的感測裝置的概念圖。
圖2A是概念圖，展示了可以用於在患者中感測心臟電信號並且使用聲學觸髮式治療遞送裝置來向患者的心臟提供治療的IMD系統。
圖2B是患者的解剖結構的截面視圖，描繪了圖2A的系統的替代性配置。
圖3A是概念圖，展示了根據替代性示例的IMD系統。
圖3B是概念圖，展示了包括多個治療遞送裝置100，100'，和100″的IMD系統。
圖4是包括在圖2A和圖3中所示出的ICD的一個實施例中的電子電路的功能框圖。
圖5是根據一個實施例的在圖2A中所示出的除顫和感測引線的局部視圖。
圖6A是包括在圖2A和圖3的IMD系統中的觸發的起搏器的概念圖。
圖6B是根據替代性實施例的觸發的起搏器的概念圖。
圖7A、圖7B和圖7C分別是包括在圖6A中所示出的起搏器中的聲學耦合構件的一個示例性配置的截面圖、側視圖和端視圖。
圖8A、圖8B和圖8C分別是聲學耦合構件的替代性實施例的截面圖、側視圖和端視圖。
圖9是根據一個示例的觸發的起搏器的側面打開視圖。
圖10是包括在圖9的起搏器中的聲學耦合構件和聲學接收器的頂部截面視圖。
圖11是觸發的起搏器的示例性配置的功能框圖。
圖12是包括在觸發的起搏器中的聲學接收器的一個示例的框圖。
圖13是向比較器提供的用於檢測聲學觸發信號的經整流和濾波的換能器信號的繪圖。
圖14是根據一個示例的用於控制觸髮式治療遞送裝置的方法的流程圖。
圖15是用於控制由觸發的起搏器遞送的心臟起搏治療的方法的流程圖。
圖16是根據一個實施例的用於控制由觸發的起搏器遞送的心臟再同步治療（CRT）的方法的流程圖。
圖17是時序圖，描繪了由發射裝置發射的觸發信號以及由觸髮式治療遞送裝置進行的相應觸發信號檢測。
具體實施方式
在此公開了IMD系統及相關聯技術，用於使用植入在一個位置處的感測裝置感測生理信號並觸發治療遞送裝置向第二位置處的靶標患者組織遞送自動治療。通過由感測裝置控制的壓電裝置傳輸的聲學觸發信號來觸發治療遞送裝置來遞送治療。由分開的感測裝置和治療遞送裝置實現自動治療遞送，而不需要這兩個裝置彼此物理地連接。除了其他事項以外，消除在IMD系統的感測部件和治療遞送部件之間的物理連接使得能夠使用微創植入程序，減小IMD系統部件的尺寸和/或消除如醫療引線等其他部件、在治療遞送裝置中的感測能力以及在治療遞送裝置中的射頻（RF）放大器和收發器。
如在本文中所使用的，「觸發信號」是當電信號被施加到換能器上時，由聲學換能器所發射的聲學信號（例如，超聲信號）。聲學觸發信號是命令信號，所述命令信號由感測裝置生成並且使用聲學能量作為通信手段通過發射裝置從感測裝置發送至治療遞送裝置以由治療遞送裝置在檢測到觸發信號時觸發治療遞送。
在此使用的「觸髮式治療遞送裝置」是由觸發信號觸發以將治療遞送至靶標患者組織的裝置。在本文所描述的說明性實施例中，所述治療是電刺激治療（如心臟起博脈衝），儘管其他類型的治療（如，藥物遞送）也被設想。觸髮式治療遞送裝置包括換能器，所述換能器響應於經受觸發信號而產生電信號。將電信號與觸發檢測閾值進行比較，並且當超出檢測閾值時，電信號使治療遞送裝置向患者的靶標組織遞送治療刺激脈衝。因此，如在本文中所公開的「觸髮式治療遞送裝置」並不是在對生理信號（使用產生如血壓信號或心音信號等與生理條件或生理事件相互關聯的時變信號波形的聲學換能器來感測所述生理信號）進行處理的基礎上做出遞送治療的決定的。由控制換能器（所述換能器發射觸發信號）的感測裝置做出遞送治療的決定。所述感測裝置和所述治療遞送裝置不需要彼此處於有線連接。
圖1是包括聲學觸髮式治療遞送裝置的IMD系統2的概念圖。系統2包括感測裝置4、聲學信號發射裝置5、以及治療遞送裝置6。感測裝置4能夠感測生理信號以便確定何時需要治療。感測裝置4可能或可能不能夠直接向患者遞送治療。感測裝置4至少能夠感測生理信號、基於所述生理信號確定需要治療、並且產生被遞送給發射裝置5的控制信號3。在各個示例中，感測裝置4可以是起搏器、ICD、ECG監測器、血液動力監測器、神經刺激器、藥物泵、或其他IMD。
感測裝置4與聲學信號發射裝置5進行有線或無線通信。感測裝置4將控制信號3發送至發射裝置5以使發射裝置5發射聲學觸發信號7（在圖1中被示出為在方向上聚集的信號）。在其他實施例中，聲學觸發信號7可以是多方向的（例如，非聚集的）。
在圖中，發射裝置5被示為與感測裝置4分開的裝置，然而在一些示例中，發射裝置5被結合在感測裝置4中。在一些應用中，可以在治療遞送裝置6的聲學觸發信號接收範圍內的位置處植入（或者位於外部）結合了發射裝置5的感測裝置4。在其他應用中，感測裝置4和治療遞送裝置6的物理位置可能距離太遠或者被將禁止治療遞送裝置6可靠地接收聲學觸發信號的高反射組織或聲音衰減結構分離。在這些情況下，發射裝置5位於從感測裝置4間隔開的位置處，並且被定位成用於可靠地將聲學觸發信號傳輸至治療遞送裝置6。
在各種實施例中，感測裝置4可以感測任何生理信號或者在特定應用中用於確定治療需要的信號的組合。這種信號可以包括但不限於如ECG（心電圖）、EGM（心臟電描記圖）、EMG（肌電圖）、EEG（腦電圖）或者神經動作電位等電信號。另外或替代性地，感測裝置4可以被配置成用於感測機械或化學生理信號。感測裝置4可以感測到的其他生理信號包括但不限於：血壓信號或其他壓力信號、光學信號（如用於確定血氧飽和或阻止氧飽和的光學信號）、聲學信號（如心音）、活動信號、或姿勢信號。
所述生理信號可以用於控制治療遞送裝置6被觸發以相對於所感測到的生理事件遞送治療的時間和/或基於由感測裝置4所感測到的生理信號確定的狀態或條件確定需要治療遞送。由此，感測裝置4被配置成用於根據編程的治療遞送算法和針對給定應用的治療遞送控制參數確定治療所需的時間。
當感測設備4確定是時候遞送治療時，控制信號3被傳送至聲學信號發射設備5。發射裝置5可以通過醫療引線物理地耦合至感測裝置4以將作為電信號的控制信號傳送至發射裝置5。可替代地，發射裝置5可以被配置成用於從感測裝置4中接收無線遙測通信信號，比如，使發射裝置5發射聲學觸發信號7的射頻（RF）命令信號。
治療遞送裝置6包括聲學接收器8，所述聲學接收器包括接收聲學觸發信號7並且將其轉換成電信號的換能器。將電信號與閾值進行比較，以檢測聲學觸發信號7。治療遞送裝置6響應於檢測到聲學觸發信號7而遞送如一個或多個電刺激脈衝等治療。
在本文中所使用的「聲學觸發信號」是指由發射裝置5中的聲學換能器產生的並且由接收治療遞送裝置6中的聲學換能器8接收的振動信號。聲學觸發信號7不是例如由患者的作用在換能器上的心臟、肌肉、肺或者其他身體部位的振動而產生的感測的生理信號。當感測裝置4的電路產生如邏輯信號等控制信號3時，產生聲學觸發信號7。可以基於由感測裝置4感測的生理信號來生成控制信號3；然而，聲學觸發信號本身源自裝置生成的激活發射裝置5的聲學換能器的電信號，而不是作用在發射裝置5的換能器上或者在治療遞送裝置接收換能器8上的生理運動或振動。在一些實施例中，聲學觸發信號7可以被稱為「起搏觸發信號」，這是因為其是發射來設置起搏脈衝的定時的起搏定時信號。可以在時間上將聲學觸發信號7從感測的生理事件和與生理事件同步地遞送的起搏脈衝中的一者或兩者中分離。
治療遞送裝置6通常是被適配成用於植入在靶標治療遞送位點處的小型化裝置。在一些應用中，靶標治療遞送位點需要最小化的裝置尺寸以避免複雜性、使患者不適最小化、和/或便於微創植入手術。如此，治療遞送設備6可以減少用於感測生理信號、進行數據收集、進行射頻或其他雙向遙測通信的功能，或者通常呈現在起搏器、ICD、神經刺激器或者被配置成用於自動地向患者遞送治療的其他類型的IMD中的其他功能。
例如，治療遞送裝置6可以是具有沿著治療遞送裝置6的外殼被定位的電極的經導管的脈衝發生器。在其他示例中，攜帶一個或多個電極的短引線可以延伸自裝置6。在以下更加詳細地描述的說明性實施例中，治療遞送裝置6是由來自發射裝置5的聲學觸發信號觸發來遞送一個或多個心臟起搏脈衝的經導管的心內起搏器。如在此所使用的，「經導管」起搏器（或其他經導管裝置）是這樣的裝置：可以通過導管或其他細長管狀遞送工具植入在目標位置處，以便將所述裝置前進至所述目標位置，而不必在目標位置具有直接視線。治療遞送裝置6並不限於心臟起搏器。裝置6可以具體化為其他類型的電刺激治療遞送裝置，如被配置成用於向任何可興奮組織遞送電刺激（包括中樞神經系統、外周神經系統、平滑肌組織和/或骨骼肌組織）的裝置。
此外，應認識到的是，由聲學觸發信號7觸發來遞送治療的治療遞送裝置6不限於電刺激治療遞送裝置。在替代性實施例中，治療遞送裝置6可以被配置成用於使用機械、光學、製藥或其他治療性裝置遞送其他類型的治療。例如，治療遞送裝置6可以是用於遞送藥物或生物製劑的流體遞送裝置。
圖1B是可以包括在圖1A的IMD系統2中用於觸發聲學觸髮式治療遞送裝置6的感測裝置4的一個示例的概念圖。感測裝置4可以或可以不包括治療遞送能力。在圖1B的示例中，感測裝置4是將聲學觸發信號發送至治療遞送裝置8以實現治療遞送的僅感測裝置。「僅感測」裝置是感測一個或多個生理信號從而確定需要治療但並不向靶標患者組織直接遞送治療的裝置。
感測裝置4可以包括一對感測電極19，這對感測電極沿著導電外殼11的非絕緣部分。例如，外殼11可由鈦形成，並且包括對所發射的信號與相鄰組織進行聲學耦合的薄箔膜部分9。將發射裝置5'提供作為沿著箔膜9被定位在外殼11內的基於外殼的發射裝置。發射裝置5'可以包括用於傳輸觸發信號通過膜9和相鄰組織到達治療遞送裝置6的一個或多個聲學換能器（例如，聲學換能器的二維陣列）。對箔膜9的厚度進行選擇，以有效地將從發射裝置5'中發射的聲學信號耦合至相鄰組織。
在一個示例中，可以在皮下將感測裝置4定位在胸骨旁位置中，以便通過電極19來感測患者的心臟的ECG信號。治療遞送裝置6可以是被植入在心臟腔室中的心內起搏器。感測裝置4將聲學觸發信號從發射裝置5'傳輸至治療遞送裝置6，以觸發治療遞送裝置6來遞送一個或多個起搏脈衝。以此方式，提供了包括最小尺寸的可植入裝置的且不需要經靜脈的引線的心臟起搏系統。在一些示例中，心臟起搏系統2可以是無引線醫療裝置系統。
圖2A是概念圖，展示了可以用於感測患者12內的心臟電信號並向心臟26提供治療的可植入式醫療裝置（IMD）系統10。IMD系統10包括心內起搏器100以及耦合至血管外除顫引線16的ICD 14。除顫引線16包括可以是細長線圈電極的除顫電極24、一對感測電極28和30、以及聲學信號發射裝置18。電極28和30被展示為環形電極，但也可以是其他類型的電極或者電極組合。聲學信號發射裝置18包括由ICD 14控制來發射聲學觸發信號從而使起搏器100遞送一個或多個起搏脈衝的聲學換能器。
ICD 14被示為皮下地植入在患者12的左側。連接到ICD 14上的除顫引線16從ICD 14居中地延伸到患者12的胸骨22和劍突20。在靠近劍突20的位置處，除顫引線16皮下地向上方彎曲或轉動並延伸，基本上平行於胸骨22。除顫引線16可以被植入為使得引線16對於胸骨主體22的左側或右側橫向地偏移，並且可以皮下地植入例如皮膚與肋骨或胸骨之間。取決於ICD 14的位置、電極24、28、和30和聲學信號發射裝置18沿著引線16的位置以及起搏器100的位置、或其他因素，除顫引線16可以被相對於胸骨22植入在其他位置或角度，或者被進一步定位於上方或下方。在其他實例中，可以將引線16植入在其他血管外位置處。在一個示例中，引線16可以被至少部分地植入在胸骨下位置或胸廓32內、胸腔內以及心包內或外，沒有必要與心臟26直接接觸。
除顫引線16被定位成使得除顫電極24與第二電極（如ICD 14的外殼15的一部分或安置在第二引線上的電極）之間的治療向量基本上跨過心臟26的心室。在一個示例中，治療向量可以被視為從除顫電極24上的點向ICD 14的外殼15（有時稱為「罐」電極）上的點延伸的線。在另一個示例中，可以沿著胸骨22安置除顫引線16，這樣使得除顫電極18與外殼15（或其他電極）之間的治療向量基本上跨過心臟26的心房。在這種情況下，系統10可以用於提供心房治療，如治療心房纖維性顫動的治療。
聲學信號發射裝置18被定位成用於建立並不過度地衰減從發射裝置18傳輸至包括在心內起搏器100中的接收器的聲學觸發信號的聲學信號傳輸路徑。例如，可以選擇發射裝置18的位置，從而使得在發射裝置18與起搏器100之間的直接聲學路徑儘可能地避免作為不良聲學導體的肺或其他組織。當引線16被定位成在胸外時，發射裝置18可以被定位成在劍突20下方近似所示的位置。在其他示例中，相對於起搏器100來定位發射裝置18，以建立有效的聲音傳輸路徑，所述聲音傳輸路徑可以是考慮外部環境和介入組織的聲學性質的直接或間接路徑。
除顫引線16還可以包括在或朝向引線16的遠端的附接特徵29。附接特徵29可以用於輔助引線16的植入和/或用於將引線16固定在希望的植入位置的圈、鏈環、縫合或其他附接特徵。在一些情況下，除了或代替附接特徵29，除顫引線16可以包括固定機構。例如，除顫引線16可以包括鄰近電極30或接近發射裝置18定位的縫線套管或其他固定機構（未示出），所述縫線套管或其他固定機構被配置用於將引線16固定在劍突20或下胸骨位置附近。固定機構（例如，縫線套管或其他機構）可以是與引線一體的或者可以在植入之前由用戶加入。固定機構可以用於將發射裝置18穩定地定位於（沿著肋間空間）劍突20下方、或其他期望位置從而防止發射裝置18轉動或偏移，由於人體組織的幹涉或衰減，所述轉動或偏移會導致觸發信號錯向或觸發信號丟失。
儘管將ICD 14展示為被植入在患者12的腋中線附近，但是可以將ICD 14植入在患者12的其他皮下位置處，如朝向腋後線在軀幹上進一步向後、朝向腋前線在軀幹上進一步向前、在胸肌區中、或在患者12的其他位置處。在ICD14植入在胸部的情況下，引線16將順著不同的路徑，例如跨過上胸部區域並且沿著胸骨22向下。當ICD 14被植入在胸肌區中時，系統10可以包括第二引線，所述第二引線包括除顫電極以及可選擇地聲學發射裝置18，所述除顫電極沿著患者的左側延伸，從而使得第二引線的除顫電極沿著患者的左側定位，以充當治療向量的用於對心臟26進行除顫的陽極或陰極。
ICD 14包括外殼15，所述外殼或罐形成保護ICD 14內的部件的氣密密封件。ICD 14的外殼15可以由導電材料（如鈦）或其他生物相容性導電材料或導電材料和非導電材料的組合形成。外殼15可以封圍一個或多個部件，包括處理器、存儲器、發射器、接收器、傳感器、感測電路、治療電路以及其他適當的部件（在本文中通常被稱為模塊）。在一些實例中，外殼15充當與電極24、28、和30之一組合使用的電極（有時候被稱為「外殼電極」或「金屬殼電極」），以向心臟26遞送治療或以感測心臟26的電活動。
ICD 14可以包括用於接收引線16的近端連接器（未示出）的連接器組件13（有時候被稱為連接器塊或接頭）。連接器組件13包括電饋通，除顫引線16內的導體與包括在外殼15內的電子部件之間通過所述電饋通進行電連接。根據ICD 14的預期植入位置，除了或者代替由引線16所承載的發射裝置18，可以將聲學信號發射裝置包括在連接器組件13和/或外殼15中，以便將聲學觸發信號傳輸至起搏器100。例如，可以沿著充當組織與包括在外殼15內的壓電換能器之間的聲學接口的薄箔膜將聲學發射裝置定位在外殼15內（例如，如通常在圖1B中所示出的）。
引線16可以包括在引線16的近端處的連接器，比如，DF4連接器、分叉連接器（例如，DF-1/IS-1連接器）、或者具有耦合至ICD 14的連接器組件13內的埠的至少一個接線銷的其他類型的連接器。除顫引線16的引線體17可以由非導電材料（包括矽酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物、以及其他適當材料）來形成，並且被成形為用於形成一個或多個內腔，一個或多個細長導體在所述一個或多個內腔內延伸。
除顫引線16包括細長電導體（未展示），所述細長電導體中的每一個細長電導體在細長引線體17內從除顫引線16的近端上的連接器延伸至電極24、28和30以及發射裝置18。儘管將除顫引線16展示為包括三個電極24、28和30，但是除顫引線16可以包括更多或更少的電極。當除顫引線16的連接器被連接至連接器組件13時，對應導體可以通過連接器組件13中的連接（包括相關聯的饋通）被電耦合至ICD 14的電路（比如，治療遞送模塊、感測模塊、或者觸發信號驅動信號電路）。
電導體將治療從ICD 14內的治療模塊傳輸到電極24、28和30中的一個或多個電極，並且感測的電信號從電極24、28和30中一個或多個電極傳輸至ICD 14內的感測模塊。從近端引線連接器延伸至發射裝置18的電導體將驅動信號傳導至發射裝置18，以使發射裝置18在適當時候發射聲學觸發信號，從而使心內起搏器100向心臟26遞送一個或多個起搏脈衝。
ICD 14被配置成用於通過一個或多個感測向量來感測心臟電信號，所述一個或多個感測向量包括電極28和30以及外殼15的組合。例如，ICD 14可以使用在電極28與電極30之間的感測向量、在電極28與外殼15之間的感測向量、在電極30與外殼15之間的感測向量、或者其任何組合來獲得心臟電信號。在一些實例中，ICD 14甚至可以使用包括除顫電極24的感測向量來感測心臟電信號，比如，在除顫電極24與電極28和30之一之間的感測向量、或在除顫電極24與外殼15之間的感測向量。
ICD 14響應於感測的心臟電信號（例如，可以包括P波和R波）而確定起搏治療需要，並且控制發射裝置18來基於該確定來發射聲學觸發信號。可以根據編程的單腔室、雙腔室或多腔室心動過緩或CRT控制參數或其他心臟起搏治療參數來確定起搏脈衝需要。ICD 14還可以分析感測的電信號，以檢測心動過速（比如，室性心動過速或心室纖顫），並且可以響應於檢測到心動過速而生成電治療並向心臟26遞送所述電治療。例如，ICD 14可以通過包括除顫引線24和外殼15的治療向量來遞送一個或多個除顫電擊。
電極24，28，30以及外殼15可以用於感測ECG信號，以供用於控制由ICD 14所遞送的R波同步衝擊的定時以及用於控制由起搏器100所遞送的起搏脈衝的定時。在一些實例中，可以在ICD 14遞送除顫衝擊之前或之後遞送一個或多個起搏治療，比如，抗心動過速起搏（ATP）或衝擊後起搏。在這些實例中，ICD 14可以生成並通過包括電極24，28，30和/或外殼15的治療向量來遞送起搏脈衝。可替代地，ICD 14使聲學信號發射裝置18發射觸發信號以使起搏器100在需要ATP或衝擊後起搏以及在需要心動過緩或CRT起搏治療的適當時間向心臟26遞送起搏脈衝。
在圖2A中所展示的示例在性質上是說明性的，並且不應當被視為限制在觸髮式治療遞送系統中所使用的感測裝置的類型以及在本文中所描述的技術。例如，除了感測ECG信號以外，ICD 14可以僅包括衝擊治療能力，而沒有起搏治療能力。在其他示例中，可以將ICD 14耦合至多於一條引線，以便感測ECG信號和/或將觸發信號發送至起搏器100。在其他示例中，例如，如在圖1B中所示出的，感測裝置可以替代作為沒有復律/除顫能力的單腔室或雙腔室皮下起搏器或者作為沒有治療遞送能力的僅感測裝置的ICD 14。可以將這些感測裝置中的任何感測裝置耦合至基於外殼的電極和/或由經靜脈的心內導線或血管外的心外導線承載的電極，以便感測電信號並且確定觸發起搏器100遞送治療的適當時間。
起搏器100是被適配成用於完全植入在心臟腔室內的經導管的心內起搏器，例如，完全在心臟26的RV內、完全在LV內、完全在右心房（RA）內、或者完全在左心房（LA）內。在圖2A的示例中，起搏器100被定位成接近LV的內壁，以提供左心室起搏。在其他示例中，起搏器100被定位成接近右心室的內壁，以提供右心室起搏。在其他示例中，起搏器100可以被定位在心臟26外或內的任何其他位置處，包括心外膜位置。例如，起搏器100可以被定位在右心房或左心房外或內，例如，以提供對應的右心房起搏和左心房起搏。在其他實施例中，可以將起搏器100具體化為用於在另一個身體位置處遞送電刺激治療的治療遞送裝置。在圖2A中將起搏器100示出為無引線裝置。然而，設想的是，在其他實施例中，可以將起搏器100耦合至從起搏器100處延伸的引線或者延伸段，以將治療遞送電極定位在從起搏器100間隔開的位置處。
根據植入位置，起搏器100可以被配置成用於向除了心肌以外的（多個）目標治療位點遞送電刺激治療。例如，起搏器100可以提供房室結刺激、脂肪墊刺激、迷走神經刺激、或其他類型的神經刺激。在其他示例中，系統10可以包括多個起搏器100，例如，以在心臟26的多個位點處（比如，在多個心臟腔室內）遞送電刺激治療，以便進行多腔室起搏治療。
起搏器100能夠產生電刺激脈衝，通過起搏器100的外殼上的一個或多個電極來向心臟26遞送所述電刺激脈衝。起搏器100包括用於接收由發射裝置18發射的聲學觸發信號的聲學接收器。起搏器100響應於接收聲學觸發信號而遞送一個或多個起搏脈衝。
在一個實施例中，起搏器100包括脈衝發生器，所述脈衝發生器被配置成用於在從發射裝置18中接收聲學觸發信號時，遞送一個或多個起搏脈衝。由ICD 14執行心臟信號感測。ICD 14通過引線16來感測ECG信號並且控制起搏器100在ICD 14的控制下通過發射裝置18所發射的聲學觸發信號來遞送的起搏。
心內起搏器100可以或者不可以被配置成用於感測心臟信號。起搏器100可以僅依靠來自發射裝置18的觸發信號來控制起搏脈衝遞送的定時，而無需感測任何其他心臟電事件信號或者任何其他生理信號。為了將起搏器100的大小最小化，可以省略如心臟信號感測和射頻遙測功能等一些功能，從而使得起搏器100包括具有有限存儲器的脈衝發生器、處理、和針對治療遞送的其他功能。
在其他實施例中，起搏器100在心臟腔室（所述起搏器被植入在所述心臟腔室中）中感測EGM信號。然而，由於起搏器100被完全定位在心臟腔室內，所以由起搏器100所感測的EGM信號將對在其他心臟腔室中發生的P波和/或R波較不敏感或者不敏感。在過去的實踐中，可能將皮下起搏器耦合至一條或多條引線，所述一條或多條引線將感測電極定位在多個心臟腔室中或者沿著多個心臟腔室，從而使得可以監測多個感測通道。通過監測多個感測通道，可以採用指定的時間間期（例如，AV間期或VV間期）來向一個或多個心臟腔室遞送協調的起搏脈衝。
由於起搏器100可能不具有或者具有限制的感測能力，所以起搏器100可能「看不見」如固有R波等在相同的心臟腔室中發生的固有事件，以及在其他心臟腔室中發生的起搏的或固有的事件。在另一個心臟腔室中的感測或起搏的事件之後，遞送CRT、雙腔室起搏、或者其他多腔室起搏治療可能需要以預先確定的時間間期遞送起搏脈衝。如此，發射裝置18響應於由ICD 14所感測的ECG信號而向起搏器100提供觸發信號，以使起搏器100相對於其他心臟腔室事件而以所期望的時間間期來遞送起搏脈衝。組合了ICD 14（用於感測生理信號並且做出治療遞送決定）的起搏器100（用於生成起搏脈衝）提供用於遞送各種治療所需要的功能，所述各種治療可能需要與在相同或不同的心臟腔室中發生的心臟事件同步或協調，而無需在被植入在分開的植入位點處的起搏器100與ICD 14之間的物理連接。
圖2A進一步描繪了通過通信鏈路42來與ICD 14進行無線通信的編程器40。在一些示例中，編程器40包括手持式計算裝置、計算機工作站、或網絡計算裝置。編程器40包括向用戶呈現信息並且從用戶處接收輸入的用戶界面。應當注意的是，用戶還可以通過網絡計算裝置來與編程器40進行遠程交互。
如內科醫生、技術員、外科醫生、電生理學家、其他護理者、或患者等用戶與編程器40進行交互，以便與ICD 14通信。例如，用戶可以與編程器40進行交互，以便檢索來自ICD 14的生理信息或診斷信息。用戶還可以與編程器40進行交互，以便對ICD 14進行編程，例如，選擇ICD 14的操作參數的值，包括用於控制聲學觸發信號發射裝置18以便控制起搏器100的參數。用戶可以使用編程器40來從ICD 14中檢索關於心臟26的節律、隨時間的心臟節律趨勢、或者心律失常事件的信息。
如所指示的，ICD 14和編程器40通過無線通信來進行通信。通信技術的示例可以包括低頻或射頻（RF）遙測，但是可以使用其他技術。在一些示例中，編程器40可以包括編程頭部，所述編程頭部被放置在接近患者的身體靠近ICD14植入位點的位置處，以便改進ICD 14與編程器40之間的通信質量或安全性。
在圖2A中所展示的實施例是IMD系統10的示例性配置，並且不應當被認為限制在本文中所描述的技術。在其他實施例中，可以將ICD 14耦合至延伸到右心室（RV）中的經靜脈的心內導線，以便將RV感測和起搏電極以及除顫線圈電極定位在RV內。在共同轉讓的美國專利號5,545,186（Olson（奧爾森）等人）中總體上公開了可以被適配成用於承載發射裝置18的RV引線的示例。可以將發射裝置18定位在比如在引線16上所示出的位置更遠的位置處，從而使得發射裝置18被定位在RV中與在LV中的起搏器100相反的位置處。之後，可以使發射裝置18能夠將聲學觸發信號從RV發射至在LV中的起搏器100。設想的是，可以構想基於引線的發射裝置18的許多配置，並且可以沿著引線體17將發射裝置18定位在比在引線16上所示出的位置相對更近或更遠的位置處，以便將發射裝置18定位在相對於起搏器100的所期望的位置處。
圖2B是患者的解剖結構的截面視圖，描繪了圖2A的系統10的替代性配置。發射裝置18被示出為在引線16上的胸骨下位置中（在圖2B的截面視圖中看不到）。可以通過使引線16的遠端前進至胸骨下位置來將發射裝置18定位在皮下並且相對更向上的位置處，而不是被定位在胸骨上劍突下的位置處。發射裝置18可以被配置成用於進行定向聲音發射，發射裝置18被取向成用於總體上將聲學信號引導朝向起搏器100的植入位置，例如，沿著起搏器100的如由箭頭72所表示的聲學路徑，這基本上可以避開肺組織。
可以將引線16放置在縱膈中的、並且更具體地前縱膈中的胸骨底下或下方。前縱膈側向地以胸膜為界，向後以心包為界，並且向前以胸骨為界。可以至少部分地將引線16植入在其他心包外位置中，即在心臟26的外表面周圍的區域中、但不必與所述外表面直接接觸的位置。這些其他心包外位置可以包括在縱膈中但從胸骨22偏移、在上縱膈中、在中縱膈中、在後縱膈中、在劍突下或劍突下方區域中、在心尖附近、或其他不與心臟26直接接觸且不是皮下的位置。在一些實施例中，引線16可以在心包內延伸並且與心臟26直接接觸。在這些說明性植入位置中的任何植入位置中，可以將引線16定位成用於最佳地將聲學發射裝置18定位成用於可靠地將觸發信號傳輸至起搏器100。
圖3A是概念圖，展示了根據替代性示例的IMD系統10'。如上所描述的，耦合至引線16的ICD 14用於在患者12中感測心臟電信號並且向心臟26提供治療。心內起搏器100被植入在LV內並且響應於接收聲學觸發信號而向LV遞送起搏脈衝。在此實施例中，由分開的引線62承載聲學觸發信號發射裝置60，所述分開的引線耦合至ICD 14並且被定位在胸廓外（例如，沿著肋間隙），以便通過肋間隙和介入肌肉、血液、心肌組織等來將聲學觸發信號引導朝向起搏器100。發射裝置60能夠從ICD 14中接收沿著引線62傳導的控制信號。當接收到控制信號時，發射裝置60發射聲學觸發信號，以使起搏器100遞送LV起搏脈衝。
可以提供承載發射裝置18的專用引線60來將發射裝置18定位在最佳位置處，以便將觸發信號傳輸至起搏器100。最佳位置是發射裝置18相對於起搏器100的位置，所述位置允許由起搏器100可靠地檢測的具有足夠信號強度和信噪比的觸發信號到達起搏器100。在聲學發射裝置18與起搏器100之間的觸發信號路徑可以包括通過吸收或反射信號來衰減觸發信號的組織。對發射裝置18的位置進行選擇，從而使得沿著所述路徑的聲學信號損失不會將觸發信號的強度降低到可由起搏器100檢測的閾值水平以下。
發射裝置60可以具有其自身的電池，所述電池可以是可再充電的，從而使得ICD 14進行感測和治療遞送功能所需要的能量以及用於進行聲學觸發信號發射所需要的能量分布在兩個裝置和兩個（或更多個）電池或其他電源上。
可替代地，可以將發射裝置60具體化為能夠從ICD 14中接收無線控制信號的無引線裝置。可以將由專用引線62承載的或者被具體化為無引線發射裝置的發射裝置60定位在最佳位置中，以便將聲學觸發信號傳輸至起搏器100，而無需與用於感測ECG信號並且遞送衝擊治療的電極24，28和30的最佳定位相關聯的限制。可以將無引線發射裝置60植入在所期望的位點，而無需引線隧道。發射裝置60可以充當用於通過將電傳導的或者無線傳輸的RF控制信號轉換成傳輸至起搏器100的聲學觸發信號來將控制信號從ICD 14傳輸至起搏器100的中繼裝置。
位於胸廓外（比如，在ICD 14中或沿著所述ICD或者在皮下被定位成沿著從ICD 14處延伸的引線）的發射裝置18或60進行定位可以被定位為使得引導聲音通過肋間隙、傳輸通過心臟26或者通過肋骨。沿著通過血液和肌肉組織的路徑傳輸聲學觸發信號可能比通過肺組織的路徑更有效。可以對聲學觸發信號的頻率進行選擇，以提供通過組織的有效傳輸，所述組織沿著聲學觸發信號發射裝置18或60與接收起搏器100之間的聲學路徑。
在一些示例中，多個發射裝置可能包括在系統10或10'中。根據起搏器100的最終植入位置和可能隨著時間而發生的移動，相比由處於不同的位置處的另一個裝置發射的聲學觸發信號，起搏器100可能對一個裝置發射的聲學觸發信號更敏感。可由ICD 14單獨地或組合地選擇被定位在不同的間隔開的位置處的多個發射裝置來發射聲學觸發信號，從而實現起搏器100使用最大的功率效率來可靠地接收觸發信號。
此外，設想的是，聲學發射裝置18可以位於ICD 14中，例如，沿著其外殼15和/或連接器組件13。沿著外殼15被結合時，可以對整個或者在相鄰發射裝置的指定位置處（例如，如在圖1B中由膜9所示出的）的外殼厚度進行選擇，從而使得發射裝置的外殼和發射裝置的傳輸聲學換能器以發射裝置的工作頻率一起共振。在一些實施例中，可以相對於起搏器100而植入ICD 14，從而使得可以可靠地將聲學信號從ICD 14傳輸至起搏器100。選擇ICD 14的植入位置，以便建立電極24與ICD外殼15之間的除顫向量。在其他應用中，不同類型的感測裝置可以替代可以被植入在促進直接將聲學信號從感測裝置傳輸到起搏器100的各種位置處的ICD 14，而無需從感測裝置和起搏器100間隔開的基於引線的或無引線發射裝置來中繼觸發信號。
圖3B是概念圖，展示了包括多個治療遞送裝置100，100'，和100″的IMD系統11。在包括多個心內起搏器100，100'和100″的實施例中，在每一個起搏器100，100'和100″中的聲學接收器可以被配置成對不同的信號頻率敏感。在所示出的示例中，在LV中示出一個起搏器100、在RV中示出起搏器100'、並且在RA中示出起搏器100″。可以控制（由控制信號95）發射裝置18來發射第一頻率的聲學觸發信號以便觸發被配置成用於檢測具有第一頻率（並且忽略其他頻率）的觸發信號的RV起搏器100'，並且發射第二頻率的第二聲學觸發信號以便觸發被配置成用於檢測具有第二頻率的觸發信號的LV起搏器100。可由ICD 14控制發射裝置18來發射第一頻率的觸發信號以便引起遞送聲學觸髮式RV起搏脈衝，並且發射第二頻率的觸發信號以便以受控的時間間期（正或負）相對於在RV中所觸發的起搏而觸發LV起搏脈衝。類似地，可以響應於第三波長而觸發RA起搏器100″來遞送起搏脈衝。
可替代地，多個觸發的起搏器100，100'和100″可以包括如以下更加詳細地描述的聲學接收器，所述聲學接收器以相同的工作頻率進行操作但是被配置成用於檢測相互排斥的不同觸發信號模式。例如，每一個觸發的起搏器100，100'和100″可以被配置成用於檢測唯一的觸發信號，所述唯一的觸發信號可以包括處於預定義的脈衝間期、脈衝幅度和/或其他脈衝成形參數或模式的多個脈衝。可以通過指定的觸發信號模式來對個別觸發的起搏器100進行尋址，而通過不同的觸發信號模式來對另一個觸發的起搏器100'進行尋址。不同的觸發信號參數可以用於傳輸由適當治療遞送裝置100，100'或100″識別並檢測的相互排斥的觸發信號。可以通過不用的脈衝號、不同的脈衝間間期、不同的脈衝寬度、觸發信號脈衝的不同上升和/或下降斜率或其任何組合來定義相互排斥的觸發信號模式。
為了說明，一個治療遞送裝置100可以將具有多於兩個脈衝的觸發信號檢測為是無效的，而另一個治療遞送裝置100″可以要求檢測至少三個脈衝以便識別有效的觸發信號。在另一個示例中，一個治療遞送裝置100可以檢測具有短-長-短（Short-Long-Short）脈衝間間期模式的有效觸發信號，而另一個治療遞送裝置100″'可以將有效觸發信號檢測為具有長-短-長（Long-Short-Long）脈衝間間期模式的觸發信號。
可替代地，當兩個（或更多個）治療遞送裝置100和100'包括在IMD系統11中時，可以使用多個發射裝置18，18'和18″，所述多個發射裝置中的每一個發射裝置被配置成用於將觸發信號分別定向到一個特定的治療裝置100，100'和100″'處。例如，可以將成對的發射裝置和治療遞送裝置（18與100'成對、18'與100成對、並且18″與100″成對）相對於彼此植入，從而使得每一個發射裝置18，18″'和18″被定位和被控制來將發射的觸發信號聚集在對應的治療遞送裝置100'，100和100″'處。
發射裝置18，18″和18″'中的每一個發射裝置被示出為由耦合至ICD 14的引線16或62承載，但是在一些示例中，包括在IMD系統11中的發射裝置5'可由僅感測裝置4來控制，所述僅感測裝置可以被提供為如結合圖1A所描述的ECG監視器。發射裝置5'可以是用於控制多個治療遞送裝置100，100'和100″的多個發射裝置之一，或者IMD系統11的用於控制多個治療遞送裝置100，100'和100″的單個發射裝置。
可以順序地將觸發信號引導或者聚集朝向不同的靶標治療遞送裝置100，100'和100″。例如，可以控制包括在發射裝置18或者發射裝置5中的聲學換能器陣列來將一個觸發信號聚集在一個治療遞送裝置100處並且控制其來將另一個觸發信號聚集在另一個治療遞送裝置100'或100″處。
在圖3B中所示出的多個治療遞送裝置100，100'和100″、發射裝置18，18'和18″、以及感測裝置4和14被描繪成用於展示可能包括在使用聲學觸發信號來控制至少一個觸髮式治療遞送裝置的IMD系統11中的一個或多個感測裝置、一個或多個發射裝置和/或一個或多個治療遞送裝置的各種可能的組合。這些裝置的任何變形型式或組合可以用於遞送通過聲學觸發信號來觸發的治療。採用在本文中所公開的技術的治療遞送系統可以包括不同於在附圖中所示出的組合和安排的至少一個治療遞送裝置、至少一個感測裝置和至少一個觸發信號發射裝置的組合和安排。
圖4是包括在圖2A和圖3中所示出的ICD 14的一個實施例中的電子電路的功能框圖。ICD 14包括電感測模塊86、治療遞送模塊84、遙測模塊88、處理和控制模塊80（在本文中也被稱為「控制模塊」80）、存儲器82、以及心臟信號分析器90。電源98向ICD 14的電路（包括模塊80，82，84，86，88，90中的每一個模塊）提供電力。電源98可以包括一個或多個能量存儲裝置，比如，一個或多個可再充電電池或不可再充電電池。
在圖4中所示出的功能塊表示可以包括在ICD 14中的功能，並且可以包括實施能夠產生歸屬於本文中的ICD 14的功能的模擬電路和/或數字電路的任何離散和/或集成電子電路部件。例如，所述模塊可以包括模擬電路，例如，放大電路、濾波電路、和/或其他信號調節電路。所述模塊還可以包括數字電路，例如，模數轉換器、組合邏輯電路或時序邏輯電路、集成電路、存儲器裝置等。存儲器82可以包括任何易失性、非易失性、磁的、或電的非瞬態計算機可讀存儲介質，比如，隨機存取存儲器（RAM）、只讀存儲器（ROM）、非易失性RAM（NVRAM）、電可擦除可編程ROM（EEPROM）、快閃記憶體、或任何其他存儲器裝置。此外，存儲器82可以包括存儲指令的非瞬態計算機可讀介質，在由一個或多個處理電路執行所述指令時，所述指令控制模塊80或者其他ICD模塊執行歸屬於ICD 14的各種功能。存儲指令的非瞬態計算機可讀介質可以包括以上所列出的介質中的任何介質，唯一例外的是瞬態傳播信號。採用來實施在本文中所公開的功能的軟體、硬體和/或固件的特定形式將主要由在IMD系統裝置中所採用的特定系統架構來確定。在考慮到在本文中的公開的情況下，在任何現代IMD系統的背景下提供軟體、硬體和/或固件以完成所描述的功能在本領域技術人員的能力內。
可以將歸屬於在本文中的模塊的功能具體化為一個或多個處理器、硬體、固件、軟體或者其任何組合。將不同特徵描繪為模塊旨在突顯不同的功能方面並且不一定暗示這種模塊必須由分開的硬體或軟體部件來實現。相反，可由分開的硬體或軟體部件來執行與一個或多個模塊相關聯的功能、或者將其整合在共同的硬體或軟體部件內。例如，可以在執行存儲在存儲器82中的指令的處理和控制模塊80中實施由心臟信號分析器90所執行的以確定由ICD 14和/或起搏器100所遞送的治療的需要的心律失常檢測操作。
處理和控制模塊80與治療遞送模塊84、心臟信號分析器90以及電感測模塊86通信，以便感測心臟電活動、檢測心臟節律、並且響應於感測的信號而生成心臟治療。治療遞送模塊84和電感測模塊86被電耦合至由引線16承載的電極24，28和30（例如，如在圖2A中所示出的）和外殼15，所述外殼的至少一部分還充當公共電極或接地電極。
電感測模塊86耦合至電極28和30，以便監測患者心臟的電活動。可選擇地，可以將電感測模塊86耦合至電極24和15，並且使其能夠選擇性地監測從可用電極24，28，30和15中選擇的一個或多個感測向量。例如，感測模塊86可以包括用於選擇將電極24，28，30和外殼15中的哪些耦合至包括在感測模塊86中的感測放大器的切換電路。切換電路可以包括開關陣列、開關矩陣、多路復用器或適合用於選擇性地將感測放大器耦合至所選擇的電極的任何其他類型的切換裝置。可以選擇電極28與電極30之間的感測向量來感測ECG信號，或者可以選擇利用線圈電極24和/或外殼15的感測向量，例如，從感測模塊28到外殼15的感測向量或者從感測模塊30到外殼15的感測向量。
通過感測模塊86的輸入來接收一個或多個ECG信號。感測模塊86包括一個或多個感測放大器或用於從（多個）ECG信號中感測心臟事件（例如，P波和/或R波）的其他心臟事件檢測電路。感測模塊86包括將感測事件信號傳送至心臟信號分析器90的感測放大器。例如，當ECG信號越過對應的P波感測閾值和R波感測閾值（所述閾中的每一個閾值可以是自動調整的感測閾值）時，將P波感測信號和R波感測信號傳送至心臟信號分析器90。通常通過定時電路92內的起搏逸搏間期計時器到期來確定心動過緩或心搏停止。響應於起搏逸博間期到期而將控制信號95傳送至聲學信號發射裝置18。根據觸發信號或感測事件信號來重新開始起搏逸博間期。在一個心臟腔室（心房或心室）中感測到事件並且將觸發信號發送至起搏器100以在AV間期或VV間期內遞送與感測的事件同步的起搏脈衝時，由控制模塊80開始如AV起搏間期或VV起搏間期等其他起搏間期。
在本文中所呈現的說明性示例中的控制信號95可以被稱為起搏控制信號，這是因為所述控制信號使起搏器100向心臟腔室遞送起搏脈衝。在其他示例中，可由心臟信號分析器90產生控制信號95，以使起搏器100（或者另一個治療遞送裝置）遞送其他類型的治療脈衝。例如，可以產生控制信號95，以使起搏器100或者另一個治療遞送裝置遞送ATP脈衝、迷走神經刺激脈衝、或者其他類型的電刺激脈衝。
控制信號95是當發射裝置以有線連接的方式耦合至ICD 14時，沿著引線16（或者承載發射裝置18的另一根引線）傳送到發射裝置18的電信號。可替代地，控制信號95是傳送到遙測模塊88的電信號，在所述遙測模塊中，所述控制信號被轉換成通過遙測模塊88傳輸至發射裝置18的無線遙測信號。發射裝置18可由引線承載，但是被配置成用於從遙測模塊88中無線地接收控制信號95。可替代地，發射裝置不是基於引線的發射裝置並且從遙測模塊88中接收無線控制信號（例如，RF信號）。
聲學信號發射裝置18包括從遙測模塊88中接收作為有線電信號或無線信號的控制信號95的驅動信號電路34。驅動信號電路34使聲學換能器36能夠發射聲學觸發信號。如在本文中所描述的，由起搏器100接收並檢測聲學觸發信號，以使起搏器100向患者心臟遞送一個或多個起搏脈衝。可以根據預設頻率、幅度、持續時間或其他信號特性來生成聲學觸發信號。換言之，控制信號可以僅使用信號來通知發射裝置18需要觸發信號。觸發信號僅使用信號來通知起搏器100遞送治療，而無需用信號來通知與多少起搏脈衝、什麼脈衝幅度或脈衝寬度相關的任何信息或者其他起搏脈衝控制參數信息。起搏器100可以被編程成用於當檢測到觸發信號時，根據預定義的脈衝控制參數來遞送預定數量的起搏脈衝。
可替代地，控制信號95可以包括編碼的起搏脈衝控制信息。由驅動信號電路34生成的控制信號可以使換能器36根據觸發信號的根據控制信號來有意地調整的頻率、持續時間、幅度或其他特性來發射觸發信號。控制信號95使用信號來通知發射裝置18需要觸發信號以及發射的觸發信號應當具有什麼（多個）特性。起搏器100可以被配置成用於檢測發射的觸發信號的（多個）特性並且基於該特性來設置起搏脈衝控制參數。
可以將換能器36具體化為被配置成用於在從電路34中接收到驅動信號時發出聲音的一個或多個超聲換能器。例如，換能器36可以包括一個或多個微機電系統（MEMS）裝置、陶瓷壓電晶體、聚合物壓電晶體、電容式微加工超聲換能器（CMUT）或者其他超聲換能器。換能器36可以包括多個換能器，所述多個換能器被配置在陣列中和/或被配置成用於從發射裝置18中在多個方向上發射聲學信號，以促進起搏器100接收聲學觸發信號，儘管發生發射裝置18和起搏器100相對其彼此的移動、旋轉或其他相對取向的變化。可由驅動信號電路34來選擇多個換能器，從而使得選擇換能器中在起搏器接收器處產生最佳信噪比的單個換能器或其組合。
換能器36可以包括由驅動信號電路34激活來發射進行相長幹涉的聲波從而改進聲學信號傳輸的有效性的多個換能器。在包括如一個或多個基於引線的發射裝置、一個或多個無引線發射裝置和/或結合在ICD 14中的一個或多個發射裝置等多於一個發射裝置的實施例中，可以同步地激活兩個或更多個發射裝置來產生在起搏器100的接收器處重疊以便增大傳輸效率和/或改進信號接收的超聲波。可以獨立地被脈衝以發出聲音的換能器相控陣列可以用於將聲學信號聚集朝向預期接收器。當包括了多個起搏器100或其他治療遞送裝置時，可由驅動信號電路34控制包括在換能器36中的換能器相控陣列來將換能器脈衝在編程的時間關係中，以將聲學觸發信號聚集在預期治療遞送裝置的接收器上。
換能器36可以包括被配置成用於發射不同的聲音頻率的不同類型的換能器。可由驅動信號電路34選擇不同的換能器來使得能夠傳輸聲學觸發信號的不同頻率。例如，可以發射不同頻率或者不同模式的幅度、頻率、脈衝數等，以便由起搏器100觸發不同的響應或者以便當植入了多個起搏器時，觸發不同的心內起搏器。例如，不同的聲學觸發信號可以用於使起搏器100遞送由不同的脈衝形狀、脈衝幅度、脈衝寬度、脈衝頻率或其他刺激脈衝參數所限定的一個或多個起搏脈衝。
換能器36被配置成用於以可由起搏器接收器檢測的幅度和頻率來發出由沿著換能器36與起搏器接收器之間的路徑的身體組織進行衰減之後的聲音。在一個示例中，換能器36被配置成用於發出在大約40kHz到大於1MHz的範圍內的聲音。部分地基於沿著針對特定醫療應用的聲學路徑而遇到的期望類型的身體組織來選擇觸發信號的頻率。
定時電路92可以生成控制信號95以觸發起搏器100來遞送起搏脈衝從而根據存儲在存儲器82中的起搏算法和定時間期來提供心動過緩起搏、心房同步的心室起搏、ATP、心臟再同步治療、AV結刺激、或者其他起搏治療。在ICD 14遞送復律-除顫衝擊之後，隨著心臟在衝擊後恢復回到正常功能，可以臨時地遞送心動過緩起搏來維持心臟輸出。
心臟信號分析器90包括用於檢測並區分室上性心動過速（SVT）、室性心動過速（VT）和心室纖顫（VF）的快速心律失常檢測器94。在共同轉讓的美國專利號7,904,153（Greenhut（格林哈特）等人）中總體公開了感測和處理皮下ECG信號的一些方面，所述專利由此通過引用以其全部內容結合在此。快速心律失常檢測器94將來自感測模塊86的R波感測信號的定時用來測量R-R間期以便對不同的檢測區域中的RR間期進行計數或者確定用於檢測室性快速心律失常的心率或其他基於速率的測量值。另外地或可替代地，電感測模塊86可以向心臟信號分析器90提供數位化ECG信號以供用於檢測快速心律失常。在美國專利號7,742,812（Ghanem（加尼姆）等人）、美國專利號8,160,684（Ghanem（加尼姆）等人）、美國專利號5,354,316（Keimel（凱梅爾））、美國專利號6,393,316（Gillberg（吉爾伯格）等人）、美國專利號5,545,186（Olson（奧爾森）等人）、以及美國專利號5,855,593（Olson（奧爾森）等人）中總體上公開了可以被配置成與觸發的起搏器100一起使用的ICD的示例以及可由快速心律失常檢測器94執行以便檢測和區分快速心律失常的操作的示例，所述全部專利通過引用以其全部內容結合在此。
檢測算法對於危及生命的VT和VF的存在或不存在而言是高度敏感和特定的。治療遞送模塊84包括HV治療遞送模塊，所述HV治療遞送模塊包括一個或多個HV輸出電容器。當檢測到惡性心動過速時，通過HV充電電路來將HV電容器充電至預編程的電壓電平。當從治療遞送模塊84中檢測到表示HV電容器已經到達用於遞送編程的衝擊能量所需要的電壓的反饋信號時，控制模塊80應用信號來觸發對HV電容器進行放電。以此方式，控制模塊80控制治療遞送模塊84的高壓輸出電路的操作，從而使用線圈電極24和外殼15來遞送高能量復律/除顫衝擊。
應當注意的是，所實施的快速心律失常檢測算法不僅可以利用ECG信號分析方法，而且可以利用輔助傳感器96（比如，組織顏色、組織氧合、呼吸、患者活動、心音等）來由處理和控制模塊80做出應用或者保留除顫治療的決定。傳感器96還可以用於由起搏器100確定起搏需要以及起搏脈衝的定時。例如，活動傳感器信號或者如每分通氣量信號等其他速率響應信號可以用於確定滿足患者新產代謝需求的起搏速率。定時電路92產生控制信號95來使發射裝置18生成聲學觸發信號，所述聲學觸發信號使起搏器100基於速率響應信號來以適當的速率遞送起搏脈衝。傳感器96可以包括由從ICD 14處延伸的引線所承載的一個或多個傳感器，在外殼15和/或連接塊13內或者沿著所述外殼和/或連接塊。
當被配置成用於接收無線控制信號95時，遙測模塊88包括用於與另一個裝置（比如，外部編程器40和發射裝置18）通信的收發器和天線。在控制模塊80的控制下，遙測模塊88可以從編程器40或其他外部裝置中接收下行遙測並將上行遙測發送至所述編程器或其他外部裝置。遙測模塊88可以無線地將控制信號95（例如，RF信號）傳輸至發射裝置18。
圖5是根據一個實施例的引線16的局部視圖。在圖2A中所示出的發射裝置18可以包括用於發射聲學信號的圓環（torus）超聲換能器90。換能器90可以被圓周地裝配在引線16的細長絕緣引線體17周圍。在這種情況下，換能器90的內徑可能大約等於引線體17的外徑。可替代地，可以通過引線體17中的開口來暴露換能器90。圓環換能器90的最大外徑可能大約等於引線體17的外徑。在其他示例中，圓環換能器90的最大外徑可能大於引線體17的外徑，並且圓環換能器90的內徑小於引線體17的外徑。例如，可以將換能器90耦合在引線體17的分段端部之間，這可能包括使用附加耦合構件（例如，環或環形連接器）來沿著引線體17裝配換能器90。雖然示出了圓環換能器，但是應當認識到的是，可由引線體17承載其他形狀或類型的換能器。
換能器90耦合至一對導體44a和44b（共同地，44），延伸通過細長引線體17到達用於與ICD電路進行電連接的近端連接器。儘管在圖5中沒有示出延伸通過引線體17到達電極24，28和30的其他導體，但是應當理解的是，對應的絕緣導體將由引線體17承載至對應的電極。
導體44從換能器90處延伸，到達驅動信號電路34（圖4）。換能器90由驅動信號激活，所述驅動信號從驅動信號電路34通過導體44傳導至換能器90。激活時，換能器90生成聲學觸發信號。由於換能器90並不用於感測聲學信號，所以不需要用於將信號從換能器90傳導至感測電路的附加導體或開關。在此示例中，從換能器90處延伸的導體44僅耦合至用於將ICD生成的控制信號承載至換能器90的驅動信號電路34（所述驅動信號電路可以包括與外殼15的接地連接），所述控制信號使換能器90發射聲學信號。
圖6A是觸發的起搏器100的概念圖。起搏器100包括沿著起搏器100的外殼150被間隔開的電極162和164。電極164被示出為從起搏器100的遠端102處延伸的尖端電極，並且電極162被示出為沿著外殼150的中間部分（例如，相鄰近端104）的環形電極。在替代性實施例中，起搏器100可以包括兩個或更多個環形電極或者沿著起搏器外殼150暴露的用於向心臟26遞送治療刺激的其他類型的電極。電極162和164可以是（不限於）鈦、鉑、銥或者其合金，並且可以包括如氮化鈦、氧化銥、氧化釕、鉑黑等低極化塗層。電極162和164可以被定位在沿著起搏器100的除了所示出的位置的位置處。
外殼150包括控制電子子組件152，所述控制電子子組件容納用於產生刺激脈衝並執行起搏器100的治療遞送功能的電子裝置。作為一個示例，控制電子子組件152可以包括脈衝發生器和用於從發射裝置18中接收聲學觸發信號並且響應於聲學觸發信號而觸發脈衝發生器來通過電極162和164遞送起搏脈衝的聲學接收器。
外殼150進一步包括電池子組件160，所述電池子組件向控制電子子組件152提供電力。電池子組件160可以包括在共同轉讓的美國專利號8,433,409（Johnson（詹森）等人）和美國專利號8,541,131（Lund（倫德）等人）中所公開的電池的特徵，所述專利中的兩者通過引用以其全部內容結合在此。外殼150由如不鏽鋼、鈦或者其組合等生物相容性材料來形成。在一些示例中，外殼150可以包括絕緣塗層。絕緣塗層的示例包括聚對二甲苯、尿烷、聚醚醚酮（PEEK）、或聚醯亞胺等。整個外殼150可以是絕緣的，但是僅電極162和164是非絕緣的。在其他示例中，整個外殼150可以充當電極，而不是提供如電極162等局部電極。可替代地，可以將電極162與外殼150的其他部分電隔離。電極162和164形成用於進行雙極性心臟起搏的陽極和陰極對。在一些實施例中，電極162和164還用於感測心臟EGM信號，在這種情況下，控制電子子組件152包括感測電路。
起搏器100可以包括一組有源固定齒166，所述有源固定齒用於例如通過與心室骨小梁進行交互來將起搏器100固定到患者組織上。起搏器100可以包括如在共同轉讓的、預授權的公開美國2012/0172892（Grubac（格魯巴茨）等人）中所公開的一組有源固定齒，所述公開由此通過引用以其全部內容結合在此。固定齒166被配置成用於錨定起搏器100，以可操作地將電極164定位在靶標組織的相鄰位置處，以便遞送電刺激脈衝。可以採用許多種類型的有源和/或無源固定構件來將起搏器100錨定或穩定在植入位置中。
起搏器100可以進一步包括遞送工具接口158。遞送工具接口158位於起搏器100的近端，並且被配置成用於連接至用於在植入程序期間將起搏器100定位在植入位置處（例如，在心臟腔室內）的遞送裝置（比如，導管）。
起搏器100包括用於將來自發射裝置18的聲學觸發信號耦合至被封圍在外殼150內的接收換能器的聲學耦合構件180。包括在控制電子子組件152中的聲學換能器接收進入到耦合構件180的振動，並且產生與觸發檢測閾值比較的電信號。當檢測到觸發信號時，起搏器100遞送至少一個起搏脈衝。
使起搏器100經靜脈地前進到心臟腔室中時，起搏器100的最終取向可能改變，並且耦合構件180相對於患者解剖結構（並且因此，相對於發射裝置18）的最終取向可能是未知的。此外，耦合構件180相對於發射裝置18的取向可能由於起搏器100或發射裝置18的移動或者由於心臟運動、呼吸運動、或者其他身體運動而隨時間波動。如此，耦合構件180可以是外接（circumscribe）外殼150的用於從起搏器100的所有側面中接收超聲振動的連續構件。如以下所描述的，耦合構件180可以被機加工成具有將振動耦合至安裝在構件180的內表面上的一個或多個換能器的一個或多個平坦表面。在其他實施例中，耦合構件180可以是不連續的，並且可以包括沿著外殼150的圓周的用於從多個方向上接收觸發信號的多個分段構件。設想的是，可以構想沿著遠端102、近端104或者沿著外殼150的外圓周的一個或多個耦合構件的許多配置。
耦合構件180可以由包括但不限於金屬（薄如，鈦、不鏽鋼、金、鉑、或者其合金）、玻璃、陶瓷、藍寶石、或者其他材料等材料來形成。在考慮到接收聲學換能器厚度的情況下選擇耦合構件180的厚度，從而使得耦合構件和換能器的組合以靶標工作頻率一起共振。為了說明，在一個實施例中，對於1MHz的工作頻率，鈦耦合構件180的厚度可以是大約0.2mm，並且可以根據需要根據耦合構件180的厚度來調整壓電換能器材料厚度。在一些示例中，在沒有預期限制的情況下，如沿著耦合構件180的平坦表面（例如，圖7B中的平坦刻面（facet）308）所測量的，耦合構件180的厚度可以是大約0.01至0.5mm。
圖6B是根據替代性實施例的起搏器100的概念圖。多個離散耦合構件180a至180d可以沿著起搏器100的多個側面分布，而不是如在圖6A中所示出的連續聲學耦合構件180。在圖6A和圖6B中，起搏器100被示出為具有總體上圓柱形的外殼150。在其他實施例中，起搏器100可以具有稜柱形外殼，所述稜柱形外殼包括多個耦合構件或者沿著外殼的一個或多個側面延伸的連續耦合構件。
可以沿著耦合構件180a至180d中的每一個耦合構件的內表面定位聲學換能器。當包括多個接收換能器時，可以通過用於檢測觸發信號的切換電路來選擇由於進入的振動而產生最大電壓信號的單個換能器。可替代地，可以使用換能器的組合來進行用於檢測聲學觸發信號的邏輯或（OR）或和（AND）操作。例如，可以對由多個接收換能器所產生的電壓信號進行求和，或者將其與觸發檢測閾值進行比較。
圖7A、圖7B和圖7C是起搏器100中的耦合構件180的一個示例性配置的截面圖、側視圖和端視圖。耦合構件180是總體上管狀的，包括由具有多個刻面308的側壁306分離的圓柱形相對端302和304。起搏器外殼150的總體上圓柱形形狀可以促進起搏器100使用如導管等遞送工具來進行到目標治療遞送位點的遞送。圓柱形形狀還可以促進患者舒適度並且可以被裝配在植入位點處。然而，對於將聲學信號耦合至起搏器100內的壓電換能器而言，外圓柱形表面的效率較低。為了最小化起搏器外殼對聲學信號的衰減，如在圖6A中所示出的，沿著外殼150結合具有均勻厚度的平坦刻面308的耦合構件180，以便有效地將聲學觸發信號聲學地耦合至安裝在每一個刻面308的內表面312上的壓電元件。
側壁306包括過渡部分314，所述過渡部分是圓筒形端302和304與刻面308之間的傾斜或斜切部分。如在圖7A的截面視圖和圖7C的端視圖中看到的，端302和304具有圓形橫截面，並且根據沿著側壁306形成的刻面308的數量，側壁306的橫截面可以是多邊形的。例如，可以沿著總體上六邊形的側壁306提供六個刻面；可以沿著總體上八邊形的側壁306提供八個刻面；等等。刻面的數量可能在實施例之間變化，並且將取決於起搏器大小、所期望的壓電元件的數量、壓電元件的大小以及其他因素。為了從多個方向上或者圍繞起搏器100的基本上360度上提供均勻的信號靈敏度，刻面308可能沿著耦合構件308的圓周均等地分布，從而使得可以沿著對應的內表面312安裝壓電換能器以便接收來自任何方向的信號。
耦合構件180可以是由以上所列的示例性材料中的任何材料來形成的模製和/或機加工部件。每一個刻面308包括平行於由刻面厚度316分離的平面外表面310的平面內表面312。在考慮到耦合至內表面312的壓電換能器的厚度的情況下選擇刻面厚度316，從而使得刻面316和換能器以所期望的工作頻率一起共振。如在圖7A、圖7B和圖7C中可以看到的，耦合構件108將具有變化的厚度，但是沿著刻面308，厚度316是均勻的，並且根據發射的觸發信號的工作頻率和壓電換能器的材料厚度，所述厚度可以處於0.03mm至0.5mm的範圍內，可以根據刻面308的厚度316來調整所述材料厚度。
圓筒形端302和304被配置成用於與相鄰外殼部分（例如，控制電子子組件152、電池子組件160、固定構件和尖端電極組件、和/或電極162）相配合。例如，不限於通過焊接、銅焊、熔融鍵合或者粘結劑鍵合來將端302和304密封到相鄰外殼部分。端302和304可以包括用於與相鄰外殼部分接口連接的凸形的、凸形的或者螺紋的配合特徵。圓筒形端302和304提供與相鄰圓柱形子組件的精確配合（在規範容差內），並且由此促進耦合構件180和相關聯的壓電換能器與控制電子子組件152、電池子組件160和電極162的裝配。在這種構造中，應當理解的是，可以利用介入套圈、連接器環或者其他構件來將聲學耦合構件180與外殼150的相鄰部件和/或電極162進行裝配。在其他示例中，總體上管狀的耦合構件的相對端302和304可以具有被配置成用於與外殼子組件的匹配幾何形狀相配合的不同的幾何形狀（比如，多邊形幾何形狀）。
圖8A、圖8B和圖8C分別是耦合構件180'的替代性實施例的截面圖、側視圖和端視圖。在其他示例中，耦合構件180'被配置成用於從已知的方向上接收聲學信號。如在圖7A中所示出的，耦合構件180'可以具有沿著耦合構件180'的圓周以非均勻間隔分布的或者沿著耦合構件180'的圓周的圓弧（所述刻面小於整個圓周）以均勻間隔分布的刻面，而不是沿著耦合構件的整個圓周以均勻間隔開的間隔來分布用於附接壓電元件的刻面。
例如，在圖8A至圖8C中，耦合構件180'被示出為包括在相對端402與404之間延伸的側壁406。側壁406具有刻面部分418和非刻面部分420。刻面部分418被示出為包括三個相同大小的相鄰刻面408。每一個刻面408由均勻刻面厚度416分離的內平面表面412和外平面表面410來限定。斜切過渡部分414在每一個刻面408與相對圓柱形端402和404之一之間延伸。如上所描述的，對刻面厚度416進行選擇，從而使得刻面408和耦合至內表面412的壓電換能器響應於聲學觸發信號而以所期望的工作頻率一起共振。非刻面部分420可以具有與圓筒形端402和404相匹配的圓筒形外和內表面，並且可以具有與刻面408相同或不同的厚度。
在其他示例中，側壁406可以包括單個刻面、被定位成距離彼此180度的兩個相對刻面、以90度均等地被彼此隔開的四個刻面、或者沿著側壁406的任何其他數量或者間隔的刻面。側壁406的任何非刻面部分可以被圓化並且可以使用端402和404來限定恆定的外徑。端402和404沿著側壁406的刻面和非刻面部分418和420兩者保持圓筒形幾何形狀，從而促進與外殼子組件的配合和密封。
圖9是根據一個示例的起搏器500的側面打開視圖。起搏器500包括電極和固定構件子組件510、控制電子子組件552、聲學接收器512、以及電池子組件560。電極和固定構件子組件510包括尖端電極564，所述尖端電極可由單片控制釋放裝置（MCRD）511、無源固定構件566、以及電饋通514包圍。MCRD 511可以被定位成圍繞電極564以便洗脫如抗炎類固醇、抗生素或其他藥理藥劑等藥物。在一個示例中，MCRD 511包括混合在矽酮中的地塞米松磷酸鈉。絕緣電饋通514延伸至控制電子子組件552以便將電極564電耦合至集成電路556。
控制電子子組件552包括封圍集成電路556的外殼554。集成電路556控制如在本文中所描述的起搏器500（以及起搏器100）的各種功能。控制電子子組件552的外殼554被機械地耦合至屏蔽構件518，所述屏蔽構件反過來被機械地耦合至聲學耦合構件580的一端。聲學耦合構件580沿著其相對端被連接至電池子組件560。環形電極562可能沿著電池子組件560或者起搏器500的外殼的另一個部分延伸，並且可以是電池子組件560的外殼的非絕緣部分。
聲學耦合構件580可以對應於在圖7A至圖7C中所示出的耦合構件180或者在圖8A至圖8C中所示出的耦合構件180'。聲學接收器512被封圍在耦合構件180中，並且包括用於響應於由聲學觸發信號強加到耦合構件580的刻面上的振動而產生電信號的多個壓電換能器582和整流二極體584。電池饋通520從電池子組件560處延伸到柔性電路592，所述柔性電路被電耦合至柔性電路連接器558，所述柔性電路連接器建立集成電路556、電池子組件560與聲學接收器512之間的電連接。
在圖9中所示出的示例中，壓電換能器590被定位成抵靠電池子組件560（例如，圍繞電池饋通520），並且耦合至相關聯的整流二極體（在圖9中未示出）和柔性電路592。電池子組件560可以將由聲學觸發信號引起的振動傳輸至壓電換能器590。壓電換能器590被配置成用於響應於電池子組件560的振動而產生電信號，所述振動可能造成由起搏器500來檢測聲學觸發信號。
圖10是耦合構件580和聲學接收器512的頂部截面視圖。在此示例中，聲學接收器512包括沿著刻面內表面572耦合的柔性襯底585。壓電換能器582和整流二極體584沿著聲學耦合構件580的每一個刻面588而耦合至柔性襯底585。每一個整流二極體584的陽極接收由導體586上的對應的壓電換能器582所產生的電信號。
電池饋通520耦合至柔性電路592，以便消除從電池饋通520到控制電子子組件552的分開的附加連接。由於柔性電路592用於換能器582和二極體584，並且被連接至控制電子子組件592；可以將導電跡線添加到柔性電路592中以便促進電池連接來簡化對起搏器500的裝配。被定位成抵靠電池子組件560的壓電元件590通過導體596耦合至整流二極體594。整流二極體594通過柔性電路592和柔性電路導體558來將信號傳送至集成電路556（圖9）。
壓電換能器582和對應二極體584在包括在控制電子子組件552中的電接地與觸發信號檢測電路之間被電安排成是平行的。觸發信號檢測電路（在圖10中未示出）可以包括用於從換能器582和二極體584的平行電路中接收輸入並且將輸入與觸發檢測閾值進行比較的數字比較器。如果產生的最高電壓信號的換能器582大於觸發檢測閾值，那麼檢測聲學觸發信號。在一個示例中，所有整流二極體584的陰極被電連接至並且驅動切換場效應電晶體（FET）的柵極。可替代地，可以對來自所有二極體584，594的整流電壓信號進行求和，並且由集成電路556將其與觸發檢測閾值進行比較。
在如所示出的聲學接收器512的八邊形對稱安排中，起搏器500對來自所有方向的聲學信號敏感。在其他實施例中，可以為了方向靈敏度而例如使用在圖8A至圖8C中所示出的聲學耦合構件180'來將聲學接收器512配置在非對稱安排中。設想的是，可以將更少或更多壓電換能器582和相關聯的整流二極體584包括在接收器512中。
在一個示例中，柔性襯底585是扁平條帶，壓電換能器582和二極體584被裝配在所述扁平條帶上。可以將襯底585膠接至聲學耦合構件580的內表面572。例如，襯底585可以是雙面柔性電路膠帶。
圖11是起搏器100（或者起搏器500）的示例性配置的功能框圖。起搏器100包括脈衝發生器202、感測模塊204、控制模塊206、存儲器210、聲學接收器212以及電源214。脈衝發生器202生成電刺激信號，所述電刺激信號經過電極162和164被遞送至心臟組織。控制模塊206控制脈衝發生器202來響應於從聲學接收器212中接收觸發檢測信號216而遞送刺激脈衝。在其他實施例中，脈衝發生器202可以被配置成用於直接從聲學接收器212中接收觸發檢測信號216並且響應於所述接收而遞送刺激脈衝。例如，響應於由聲學接收器212所產生的觸發檢測信號216的開關可以使脈衝發生器202能夠產生被應用到電極162和164的刺激脈衝。
脈衝發生器202包括一個或多個電容器和將（多個）電容器充電至起搏脈衝電壓的充電電路。在控制模塊206等待來自聲學接收器212的觸發檢測信號216的同時，可以將起搏電容器充電至起搏脈衝電壓。在從聲學接收器212中接收到觸發檢測信號216時，控制模塊206控制脈衝發生器202來將（多個）充電的電容器耦合至起搏電極162，164以便釋放電容器電壓並且由此遞送起搏治療。可替代地，觸發檢測信號216使控制模塊使用信號來通知脈衝發生器202發起起搏電容器充電，並且當到達預定起搏脈衝電壓時，遞送脈衝。第8,532,785號美國專利（克拉奇菲爾德（Crutchfield））中總體上公開的起搏電路可以實現在起搏器100中從而在控制模塊202的控制下將起搏電容器充電至預定的起搏脈衝幅度並遞送起搏脈衝，此專利通過引用以其整體結合在此。可替代地，脈衝發生器202可以包括在聲學接收器212產生觸發檢測信號216時將電源214連接至起搏電極162和164以便遞送起搏脈衝的開關。
聲學接收器212通過耦合構件180來接收聲學信號。例如，根據以上所描述的實施例中的任何實施例，聲學接收器212包括換能器，所述換能器包括沿著耦合構件180的內表面並且可選擇地沿著電池子組件160（圖6A）直接安裝的一個或多個壓電晶體換能器元件或壓電陶瓷換能器元件。通過耦合構件180（以及在一些示例中的電池子組件160）撞擊壓電換能器的聲波使換能器產生被傳送至包括在接收器212（或者控制模塊206）中的比較器以便與觸發檢測閾值進行比較的（多個）電壓信號。如果壓電換能器產生的電壓信號大於檢測閾值，那麼直接地或者通過控制模塊206來將觸發檢測信號216傳送至脈衝發生器202以便引起起搏脈衝遞送。
可以對多個壓電換能器元件產生的個別電壓信號進行求和，例如以便與觸發檢測閾值進行比較，或者可以將換能器產生的最大電壓信號與檢測閾值進行比較。在一些實施例中，可以包括響應於不同頻率帶寬的多個壓電換能器元件。提供對不同信號頻率的檢測可以使得能夠傳輸不同的觸發信號以便使起搏器100執行不同的起搏功能。例如，對不同觸發信號的檢測可以致使進行以下各項：遞送不同數量的起搏脈衝、響應於所檢測的觸發信號而設置不同的起搏定時間期、使用不同的脈衝幅度和/或寬度來遞送起搏脈衝、執行起搏閾值搜索等。
當控制模塊206接收觸發檢測信號216時，控制模塊206控制脈衝發生器202來根據可以存儲在存儲器210中的如脈衝幅度、脈衝寬度、脈衝數等治療遞送控制參數來遞送起搏脈衝。在一些示例中，使脈衝發生器202能夠在直接從聲學接收器212中或者通過控制模塊206來接收觸發檢測信號216時立即遞送起搏脈衝。在其他示例中，控制模塊206可以在接收觸發檢測信號216與使脈衝發生器202遞送起搏脈衝之間施加延遲時間。
在一些實施例中，聲學接收器212被配置成用於僅檢測裝置生成的聲學信號。換言之，聲學接收器212不可以被配置成用於感測且處理任何生理聲學信號以便確定生理事件、條件或狀態。聲學接收器212被調諧成用於檢測在裝置生成的觸發信號的範圍中而不是在典型的生理信號的範圍中的聲學信號。
在一些示例中，起搏器100僅是沒有感測能力的治療遞送裝置。在其他示例中，起搏器100可以包括感測模塊204，所述感測模塊耦合至電極162和164用於感測用於控制起搏脈衝的遞送的近場EGM信號。近場EGM信號是在心臟腔室中發生的心臟事件信號，起搏器100被植入在所述心臟腔室中。例如，當起搏器100被植入LV時，LV中的R波可以被感測模塊204感測到。感測模塊204生成被提供給控制模塊206的R波感測事件信號。在從聲學接收器212中接收觸發檢測信號216時，控制模塊206可以開始起搏定時間期。如果在起搏定時間期到期之前，控制模塊206從感測模塊204中接收到R波感測事件信號，那麼脈衝發生器202不遞送起搏脈衝。如果在從感測模塊204接收到R波感測事件信號之前起搏定時間期到時，控制模塊206使能脈衝起搏器202遞送起搏脈衝。以此方式，控制模塊206可以響應於感測的近場心臟事件（例如，感測的R波或P波）而禁止所安排的起搏脈衝。
起搏定時間期可以是例如用於相對於ICD 14所感測的固有R波而控制向LV（或RV）遞送起搏脈衝的VV間期。起搏定時間期可以是用於相對於ICD14所感測的固有P波控制心室中的起搏脈衝遞送的AV間期。起搏定時間期可以相對於在另一個心臟腔室中遞送的起搏脈衝，所述起搏脈衝還可由另一個無引線心內起搏器遞送，由來自發射裝置18的聲學觸發信號來觸發所述無引線心內起搏器來遞送起搏脈衝。例如，ICD 14可以控制發射裝置18來產生聲學觸發信號。在檢測到聲學觸發信號時，可以在一個心臟腔室中由第一心內起搏器來遞送起搏脈衝。只要在起搏定時間期到期之前感測模塊沒有產生固有感測的事件信號，就可由在第二心臟腔室中的第二心內起搏器在檢測到聲學觸發信號時啟動的起搏定時間期到期時遞送起搏脈衝。
電源214根據需要向起搏器100的其他模塊和部件中的每一個提供電力。控制模塊206可以執行功率控制操作，以便控制何時向不同的部件或模塊供電以執行不同的起搏器功能。電源214可以包括一個或多個能量存儲裝置，比如，一個或多個可再充電電池或不可再充電電池。控制模塊206還可以被配置成執行起搏器100的診斷測試，該診斷測試可以包括例如監測電源214的剩餘電荷。為清楚起見，圖11中未示出電源214與其他起搏器模塊和部件之間的連接。
由圖11所示的框圖表示的電路可以包括實現能夠產生歸屬於在此的起搏器100的功能的模擬電路和/或數字電路的任何離散和/或集成電子電路部件。可以將歸屬於本文中的起搏器100（和起搏器500）的功能具體化為一個或多個處理器、硬體、固件、軟體或其任何組合。控制模塊206可以包括微處理器、控制器、數位訊號處理器（DSP）、專用集成電路（ASIC）、現場可編程門陣列（FPGA）、狀態機或等效離散或集成邏輯電路中的任何一者或多者。作為離散模塊或部件的起搏器100的不同特徵結構的描繪旨在強調不同的功能方面，而並不一定暗指這類模塊必須通過分開的硬體或軟體部件來實現。相反，與一個或多個模塊相關聯的功能性可以通過分開的硬體或軟體部件來執行，或整合在共同的或分開的硬體或軟體部件中，所述部件可以包括組合或時序邏輯電路、狀態機、存儲器裝置等。
存儲器210可以包括計算機可讀指令，當所述計算機可讀指令由控制模塊206的處理器執行時，所述計算機可讀指令使起搏器100執行貫穿本公開歸屬於起搏器100的各種功能。計算機可讀指令可以被編碼在存儲器210內。存儲器210可以包括任何非暫時性計算機可讀存儲介質，包括任何易失性介質、非易失性介質、磁性介質、光學介質或電介質，諸如隨機存取存儲器（RAM）、只讀存儲器（ROM）、非易失性RAM（NVRAM）、電可擦除可編程ROM（EEPROM）、快閃記憶體、或其他數字介質，唯一的例外是瞬時傳播信號。存儲器210存儲控制模塊206用於控制響應於對由聲學接收器212所檢測的觸發信號的檢測而由脈衝發生器202遞送起搏脈衝的間期、計數器、或其他數據。
在一個實施例中，起搏器100僅包括聲學接收器212、脈衝發生器202（所述脈衝發生器包括低壓充電電路和起搏電容器）、電源214、以及控制模塊206（所述控制模塊被實施為用於控制響應於觸發信號檢測而進行的起搏脈衝遞送的邏輯電路）。在此實例中，起搏器100的大小和功能被最小化，並且所述起搏器不包括用於接收生理信號的感測模塊204。
圖12是可以包括在如起搏器100等觸髮式治療遞送裝置中的聲學接收器612的一個示例的框圖。聲學接收器612包括換能器682，所述換能器可以包括一個或多個壓電晶體元件或壓電陶瓷元件。當經受聲學信號時，換能器682產生電輸出信號683。換能器682可以具有相對窄或寬的帶寬，所述帶寬由大約與包括在聲學觸發信號發射裝置中的換能器（例如，在圖4中所示出的發射裝置18的換能器46）的中心頻率相匹配的中心頻率來表徵。整流和濾波電路684接收電輸出信號683，以便產生與換能器682所轉換的聲學信號相互關聯的經整流和濾波的信號685。經整流且經濾波的信號685被提供作為比較器686的輸入。比較器686接收與經整流和濾波的信號685進行比較的檢測閾值信號V閾值（Vthresh）687。當信號685超過V閾值687時，產生觸發檢測信號616，並將其傳送至起搏器控制模塊206（或者直接至脈衝發生器202）以便觸發起搏脈衝遞送。
圖13是向比較器686提供的經整流和濾波的電壓信號685的繪圖。當信號685越過V閾值687時，起搏器脈衝發生器202通過起搏電極162和164來對起搏電容器進行放電從而遞送起搏脈衝690。在一個示例中，根據信號685的上升V越限693，信號690的前緣692開始。在其他示例中，起搏器100可以被配置成用於在上升V越限693之後的時間延遲之後開始前緣692。
在此示例中，對起搏電容器進行放電，直到信號685在V越限695處降到V閾值687以下為止。一旦信號685在越過695處降到V閾值687以下，就可以通過將起搏電容器從起搏電極162和164處斷開來終止脈衝690，從而使得後緣694以大約等於信號685超過V閾值687的時間間期的脈衝寬度696來終止脈衝690。在其他示例中，在下降的V越限695之後的預定時間延遲內發生後緣694，從而使得遞送具有可能不同於信號685超過V閾值687的時間間期的預定脈衝寬度的起搏信號690。在其他示例中，在由聲學接收器612檢測為有效觸發信號的脈衝模式中，信號685可以包括越過V閾值687多倍的多個脈衝。
在另一個實施例中，除了V閾值687以外，可以添加第二閾值687'來確定在觸發信號685的第一越限693與第二越限693'之間的時間間期697。起搏器100將此時間間期697用於確定觸發信號685的上升（和/或下降）斜率。所確定的斜率698可以用於驗證所檢測的觸發信號；當植入了多個治療遞送裝置時，在旨在用於不同治療遞送裝置的相互排斥的觸發信號之間進行區分；和/或對觸發信號中的起搏脈衝參數設置進行編碼。當斜率698用於驗證觸發信號685時，可以從第一和第二越限693和693'開始在時間上延遲起搏脈衝696的前緣692（例如，通過根據第一越限693來設置起搏定時間期），以便留出控制模塊206對觸發信號685的驗證時間。如果沒有基於斜率698來驗證觸發信號685，那麼可以取消所安排的起搏脈衝。
圖14是根據一個示例的用於控制觸髮式治療遞送裝置的方法的流程圖600。在框602處，例如感測裝置4（圖1和圖1A）或者ICD 14（圖2A）獲取用於感測指示了需要自動治療遞送的事件或條件的一個或多個生理信號（例如，ECG信號、壓力信號、心音信號、或者其他生理信號）。在框604處，感測裝置基於（多個）感測的生理信號來檢測治療需要。感測裝置不需要直接被電耦合至觸髮式治療遞送裝置，例如，圖1A的治療遞送裝置6或者圖2A的起搏器100。在框606處，感測裝置生成控制信號，所述信號被直接傳送至與感測裝置有線連接的聲學發射裝置（例如，分別在圖1A、圖2A或圖2B中所示出的裝置5，18或60）。可替代地，在框606處，感測裝置生成控制信號，所述控制信號由遙測通信模塊進行編碼並且被無線地傳輸至聲學發射裝置。
在框608處，發射裝置響應於接收到控制信號而生成聲學觸發信號。在框610處，觸髮式治療遞送裝置接收聲學觸發信號。在框612處，響應於檢測到聲學觸發信號，治療遞送裝置自動地遞送治療。如果沒有檢測到聲學觸發信號，那麼在框604處，感測裝置繼續監測生理信號。
圖15是用於控制由觸發的起搏器100自動地遞送的心臟起搏治療的方法的流程圖700。在框702處，感測裝置4或14獲取ECG信號。感測裝置可以被配置成用於使用在感測裝置4和/或從感測裝置4延伸的引線上承載的電極來監測ECG信號的僅感測裝置（例如，如在圖1B中所示出的感測裝置4）。感測裝置可能或可能不能夠遞送治療。在一個示例中，感測裝置包括用於治療快速心律失常的復律/除顫能力，比如，在圖2A中所示出的ICD 14。如上所描述的，感測裝置可以被配置成用於監測ECG，以便檢測起搏需要、檢測VT和VF需要、以及根據需要遞送衝擊治療需要。感測裝置可以是胸腔外裝置（例如，植入在皮下或肌肉下袋中）或者胸腔內裝置，並且不需要與起搏器100有線連接。
如果需要起搏治療，如在框704處基於感測的ECG信號來確定的，那麼在框706處，由感測裝置來生成控制信號95。控制信號95可以是通過有線連接或者通過如RF通信信號等無線遙測信號的轉換或傳輸來直接傳送至聲學發射裝置（例如，發射裝置5，18或60）的電信號。
在框708處，聲學發射裝置響應於從感測裝置中接收到控制信號而生成聲學觸發信號。如果起搏器100檢測到聲學觸發信號，如在框710處所確定的，那麼在框712處，響應於觸發信號檢測而遞送一個或多個起搏脈衝。如果沒有檢測到聲學觸發信號，那麼感測裝置4或14針對（多個）起搏脈衝需要而繼續監測ECG信號。
在一些示例中，因為可以將更多電有效信號用於觸發發射裝置5，18或60來發射聲學信號，所以源自感測裝置4或14的控制信號95不是聲學信號。在其他示例中，感測裝置4或14可以將聲學控制信號傳送至充當聲學中繼裝置的發射裝置5，18或60。聲學中繼裝置可以在發送模式和接收模式之間交替，在所述模式中，所述聲學中繼裝置從感測裝置4或14中接收聲學控制信號，並且之後將聲學觸發信號發送至起搏器100。
圖16是根據一個實施例用於控制心臟再同步治療（CRT）的方法的流程圖800。在框802處，感測裝置4或14接收用於分別感測伴隨心房和心室的極化的P波和/或R波的ECG信號。感測裝置可以是如在圖1B中所示出的僅感測裝置4或者如在圖2A和圖3中所示出的ICD 14。在框804處，感測定時事件（即，P波或R波）使得在感測裝置4或14中開始起搏逸搏間期。在所示的示例中，在框806，開始LV起搏逸搏間期。LV起搏逸搏間期可以基於感測的R波的開始、感測的P波的開始、或者在框804處在ECG信號上標識的其他時間點。
如果起搏逸搏間期到期（框808），那麼由感測裝置4或14產生如在圖4中所示出的控制信號95，並且在框810處將其發送至聲學觸發信號發射裝置5，18或60。由感測裝置4或14產生的控制信號95可以是通過有線導體發送至發射裝置5，18或60的電信號，所述有線連接將感測裝置4或14耦合至發射裝置5，18或60。如上所描述的，可以在感測裝置4或14或者連接器塊內或者沿著所述感測裝置或者連接器塊容納發射裝置5或18。可替代地，可由耦合至感測裝置4或14的引線來承載發射裝置18或60。
在其他示例中，由感測裝置4或14所產生的控制信號被轉換成被傳輸至包括在發射裝置中的接收器的無線遙測通信信號。發射裝置可以是被植入在遠離感測裝置的位置處的無引線裝置，或者可以由從感測裝置4或14處延伸的引線來承載，但是被配置成用於接收如RF信號等無線遙測信號。
在框812處，在從感測裝置4或14中接收到控制信號時，發射裝置生成聲學觸發信號。被植入在LV中的心內起搏器100被配置成用於檢測聲學觸發信號。如果起搏器100檢測到聲學觸發信號，如在框814處所確定的，那麼在框816處，起搏器100遞送LV起搏脈衝。如果沒有檢測到聲學觸發信號，那麼感測裝置4或14繼續從用於控制起搏定時間期並且根據需要生成控制信號的ECG信號中感測事件。
圖17是時序圖900，描繪了由發射裝置發射的觸發信號901以及由觸髮式治療遞送裝置（例如，起搏器100）的聲學接收器（例如，聲學接收器212）產生的觸發檢測信號918。在各種實施例中，觸發信號901可以包括兩個或更多個脈衝（T1至T4）902，904，906和908，在所期望的脈衝寬度內，所述脈衝中的每一個脈衝以所期望的工作頻率（例如，1MHz）發射。以預定脈衝間期910，912和914來發送觸發信號脈衝902，904，906和908，在圖17中，所述脈衝間期被示出為是相等的脈衝間期，但是所述脈衝間期可以是如根據指定的觸發信號模式來由預定脈衝間間期所限定的不相等的間期。
由治療遞送裝置進行的對第一觸發信號脈衝902的檢測使治療遞送裝置的聲學接收器產生觸發檢測信號（TD1）920。TD信號920使接收器開始噪聲抑制間期（NRI）930。如果在NRI 930內檢測到任何觸發信號脈衝，那麼隨著噪聲檢測抑制第一TD信號920。下一次檢測到觸發脈衝時，聲學接收器將重新開始NRI 930。
如果在NRI 930內沒有檢測到觸發信號脈衝，那麼在NRI 930到期時開始有效檢測間期（DI）940。如果在DI 940內檢測到觸發信號脈衝904，那麼由沒有任何TD信號的NRI 930所分離的兩個TD信號920和922被標識為有效觸發信號脈衝。治療遞送裝置控制模塊206將聲學接收器產生的兩個TD信號920和922用於檢測有效觸發信號。
有效TD信號922使得在DI 940到期時開始NRI 932。根據觸發信號901的已知預定脈衝間間期910，912和914，下一個NRI 932可以等於或者不等於第一NRI 930。在NRI 932內檢測的任何脈衝被作為噪聲被抑制，並且TD1 920和TD2 922兩者可以被作為噪聲被抑制。下一次聲學接收器檢測到脈衝時，可以重新開始第一NRI 930。
如果下一個NRI 932到期而沒有TD信號，那麼開始有效DI 942。聲學接收器在有效DI 942內響應於第三觸發信號脈衝906而產生的TD信號924是對有效觸發信號901的指示。在DI 942到期時，如果在第三NRI 934內沒有檢測到脈衝，那麼在DI 944之後開始第三NRI 934。在DI 944內將第四觸發信號脈衝908檢測為有效觸發信號脈衝。
在此示例中，有效觸發信號901包括在指定的間期910至914中的第四脈衝902至908。有效觸發信號可以被定義成具有大於或者小於四的另一數量的脈衝。在說明性示例中，在四個有效檢測間期940，942和944內檢測到四個連續的TD信號920至926之後，聲學接收器檢測到有效觸發信號901，在NRI930，932和934內沒有觸發檢測信號。治療遞送裝置100將響應於檢測到有效觸發檢測信號920至926而遞送起搏脈衝。以此方式，可以可靠地檢測用於在存在聲學噪聲的情況下觸發治療遞送裝置100的觸發信號，比如，在超聲成像程序期間。
因此，已經根據說明性實施例來描述了包括聲學觸髮式治療遞送裝置的醫療裝置系統的各種示例以及用於觸發治療遞送裝置來向患者遞送治療的方法的各種示例。然而，本領域的普通技術人員還將理解，可以在不脫離以下權利要求書的範圍的狀況下對所描述的實施例做出不同的修改。