用於僅在消隱時段之間的時間期間與植入式無引線心臟起搏器通信的醫療裝置的製作方法
2023-10-04 20:57:49 3
本申請要求於2014年8月6日提交的美國臨時申請No.62/033,932、於2014年8月6日提交的美國臨時申請No.62/033,978、於2014年8月6日提交的美國臨時申請No.62/033,998以及於2014年8月6日提交的美國臨時申請No.62/034,017的權益，其全部公開內容通過引用併入本文。
技術領域
本公開一般涉及醫療裝置，並且更特別地涉及多裝置系統中的醫療裝置之間的通信。
背景技術：
起搏器械可以被用於治療患有各種心臟疾病的患者，該心臟疾病可能導致心臟將足夠量的血液遞送到患者身體的能力降低。這些心臟疾病可導致快速、不規則和/或低效的心臟收縮。為了幫助減輕這些疾病中的某些，可以將各種裝置(例如，起搏器、除顫器等)植入患者的身體中。這樣的裝置可以監視並向心臟提供電刺激，以幫助心臟以更正常、高效和/或安全的方式操作。在一些情況下，患者可以具有多個植入裝置，包括意圖治療身體的其他部分的裝置。
技術實現要素：
本公開一般涉及用於使用患者體內的多個植入裝置來協調異常心臟活動的治療的系統和方法。可以設想的是，多個植入裝置可以根據需要而包括例如起搏器、除顫器、診斷裝置和/或任何其他合適的植入式裝置。多個植入裝置可以例如通過在裝置之間發送通信脈衝而彼此通信。在一些示例中，第一裝置可以使用通信脈衝來形成消息，用於致使第二裝置(作為一些非限制性示例)：向第二裝置的一個或多個數據存儲模塊寫入數據、從第二裝置的一個或多個數據存儲模塊讀取數據、將響應消息發送回第一裝置、設置第二裝置的地址或者復位第二裝置。本公開設想了其他消息和消息功能。
在第一示例中，一種醫療裝置包括：通信模塊，用於通過身體組織與植入式無引線心臟起搏器通信；控制器，其可操作地耦接到所述通信模塊，其中所述控制器被配置為：識別固有心跳和/或起搏脈衝；在固有心跳的每次發生和起搏脈衝的每次發生之後提供消隱時段；並且僅在所述消隱時段之間的時間期間經由所述通信模塊與所述植入式無引線心臟起搏器通信。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置可以經由傳導通信與植入式無引線心臟起搏器通信。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，為了經由傳導通信與植入式無引線心臟起搏器通信，控制器可以被配置為經由通信模塊提供通過身體組織的多個通信脈衝，其中通信脈衝的每個低於心臟的捕獲閾值。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，通信脈衝是雙相通信脈衝。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，控制器還可以被配置為：確定通信脈衝的脈衝幅度和脈衝寬度的至少一個組合，其在通過身體組織被遞送時不捕獲心臟；並且經由通信模塊提供通過身體組織的多個通信脈衝，其中所述通信脈衝具有確定出的脈衝幅度和脈衝寬度的至少一個組合。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，為了經由傳導通信與植入式無引線心臟起搏器通信，控制器可以被配置為經由通信模塊通過傳導通信來將預定長度的一個或多個消息傳送到植入式無引線心臟起搏器。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，為了經由傳導通信與植入式無引線心臟起搏器通信，控制器可以被配置為經由通信模塊將第一消息傳送到植入式無引線心臟起搏器。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果在控制器經由傳導通信將第一消息傳送到植入式無引線心臟起搏器的同時發生固有心跳，則醫療裝置可以被配置為提供第一消隱時段，並且在所述第一消隱時段期滿之後經由所述通信模塊將所述第一消息重新發送到所述植入式無引線心臟起搏器。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果在控制器通過傳導通信將第一消息傳送到植入式無引線心臟起搏器的同時發生起搏脈衝，則醫療裝置可以被配置為提供第二消隱時段，並且在所述第二消隱時段期滿之後經由所述通信模塊將所述第一消息重新發送到所述植入式無引線心臟起搏器，其中所述第二消隱時段長於所述第一消隱時段。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，為了與植入式無引線心臟起搏器通信，控制器還可以被配置為響應於第一消息經由通信模塊通過傳導通信來接收第二消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果控制器在發送第一消息之後的預定時段內未能經由通信模塊接收到第二消息，則控制器還可以被配置為經由通信模塊通過傳導通信重發所述第一消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，控制器還可以被配置為：在每個固有心跳之後提供第一消隱時段；並且在每個起搏脈衝之後提供第二消隱時段，其中所述第二消隱時段長於所述第一消隱時段。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置是植入式醫療裝置。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置是皮下植入式心律轉復除顫器(S-ICD)。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置是外部醫療裝置。
在另一個示例中，一種用於在多個醫療裝置之間通信的方法，其中多個醫療裝置中的至少一個是植入式醫療裝置，包括：感測心電信號；確定固有心跳的發生；在固有心跳的每次發生之後提供消隱時段；並且除了在消隱時段期間之外，允許第一醫療裝置和第二醫療裝置之間的通信。
可替代地或另外地，上述示例的任一個還可以包括確定起搏脈衝的發生，並且在起搏脈衝的每次發生之後提供消隱時段。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，第一醫療裝置和第二醫療裝置都是植入式醫療裝置。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，第一醫療裝置和第二醫療裝置之間的通信包括通過身體組織的傳導通信。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，在固有心跳的每次發生和起搏脈衝的每次發生之後提供消隱時段包括：在固有心跳的每次發生之後提供第一消隱時段，並且起搏脈衝的每次發生之後提供第二消隱時段，其中所述第二消隱時段長於所述第一消隱時段。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，第一醫療裝置和第二醫療裝置之間的通信包括傳送預定長度的一個或多個消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，在第一醫療裝置和第二醫療裝置之間的通信包括經由傳導通信將第一消息從第一醫療裝置傳送到第二醫療裝置。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果在第一醫療裝置經由傳導通信將第一消息從第一醫療裝置發送到第二醫療裝置的同時發生固有心跳，則提供第一消隱時段並且在第一消隱時段期滿之後重新發送第一消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果在第一醫療裝置經由傳導通信將第一消息從第一醫療裝置發送到第二醫療裝置的同時發生起搏脈衝，則提供第二消隱時段並在對應的第二消隱時段期滿之後重新發送第一消息，其中所述第二消隱時段長於所述第一消隱時段。
可選地或另外地，在上述示例的任一個中，在第一醫療裝置和第二醫療裝置之間的通信包括響應於第一消息經由傳導通信從第二醫療裝置將第二消息發送到第一醫療裝置。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果第一醫療裝置在發送第一消息之後的預定時段內未能接收到第二消息，則重新發送第一消息。
在又一示例中，一種醫療裝置，包括：通信模塊，用於通過身體組織與植入式無引線心臟起搏器通信；以及控制器，其可操作地耦接到所述通信模塊，其中所述控制器被配置為：識別固有心跳；在固有心跳的每次發生之後提供消隱時段；並且僅在所述消隱時段之間的時間期間經由所述通信模塊與所述植入式無引線心臟起搏器通信。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，控制器還可以被配置為：識別起搏脈衝；並且在起搏脈衝的每次發生之後提供消隱時段。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置是皮下植入式心臟復律器。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，通信模塊經由傳導通信與植入式無引線心臟起搏器通信。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，通信模塊通過提供通過身體組織的多個通信脈衝來與植入式無引線心臟起搏器通信，其中通信脈衝的每個低於心臟的捕獲閾值。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，控制器還可以被配置為：在每個固有心跳之後提供第一消隱時段；並且在每個起搏脈衝之後提供第二消隱時段，其中所述第二消隱時段長於所述第一消隱時段。
在又一個示例中，一種被配置為向患者的心臟遞送電刺激治療的醫療裝置系統，所述系統包括：植入式無引線心臟起搏器，其被配置為向患者的心臟遞送電刺激治療；醫療裝置，其通信地耦接到所述植入式無引線心臟起搏器並且被配置為：識別固有心跳；並且僅在除識別出的固有心跳期間之外的時間在所述醫療裝置和所述植入式無引線心臟起搏器之間發起通信消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置還可以被配置為：識別起搏脈衝；並且僅在除識別出的固有心跳和識別出的起搏脈衝期間之外的時間在所述醫療裝置和所述植入式無引線心臟起搏器之間發起通信消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置還可以被配置為：在每個識別出的固有心跳和每個識別出的起搏脈衝之後提供消隱時段；並且除了在消隱時段期間之外，允許在醫療裝置和植入式無引線心臟起搏器之間發起通信消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，醫療裝置還可以被配置為：在每個識別出的固有心跳之後提供第一消隱時段；並且在每個識別出的起搏脈衝之後提供第二消隱時段，其中所述第二消隱時段比所述第一消隱時段長。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果在醫療裝置與植入式無引線心臟起搏器之間傳送消息的同時醫療裝置識別出固有心跳，則醫療裝置還被配置為提供第一消隱時段並且在第一消隱時段期滿之後重新發送消息。
可替代地或另外地，在上述示例的任一個中，如果在醫療裝置與植入式無引線心臟起搏器之間傳送消息的同時醫療裝置識別出起搏脈衝，則所述醫療裝置還被配置為提供第二消隱時段，並且在第二消隱時段期滿之後重新發送所述消息，其中所述第二消隱時段長於所述第一消隱時段。
另外，應當理解，上面描述的方法的任一個可以由上面描述的裝置和/或系統的任一個來執行。當然，所述方法還可以由沒有在上面明確描述的裝置和/或系統來執行，但是其具有執行如描述的方法的能力。
上述發明內容並不意圖描述本公開的每個實施例或每個實施方式。通過參考結合附圖的以下描述和權利要求，本公開的優點和成就以及對本公開更全面理解將變得顯而易見並且被領會到。
附圖說明
結合附圖而考慮各種說明性實施例的以下描述可更全面地理解本公開，其中：
圖1示出了根據本公開的一個示例的具有電極的示例性無引線心臟起搏器(LCP)的框圖；
圖2示出了根據本公開的一個示例的示例性醫療感測裝置的框圖；
圖3示出了根據本公開的一個示例的示例性基於引線的醫療裝置的框圖；
圖4示出了根據本公開的一個示例的示例性外部醫療裝置的框圖；
圖5是根據本公開的示例的包括了多個醫療裝置的系統的示意圖；
圖6A-圖6D是示出了根據本公開的示例的通信脈衝的示意圖；
圖7示出了根據本公開的方面的脈衝幅度對脈衝寬度的說明性曲線圖；
圖8是根據本公開的一個示例的用於生成通信脈衝的示例電路的示意圖；
圖9是根據本公開的一個示例的用於接收通信脈衝的示例電路的示意圖；
圖10示出了根據本公開的示例的示出相對於彼此的由醫療裝置遞送的示例通信脈衝的說明性時序圖；
圖11示出了根據本公開的示例的說明性命令消息結構；
圖12示出了根據本公開的示例的說明性響應消息結構；
圖13是可以由醫療裝置或醫療裝置系統(諸如相對於圖1-圖4描述的說明性醫療裝置和醫療裝置系統)實施的說明性方法的流程圖；
圖14示出了根據本公開的示例的示出了與示例響應消息的通信有關的示例命令消息的通信的說明性時序圖；
圖15示出了根據本公開的示例的示出了與心動周期有關的示例命令消息和響應消息對的通信的說明性時序圖；並且
圖16是可以由醫療裝置或醫療裝置系統(諸如相對於圖1-圖5描述的說明性醫療裝置和醫療裝置系統)實施的說明性方法的流程圖。
雖然本公開適於各種修改和替代形式，但是其細節已經藉由附圖中的示例被示出並且將被詳細描述。然而，應當理解，意圖不是將本公開的方面限制於描述的特定說明性實施例。相反，意圖是涵蓋落入本公開的精神和範圍內的所有修改、等同物和替代方案。
具體實施方式
應當參考其中將不同附圖中的類似元件相同地編號的附圖來閱讀以下描述。本描述和不一定按比例的附圖描繪說明性實施例，並不意圖限制本公開的範圍。
正常的健康的心臟通過遍及整個心臟傳導固有地生成的電信號而引發收縮。這些固有信號促使心臟的肌細胞或組織收縮。此收縮迫使血液從心臟出來和進入心臟，提供遍及身體的其餘部分的血液循環。然而，許多患者患有影響其心臟的此收縮性的心臟疾病。例如，某些心臟可能產生不再生成或傳導固有電信號的患病組織。這樣的患者可能需要醫療裝置以向他們的心臟提供起搏治療，以促使他們的心臟收縮和泵血。
圖1-圖4總體上描繪了可以被用於向患者的心臟遞送起搏治療(例如包括起搏脈衝)的系統中的植入式醫療裝置。一些系統可以包括多個醫療裝置，諸如相對於圖1-圖4描述的那些，其可以協調將起搏治療遞送到心臟。雖然被配置為向患者的心臟遞送治療的醫療裝置被用作示例多裝置系統，但是本公開不應被如此限制。其他多裝置系統被設想，包括具有植入式神經刺激器、植入式僅感測裝置和/或如所期的任何其他合適的醫療裝置的系統。本公開描述了用於在這樣的多裝置系統的裝置之間進行通信的技術。
圖1描繪了示例性無引線心臟起搏器(LCP)，其可以被植入患者，並且可以操作以例如通過適當地遞送起搏脈衝來向患者的心臟遞送一種或多種類型的起搏治療。在一些示例中，LCP可以根據一種或多種治療技術(諸如心動過緩治療、速率反應起搏治療、抗心動過速起搏(ATP)治療、心臟再同步治療(CRT)和/或除顫治療等等)來遞送起搏脈衝。如在圖1中可以看出，LCP 100可以是具有容納在LCP 100內或直接在外殼120上的所有組件的緊湊裝置。如圖1的示例中示出的，LCP 100可以包括通信模塊102、脈衝發生器模塊104、電感測模塊106、機械感測模塊108、處理模塊110、電池112和電極114。
通信模塊102可以被配置為與位於LCP 100外部的諸如傳感器或其他醫療裝置等的裝置通信。這樣的裝置可以位於患者身體的外部或內部。不論位置如何，外部裝置(即，在LCP 100外部但不一定在患者身體外部)可以經由通信模塊102與LCP 100通信以完成一個或多個所期功能。例如，LCP 100可以通過通信模塊102將諸如感測到的電信號、指令、其他消息和/或數據的信息傳送到外部醫療裝置。外部醫療裝置可以使用傳送的數據和/或消息來執行各種功能，諸如確定心律失常的發生、遞送電刺激治療、存儲接收到的數據和/或其他功能。LCP 100可以另外地通過通信模塊102從外部醫療裝置接收指令、數據和/或其他消息，並且LCP 100可以使用接收到的指令、數據和/或其他消息來執行各種功能，諸如確定心律失常的發生、遞送電刺激治療、存儲接收到的數據和/或其他功能。通信模塊102可以被配置為使用用於與外部裝置通信的一個或多個方法。例如，通信模塊102可以經由傳導通信信號(conducted communication signal)、射頻(RF)信號、電感耦合、光信號、聲信號和/或適於通信的任何其他信號進行通信。將參考其他附圖更詳細地討論LCP 100和其他裝置之間的說明性通信技術。
在示出的示例中，脈衝發生器模塊104可以被電連接到一個或多個電極114。在一些示例中，LCP 100可以另外地包括電極114』。在這樣的示例中，脈衝發生器模塊104可以被另外地電連接到一個或多個電極114』。脈衝發生器模塊104可以被配置為生成電刺激信號，諸如起搏脈衝。例如，脈衝發生器模塊104可以通過使用被存儲在LCP 100內的電池112中的能量來生成電刺激信號，並且經由電極114和/或114』將生成的電刺激信號遞送到患者的組織。在至少一些示例中，脈衝發生器模塊104或LCP 100還可以包括切換電路，以選擇性地將電極114和/或114』中的一個或多個連接到脈衝發生器模塊104，以便選擇脈衝發生器104經由哪些電極114/114』遞送電刺激信號。脈衝發生器模塊104可以生成具有特定特徵或特定序列的電刺激信號，以便提供多個不同電刺激治療中的一個或多個。例如，脈衝發生器模塊104可以被配置為生成電刺激信號以提供電刺激治療，以對抗心動過緩心律失常、快速性心律失常的心律失常、纖維性顫動心律失常和/或心臟同步心律失常。在其他示例中，脈衝發生器模塊104可以被配置為生成電刺激信號，以提供與本文描述的那些不同的電刺激治療，從而治療一個或多個檢測到的心律失常。
在一些示例中，LCP 100可以包括電感測模塊106和機械感測模塊108。電感測模塊106可以被配置為感測心臟的心電活動。例如，電感測模塊106可以被連接到一個或多個電極114/114』，並且電感測模塊106可以被配置為接收通過電極114/114』傳導的心電信號。在一些示例中，心電信號可以表示來自其中植入LCP 100的腔室的局部信息。例如，如果LCP 100被植入心臟的心室內，則由LCP 100通過電極114/114』感測到的心電信號可以表示心室心電信號。機械感測模塊108可以包括或被電連接到各種傳感器，諸如加速度計、血壓傳感器、心音傳感器、血氧傳感器和/或其他傳感器，其測量心臟和/或患者的一個或多個生理參數。電感測模塊106和機械感測模塊108都可以進一步被連接到處理模塊110，並且可以向處理模塊110提供表示感測到的心電活動和/或生理參數的信號。雖然相對於圖1被描述為分離的感測模塊，但是在一些示例中，電感測模塊106和機械感測模塊108可以被組合成單個模塊。
在一些情況下，處理模塊110可以被配置為控制LCP 100的操作。例如，處理模塊110可以被配置為從電感測模塊106接收心電信號和/或從機械感測模塊108接收生理參數。基於接收到的信號，處理模塊110可以確定心律失常的發生和類型。基於任何確定出的心律失常，處理模塊110可以控制脈衝發生器模塊104根據一個或多個電刺激治療來生成電刺激，以治療確定出的心律失常。處理模塊110還可以從通信模塊102接收信息。在一些示例中，代替從電感測模塊106和/或機械感測模塊108接收到的信息或者除了其之外，處理模塊110還可以使用這樣接收到的信息來確定心律失常是否發生、確定心律失常的類型和/或確定響應於該信息採取特定動作。處理模塊110可以另外地控制通信模塊102向其他裝置發送信息。
在一些示例中，處理模塊110可以包括預編程晶片，諸如超大規模集成(VLSI)晶片或專用集成電路(ASIC)。在這樣的實施例中，可以使用控制邏輯來對晶片進行預編程，以便控制LCP 100的操作。通過使用預編程晶片，處理模塊110可以在能夠維持基本功能的同時使用比其他可編程電路更少的電力，從而增加LCP 100的電池壽命。在其他示例中，處理模塊110可以包括可編程微處理器等。這種可編程微處理器可以允許用戶在製造之後調整LCP 100的控制邏輯，從而允許LCP 100比在使用預編程晶片時更大的靈活性。在一些示例中，處理模塊110還可以包括存儲器電路，並且處理模塊110可以在存儲器電路上存儲信息和從存儲器電路讀取信息。在其他示例中，LCP 100可以包括與處理模塊110通信的分離的存儲器電路(未示出)，使得處理模塊110可以從分離的存儲器電路讀取信息和向其寫入信息。存儲器電路(無論是處理模塊110的一部分還是與處理模塊110分離)可具有例如八位的地址長度。然而，在其他示例中，存儲器電路可具有十六、三十二或六十四位的地址長度或適合的任何其他位長度。另外，存儲器電路可以是易失性存儲器、非易失性存儲器或易失性存儲器和非易失性存儲器的組合。
電池112可以向LCP 100提供電源以用於其操作。在一些示例中，電池112可以是不可再充電的基於鋰的電池。在其他示例中，不可再充電電池可以由本領域已知的其他合適的材料製成。由於LCP 100是植入式裝置，因此對LCP 100的訪問可能被限制。在這種情況下，需要具有足夠的電池容量以在延長的治療時段(例如數天、數周、數月或數年)內遞送治療。在一些示例中，電池110可以是可再充電電池，以便促進增加LCP 100的可用壽命。
如圖1中描繪的，LCP 100可以包括電極114，其可以相對於外殼120被固定，但暴露於LCP 100周圍的組織和/或血液。在一些情況下，電極114通常可以被布置在LCP 100的任一端並且可以與模塊102、104、106、108和110中的一個或多個電通信。在一些示例中，LCP 100可以另外地包括一個或多個電極114』。電極114』可以被定位在LCP 100的側面上，並且增加LCP 100可以通過其來感測心電活動和/或遞送電刺激的電極的數量。電極114和/或114』可以由一種或多種生物相容性導電材料製成，諸如已知為可安全植入人體內的各種金屬或合金。在一些情況下，被連接到LCP 100的電極114和/或114』可以具有將電極114與相鄰電極、外殼120和/或其他材料電隔離的絕緣部分。在一些情況下，電極114和/或114』可與外殼間隔開並通過連接線連接。在這樣的實施例中，電極114和/或114』可以被放置在從外殼120延伸的尾部上。
可以設想的是，電極114和/或114』可以具有各種尺寸和/或形狀中的任一種，並且可以以多種距離中的任一種間隔開。例如，電極114可以具有二至二十毫米(mm)的直徑。然而，在其他示例中，電極114和/或114』可以具有二、三、五、七毫米(mm)的直徑或任何其他合適的直徑、尺寸和形狀。在一些情況下，電極114和/或114』可具有零、一、三、五、十毫米(mm)的長度或任何其他合適長度，其中長度是遠離外殼120延伸的電極114和/或114』的尺寸。另外，電極114和/或114』中的至少一些可以彼此間隔二十、三十、四十、五十毫米(mm)的距離或任何其他合適的距離。單個裝置的電極114和/或114』可以相對於彼此具有不同的尺寸，並且裝置上的電極的間隔可以不均勻。
為了將LCP 100植入患者體內，操作者(例如，醫生、臨床醫生等)可將LCP 100固定到患者心臟的心臟組織。為了促進固定，LCP 100可以包括一個或多個錨定件116。錨定件116可以包括任何數量的固定或錨定機構。例如，錨定件116可以包括一個或多個銷、卡釘、螺絲、螺釘、螺旋件和/或尖齒等。在一些示例中，儘管未示出，但是錨定件116可在其外表面上包括可沿著錨定件116的至少一部分長度行進的螺紋。該螺紋可以提供心臟組織和錨定件之間的摩擦，以幫助將錨定件116固定在心臟組織內。在其他示例中，錨定件116可以包括其他結構，諸如倒刺或長釘等，以促進與周圍的心臟組織的嚙合。
圖2描繪了示例性醫療裝置MD 200，其可以被植入到患者體內並且可以操作以感測表示患者的生理狀況的一個或多個信號。如在圖2中可以看到的，MD 200可以是具有被容納在MD 200內或直接在外殼220上的所有組件的緊湊裝置。如圖2中示出的，MD 200可以包括通信模塊202、電感測模塊206、機械感測模塊208、處理模塊210、電池212和電極214/214』。
在一些示例中，MD 200可以類似於如相對於圖1描述的LCP 100。例如，通信模塊202、電感測模塊206、機械感測模塊208、處理模塊210、電池212和電極214/214』可以類似於如相對於圖1描述的通信模塊102、電感測模塊106、機械感測模塊108、處理模塊110、電池112和電極114/114』。然而，MD 200可以不包括脈衝發生器模塊。例如，MD 200可以是專用傳感器裝置。因此，在一些示例中，MD 200可以以少量微小硬體差異地與LCP 100相同。可替代地，除了可能被禁用或不被使用的一個或多個組件(諸如脈衝發生器模塊)之外，MD 200可以包括LCP 100的所有組件。
在其他示例中，MD 200可以包括與LCP 100基本上不同的硬體。例如，MD 200可以在尺寸上與LCP 100基本不同，這是因為MD 200可能由於MD 200的典型植入位置而造成不需要與LCP 100一樣嚴格的尺寸約束。在這樣的示例中，MD 200可以包括比LCP 100更大的電池和/或更強大的處理單元。
圖3描繪了另一個裝置、醫療裝置(MD)300的示例，其可以與圖1的LCP 100結合使用，以便檢測和治療心律失常和其他心臟疾病。在示出的示例中，MD 300可以包括通信模塊302、脈衝發生器模塊304、電感測模塊306、機械感測模塊308、處理模塊310和電池318。這些模塊中的每個可以類似於LCP 100的模塊102、104、106、108和110。另外，電池318可以類似於LCP 100的電池112。然而，在一些示例中，MD 300可以在外殼320內具有較大的體積。在這樣的示例中，MD 300可以包括更大的電池和/或能夠處理比LCP 100的處理模塊110更複雜的操作的更大的處理模塊310。
雖然MD 300可以是諸如圖1中示出的另一無引線裝置，但在一些情況下，MD 300可以包括諸如引線312的引線。引線312可以包括在電極314和位於外殼內的一個或多個模塊之間傳導電信號的電線。在一些情況下，引線312可以被連接到MD 300的外殼320並遠離該外殼320延伸。在一些示例中，引線312被植入在患者的心臟上、內部或與其相鄰。引線312可以包含一個或多個電極314，其被定位在引線312上的各個位置以及距外殼320各個距離處。一些引線312可以僅包括單個電極314，而其他引線312可以包括多個電極314。通常，電極314被定位在引線312上，使得當引線312被植入患者體內時，一個或多個電極314被定位以執行所期功能。在一些情況下，一個或多個電極314可以與患者的心臟組織接觸。在其他情況下，一個或多個電極314可以被皮下植入但鄰近患者的心臟。電極314可以將固有生成的心電信號傳導至引線312。引線312繼而可以將接收到的心電信號傳導至MD 300的模塊302、304、306和308中的一個或多個。在一些情況下，MD 300可以生成電刺激信號，並且引線312可以將生成的電刺激信號傳導至電極314。電極314然後可以將電刺激信號傳導至患者的心臟組織(直接地或間接地)。
引線312可另外地包含被配置為測量心臟和/或患者的一個或多個生理參數的一個或多個傳感器，諸如加速度計、血壓傳感器、心音傳感器、血氧傳感器和/或其他傳感器。在這樣的示例中，機械感測模塊308可以與引線312電通信，並且可以接收從這種傳感器生成的信號。
雖然不是必需的，但是在一些示例中，MD 300可以是植入式醫療裝置。在這樣的示例中，MD 300的外殼320可以被植入在例如患者的經胸部區域中。外殼320通常可以包括對於在人體中的植入是安全的多種已知材料中的任一種，並且可以在被植入時針對患者身體的流體和組織將MD 300的各種組件氣密密封。
在一些情況下，MD 300可以是植入式心臟起搏器(ICP)。在這些示例中，MD 300可以具有被植入在患者心臟上或患者心臟內的一個或多個引線，例如引線312。一個或多個引線312可以包括與患者心臟的心臟組織和/或血液接觸的一個或多個電極314。MD 300可以被配置為感測固有地生成的心電信號並且基於對感測到的信號的分析來確定例如一個或多個心律失常。MD 300可以被配置為經由被植入心臟內的引線312遞送CRT、ATP治療、心動過緩治療和/或其他治療類型。在一些示例中，MD 300可以另外地被配置為提供除顫治療。
在一些情況下，MD 300可以是植入式心律轉復除顫器(ICD)。在這樣的示例中，MD 300可以包括被植入患者心臟內的一個或多個引線。MD 300還可以被配置為感測心電信號、基於感測到的心電信號確定快速性心律失常的發生、並且響應於確定快速性心律失常的發生而遞送除顫治療。在其他示例中，MD 300可以是皮下植入式心律轉復除顫器(S-ICD)。在其中MD 300是S-ICD的示例中，引線312之一可以是皮下植入的引線。在其中MD 300是S-ICD的至少一些示例中，MD 300可以僅包括被皮下植入但在胸腔外部的單個引線，然而這不是必需的。
在一些示例中，MD 300可以不是植入式醫療裝置。而是，MD 300可以是患者身體外部的裝置，並且電極314可以是被放置在患者身體上的皮膚電極。在這樣的示例中，MD 300可能能夠感測表面電信號(例如，由心臟生成的心電信號或由被植入患者體內的裝置產生並通過身體傳導至皮膚的電信號)。在這樣的示例中，MD 300可以被配置為遞送各種類型的電刺激治療，包括例如除顫治療。
圖4描繪了可以與圖1的LCP 100和/或其他醫療裝置結合使用以便檢測和治療心律失常和/或其他心臟疾病的另一裝置、醫療裝置(MD)400的示例。在示出的示例中，MD 400可以包括通信模塊402、脈衝發生器模塊404、電感測模塊406、機械感測模塊408、處理模塊410和電源418。這些模塊中的每個可以類似於LCP 100的模塊102、104、106、108和110。然而，MD 400可以是外部醫療裝置。因此，在一些示例中，電源418可以是將外部(例如從壁式插座)供應的電力轉換成適合於MD 400的形式的電力轉換器。
MD 400可以另外地包括被連接到處理模塊410的顯示器416。顯示器416可以是能夠顯示字母、數字、圖形和其他形式的信息的監視器或其他屏幕。在至少一些示例中，顯示器416能夠接收用戶輸入。例如，顯示器416可以是觸摸敏感顯示器。在其他示例中，MD 400可以包括一個或多個外圍輸入裝置，諸如滑鼠和/或鍵盤。可以設想的是，顯示器416可以被結合到具有MD 400的公共外殼中，或者可以在分離的外殼中。
MD 400可以包括電極414。在其中MD 400是外部醫療裝置的示例中，電極414包括皮膚貼片電極。當電極414被連接到患者的皮膚時，MD 400可以感測在患者體內生成的電信號。在其中MD 400包括脈衝發生器模塊404的示例中，MD 400可以另外地能夠通過電極414向患者遞送電脈衝。例如，MD 400的脈衝發生器模塊404可以被配置為根據通過電極414傳導的一個或多個電刺激治療來生成電刺激脈衝。另外，通信模塊402可以被配置為生成傳導通信信號，其通過電極414傳導並進入身體。機械感測模塊408可以直接地或通信地被連接到一個或多個感測裝置，諸如加速度計、血壓傳感器、心音傳感器、血氧傳感器以及測量心臟和/或患者的生理參數的其他傳感器。
在一些示例中，MD 400可以是用於對一個或多個其他醫療裝置進行編程的編程裝置，諸如圖1-圖3中示出的那些。在這些示例的一些中，MD 400可以不被配置為遞送電刺激治療。用戶可以將一個或多個參數輸入到外部顯示器416和/或另一外圍裝置中，其將輸入的參數發送到處理模塊410。在至少一些示例中，MD 400可以被用於將ID(配對)命令發出到植入式醫療裝置，如隨後相對於表1描述的。處理模塊410可以指示通信模塊402使用一種或多種形式的通信來將接收到的參數或其他參數傳送到其他醫療裝置，所述一種或多種形式的通信諸如傳導通信信號、射頻(RF)信號、電感耦合、光信號、聲信號和/或任何其他合適的信號。本文描述了各種傳導通信技術，通信模塊402可以在傳送這樣的參數和/或其他信息中採用該通信技術。
圖5示出了被連接到醫療裝置系統500的患者540，該醫療裝置系統500包括諸如關於圖1-圖4描述的那些的裝置。圖5示出了被植入或被定位在各個示例位置處的系統500的裝置。例如，LCP 502、504、506都被描繪為被植入在心臟550的不同腔室內。然而，在一些示例中，心臟可以包括被植入在單個腔室內的多個LCP或被植入在心臟550的外部部分上的其他LCP。在其他示例中，LCP可以被植入心臟550的其他腔室中或心臟550的腔室的不同組合中。圖5還描繪了在遠離心臟550的位置處被植入的LCP 518。IMD 508可以是類似於相對於圖3所描述的那些，諸如ICD或S-ICD，其中引線509被連接到電極510並被皮下植入。傳感器516被描繪為靠近患者540的胸部被植入，並且在一些情況下，可以類似於相對於圖2描述的MD 200。傳感器516還可以在遠離心臟的位置處被植入。外部醫療裝置512可以不是植入的醫療裝置。而是，外部醫療裝置512可以通過皮膚貼片電極514等連接到患者540，並且可以類似於如關於圖4描述的MD 400。
LCP 518和傳感器516的遠程位置的示例包括被植入在患者500的頭部、頸部、胸部、經胸部、腹部、上肢和下肢區域中的裝置。另外，遠程位置包括器官或身體結構內或上的植入部位，如在諸如以下器官內或上的位置：腦、肺、口腔、食管、胃、肝、膽囊、腎、胰、脾、腸、結腸、腎上腺、膀胱、子宮、隔膜、骨。遠程位置還包括諸如血管(例如靜脈、動脈)、淋巴管(例如頸靜脈幹、腸幹)和氣道血管(例如氣管、支氣管)的血管中的植入部位。
系統500的裝置可以經由通信通路通信，例如發送和接收數據、指令、消息和/或其他信息。雖然可以設想的是裝置可以使用各種方式進行通信，諸如使用RF信號、電感耦合、光信號或聲信號，但是在至少一些示例中，系統500的裝置可以使用傳導通信進行通信。因此，系統500的裝置可以具有允許這種傳導通信的組件。如上面相對於圖1-圖4討論的，系統500的裝置可以每個具有通信模塊。每個通信模塊可以被配置為生成傳導通信信號，並且經由諸如電極502a、502b、504a、504b、506a、506b、510、514、518a和518b的一個或多個耦合電極將信號發送到患者體內。儘管在圖5中未具體描繪出，但是傳感器516還可以包括一個或多個電極。通信模塊可以另外地被配置為經由一個或多個電極接收傳導通信信號。在一些示例中，裝置可以使用脈衝發生器模塊而不是通信模塊來生成傳導通信信號。
患者的身體組織可以將傳導通信信號從發送裝置傳導至接收裝置。在一些情況下，傳導通信信號可以是電流傳導通信信號。例如，發送裝置可以將傳導通信信號差別地耦接到患者540的身體組織中，並且身體組織用作傳輸線路。一個或多個接收裝置可以提取這些差動信號。這種技術與電容技術相反，在後者中發送的和接收的信號以公共接地源為參考。
關於圖6更詳細地描述的傳導通信信號可以不同於起搏脈衝或其他電刺激治療信號。例如，系統500的裝置可以以對於心臟而言的是亞閾值從而不捕獲心臟的幅度/脈衝寬度組合遞送傳導通信信號。在一些情況下，遞送的傳導通信信號的幅度/脈衝寬度組合可以高於心臟的捕獲閾值，但是如果需要，則可以在心臟的不應期期間被遞送和/或可以被併入起搏脈衝或被調製到起搏脈衝上。
傳導通信信號可以是電壓脈衝、電流脈衝、雙相電壓脈衝、雙相電流脈衝或者根據需要的任何其他合適的電脈衝。在一些示例中，傳導通信信號可以是電壓脈衝和電流脈衝的組合。因此，在其中傳導通信信號包括電壓脈衝的示例中，系統500的裝置可以包括用於諸如在通信模塊或脈衝發生器模塊中的生成電壓脈衝的適當電路。當生成電壓脈衝時，控制電壓的幅度，並且電流的幅度取決於傳輸介質的電壓幅度和電阻。在其中傳導通信信號包括電流脈衝的示例中，系統500的裝置可以包括用於生成電流脈衝的適當電路。當生成電流脈衝時，控制電流的幅度，並且電壓的幅度取決於傳輸介質的電流幅度和電阻。在其中傳導通信信號包括電壓脈衝和電流脈衝兩者的示例中，系統500的裝置可以包括用於生成電壓脈衝和電流脈衝兩者的適當電路。相對於圖6描述了系統500的裝置可以使用的傳導通信信號的一些示例特徵。
傳導通信信號可以以任何適當的方式被調製以編碼傳送的信息。例如，並且在一些情況下，傳導通信信號可以是脈衝寬度調製的。可替代地或另外地，連續的傳導通信信號之間的時間可被調製為編碼所期信息。相對於圖10-圖15描述了用於使用傳導通信信號編碼信息和在裝置之間發送消息的說明性技術。
圖6A-圖6D示出了系統500的裝置在通信時可以使用的傳導通信信號的一些示例特徵。雖然相對於傳導電壓信號描述了示例，但是可以設想的是，系統500的裝置可以使用傳導電流信號。
圖6A描繪了系統500的裝置可以在傳導通信方案中使用的示例通信電壓脈衝。具體地，圖6A描繪了通信電壓脈衝602，其具有電壓幅度604和脈衝寬度606。通信電壓脈衝602是單相的正極性通信電壓脈衝。在這樣的示例中，幅度604可以是三、四或五伏，或任何其他合適的幅度。在一些情況下，幅度604可與生成電壓脈衝的裝置的電池的電壓相關。例如，幅度604可以在生成裝置的電池的電壓的一倍和兩倍之間。如果生成裝置的電池的電壓為6伏，則幅度604可以在6和12伏之間。電壓倍增器(未示出)可以被用於倍增電池的電壓以用於生成通信脈衝。脈衝寬度606可以是一、五、十、十五、二十微秒或任何其他合適的時間長度。
圖6B描繪了系統500的裝置可以在傳導通信方案中使用的另一示例通信電壓脈衝。圖6B描繪了通信電壓脈衝610，其具有電壓幅度612和脈衝寬度614。與通信電壓脈衝602相反，通信電壓脈衝610是單相負極性通信電壓脈衝。也就是說，幅度612是負的。例如，幅度612可以是負三、負四或負五伏，或任何其他合適的幅度。脈衝寬度614可以是一、五、十、十五、二十微秒或任何其他合適的時間長度。與幅度604一樣，在一些示例中，幅度612可以與生成電壓脈衝的裝置的電池電壓相關。
圖6C和圖6D都描繪了系統500的裝置可以在傳導的通信方案中使用的通信電壓脈衝的其他示例。圖6C描繪了通信電壓脈衝620，其是以正部分620a開始並以負部分620b結束的雙相通信電壓脈衝。正部分620a和負部分620b中的每個具有獨立的幅度和脈衝寬度。幅度626和628可以具有三、四或五伏的幅度或任何其他合適的幅度，其中幅度626具有正值並且幅度628具有負值。另外，在一些示例中，幅度626和628可與生成電壓脈衝的裝置的電池電壓相關。脈衝寬度622和624可以每個為一、五、十、十五、二十微秒或任何其他合適的時間長度。因此，通信電壓脈衝620的一些示例總脈衝寬度可以是二、十、二十、三十、四十微秒或任何其他合適的時間長度。圖6D描繪了通信脈衝640，包括負部分640a、正部分640b、脈衝寬度642和644以及幅度646和648。除了電壓脈衝640在正部分640b之前具有負部分640a之外，通信電壓脈衝640是類似於通信電壓脈衝620的雙相通信電壓脈衝。脈衝寬度642和644以及幅度646和648可以具有與針對通信電壓脈衝620描述的那些類似的值，或者不同的值。
在一些示例中，圖6A-圖6D中描繪的通信電壓脈衝可具有在脈衝之間或在脈衝的正部分與負部分之間變化的幅度和脈衝寬度。例如，在其中裝置生成多個單相通信電壓脈衝的情況下，第一通信電壓脈衝可以具有就幅度和脈衝寬度而言的第一特性集合，並且第二通信電壓脈衝可以具有第二特性集合，其中第二特性集合中的至少一些不同於第一特性集合。在一些情況下，連續單相通信電壓脈衝之間的極性也可以變化。儘管未示出，但是在一些示例中，在雙相脈衝之間可以存在延遲。例如，在圖6C和圖6D中，在脈衝620a和620b或640a和640b之間可以分別存在延遲。延遲可以是一、二、五、十微秒或任何其他合適的時間長度。
在其中醫療裝置生成雙相通信電壓脈衝的示例中，通信電壓脈衝的第一部分的幅度可以不同於通信電壓脈衝的第二部分的幅度。另外，通信電壓脈衝的第一部分的脈衝寬度可以不同於通信電壓脈衝的第二部分的脈衝寬度。然而，代替在相同的雙相通信電壓脈衝的不同部分之間的不同或者除了其之外，就幅度和脈衝寬度以及甚至極性而言的特性可以在連續的雙相通信電壓脈衝之間不同。
如上面討論的，系統500的裝置可生成為亞閾值電壓脈衝(不捕獲心臟的電壓脈衝)的通信電壓脈衝。這可以在沒有幹擾電刺激治療的任何遞送(例如通過引起心臟的不期望的捕獲)而允許系統500的裝置在寬範圍的心動周期內通信。因此，由系統500的裝置使用的傳導通信電壓脈衝通常可以具有落在安全區域710內的特性，如圖7中描繪的。
圖7示出了曲線圖700，其是以毫伏和毫秒計的脈衝幅度對脈衝寬度的曲線圖。曲線702表示當被遞送到患者的組織時導致患者心臟的捕獲的電壓脈衝的脈衝幅度和脈衝寬度的組合。在該圖中，位於曲線702上或曲線702上方和右側的脈衝幅度和脈衝寬度的任何組合已被確定為在動物測試模型中捕獲心臟。位於曲線702下方和左側的脈衝幅度和脈衝寬度的任何組合被確定為不導致心臟的捕獲。該區域被定義為安全區710。
在人類患者中，曲線702可以隨患者而變化，並且在某種程度上是時間和/或其他因素的函數。因此，導致捕獲和不導致捕獲的確切組合或脈衝幅度和脈衝寬度可變化，導致了針對於脈衝幅度和脈衝寬度的給定組合是否將捕獲心臟的一些不可預測性。在一些示例中，則，安全區域710可以是位於第二曲線(曲線708)的下方和左側的脈衝幅度和脈衝寬度的組合。第二曲線708可以具有與曲線702類似的形狀，僅向下和向左移動安全餘量706。安全餘量706可以被設置使得如果曲線702確實根據時間或其他因素而改變，則曲線702將不會或在統計學上不可能移位到曲線708下方和左側。因此，在一些示例中，安全區域710可以包括曲線708而不是曲線702的下方和左側的脈衝幅度和脈衝寬度的組合。
因此，系統500的裝置可以被配置為生成具有在安全區域710內的特性的通信電壓脈衝。在一些示例中，安全區域710可以針對特定患者被預先確定，並且系統500的裝置可以被配置為生成具有落入預定的安全區域710內的脈衝幅度和脈衝寬度的組合的通信電壓脈衝。在一些情況下，系統500的一個或多個裝置可以被配置為通過生成具有不同脈衝幅度和脈衝寬度特性的多個電壓脈衝並確定所生成的電壓脈衝是否捕獲心臟來確定安全區域710。在這些示例中，系統500的裝置可以被配置為周期性地確定導致心臟捕獲的脈搏幅度和脈搏寬度的一個或多個組合。在確定電壓脈衝的特性的哪些組合導致捕獲之後，系統500的裝置可以被配置為僅生成具有比導致捕獲的那些電壓脈衝更低的脈衝幅度和/或更短的脈衝寬度的通信電壓脈衝。系統500的裝置可以可替代地被配置為生成以下通信電壓脈衝，其特性是比導致捕獲的那些電壓脈衝的特性更小和/或更短的預定量，作為安全裕度。在一些情況下，系統500的裝置可以被配置為在複合安全區域710內生成電壓脈衝，該複合安全區域710基於針對人群的確定出的安全區域而預先確定。
圖8是系統500的裝置可以用來生成通信電壓脈衝的示例電路800的圖。在示出的示例中，電路800可以是通信模塊的一部分。或者，在其中脈衝發生器模塊生成通信電壓脈衝的示例中，電路800可以是脈衝發生器模塊的一部分。電路800可以包括被連接到第一電極的雙開關802a和802b以及被連接到第二電極的雙開關804a和804b。說明性電路800另外地包括電壓源806。使用電路800的裝置可以以產生本文描述的一個或多個通信電壓脈衝的方式操作開關802a、802b和804a、804b。例如，該裝置可以閉合開關802a和804b，並斷開開關802b和804a，以在電極-A和電極-B之間產生正幅度通信脈衝。相反，該裝置可以閉合開關802b和804a，並斷開開關802a和804b，以在電極-A和電極-B之間產生負幅度通信脈衝。為了產生雙相通信脈衝，該裝置可以閉合開關802a和804b，並斷開開關802b和804a，以在電極-A和電極-B之間產生正幅度通信脈衝，並且然後立即地或在預定延遲之後閉合開關802b和804a並且斷開開關802a和804b，以在電極-A和電極-B之間產生負幅度通信脈衝。開關保持在閉合狀態中的時間將確定對應的脈衝寬度。一般來說，該裝置可以以任何方式操作開關802a、802b、804a和804b以產生各種不同的通信電壓脈衝，諸如相對於圖6A-圖6D描述的那些。
圖9是說明性電路900的示意圖，其中系統500的裝置可以被用於感測通信電壓脈衝。例如，電路900可以被包括在裝置的通信模塊中。說明性電路900描繪了被連接到運算放大器908的正端子和負端子的兩個輸入端。該輸入端(例如第一電極和第二電極)分別被連接到開關902和904。開關902和904典型地一起被切換，並且可以被用於控制電路900何時感測通信脈衝。例如，當起搏脈衝被預期遞送時、當衝擊被預期遞送時、當預期發生固有心跳時、和/或在其他時間，開關902和904可以被斷開。
電路900的第一輸入端可以通過一個或多個電路元件被耦接到運算放大器908的正輸入端。在至少一個示例中，電路元件可以包括電容器906a和電阻器906c。在這樣的示例中，電容器906a和電阻器906c可以在將信號饋送到放大器908的正端子之前用作高通濾波器，從而衰減低頻信號。以類似的方式，第二輸入端可以通過一個或多個電路元件被耦接到運算放大器908的負輸入端。在圖9的示例中，第二輸入端通過電容器906b和電阻器906d被耦接到運算放大器908的負輸入端。電容器906b和電阻器906d可以在將信號饋送到運算放大器908的負端子之前用作高通濾波器，從而衰減低頻信號。
包括運算放大器908的接收器電路950可以從如上面描述的兩個電極接收信號。當信號通過接收器電路950時，各種元件可協作以放大差分信號和/或對其進行濾波，以減少信號中存在的任何通信電壓脈衝的噪聲和/或增強該通信電壓脈衝的特徵。然後，該信號可以在940處作為被放大和/或濾波後的信號離開接收器電路950。然後可以將被放大和/或濾波後的信號饋送到處理器或可以檢測一個或多個通信電壓脈衝的其他電路中。
接收器電路950可以包含一個或多個放大器和/或濾波元件。例如，接收器電路950可以包含放大器920和930。更具體地，放大器908的輸出端可以饋送到放大器920的正端子。放大器920的輸出端可以在被回饋到放大器920的負端子之前由一個或多個電路元件925修改。放大器920的輸出端也可以被饋送到放大器930的正端子中，並且來自數模轉換器的信號可以被饋送到放大器930的負端子。放大器930的輸出端然後可以為在940處的接收器電路950的輸出端的被放大和/或濾波後的信號。
在至少一些示例中，系統500的裝置可以不斷地接收和處理信號。例如，開關902和904可以被恆定地閉合，將感測到的信號傳導到電路900中。在其他示例中，系統500的裝置可以在至少大部分時間(例如，針對每個心動周期的大部分)接收和處理信號。因此，電路900可以被設計為低電力以便提高電池壽命。在一些示例中，電路900可以被設計為具有一毫伏或更小的靈敏度，具有1到100毫伏的線性輸入範圍，但這只是一個示例。電路900可以被配置用於300和1500歐姆之間的源阻抗，但是再次地這只是一個示例。
在一些情況下，系統500的裝置可以使用通信電壓脈衝之間的經過時間來對信息進行編碼。圖10提供了用於使用通信電壓脈衝之間的經過時間來對信息進行編碼的一些示例技術。圖10示出了四個示例通信電壓脈衝1010a-1010d的曲線圖。通信電壓脈衝1010a-1010d分別由三個不同時段1002、1004和1006分離。在示出的示例中，最後時段1008不將一個通信電壓脈衝1010d與另一個通信電壓脈衝分離。相反，時段1008隻是從通信電壓脈衝1010d延伸的時間的閾值長度，而沒有隨後的通信電壓脈衝1010在閾值時間長度的結束之前發生。在一些情況下，系統500的裝置可以基於通信電壓脈衝1010a-1010d之間的時間長度來識別通信符號。例如，如果兩個通信電壓脈衝之間的時間落入第一時間範圍內，則可以識別出第一符號。如果兩個通信電壓脈衝之間的時間落入第二時間範圍內，則可以識別出第二符號。如果兩個通信電壓脈衝之間的時間落入第三時間範圍內，則可以識別出第三符號，等等。在一個示例中，當兩個通信電壓脈衝之間的時間落入800-1100微秒的範圍內時，識別出同步符號，當兩個通信電壓脈衝之間的時間落入550-700微秒的範圍內時，識別出「1」符號，並且當兩個通信電壓脈衝之間的時間落入350-450微秒的範圍內時，識別出「0」符號。在一些情況下，「0」和「1」符號分別對應於「0」和「1」位，這是因為系統500的裝置可以在基本兩位數系統中操作。這些只是一些示例。可以設想的是，在通信協議中可以包括任何數量的不同符號，其中不同的符號被分配給不同的時間或時間範圍。在一些情況下，如果通信電壓脈衝在閾值時間量(例如，時段1008)內沒有被另一通信電壓脈衝跟隨，則可以識別出幀結束(EOF)符號。閾值時間量(例如，時段1008)可以是例如1250微秒或更多。
在一些情況下，可以使用內部時鐘來跟蹤通信電壓脈衝之間的時間。可以設想的是，發送裝置可以包括以時鐘頻率振蕩的內部時鐘。同樣地，接收裝置可以包括以相同(或不同)時鐘頻率振蕩的內部時鐘。當這樣提供時，要被傳送的每個符號可以在通信電壓脈衝之間被分配不同數量的時鐘周期。例如，同步符號可以被分配24個時鐘周期，針對25.6kHz的時鐘頻率，其將對應於大約938微秒的通信電壓脈衝之間的延遲。可以提供範圍以幫助補償噪聲、溫度改變、電壓變化、時鐘偏移等。該範圍可以是例如+/-10％，或者在上面給出的示例中可以是從約844微秒到約1032微秒。「1」符號可以被分配給16個時鐘周期，針對25.6kHz的時鐘頻率，其將對應於約625微秒的通信電壓脈衝之間的延遲。可以圍繞該圖提供範圍以幫助補償噪聲、溫度改變、電壓變化、時鐘偏移等。該範圍可以是例如+/-10％，或者在上面給出的示例中可以是從約563微秒至約688微秒。同樣，「0」符號可以分配給10個時鐘周期，針對25.6kHz的時鐘頻率，其對應於約391微秒的通信電壓脈衝之間的延遲。可以圍繞該圖提供範圍以幫助補償噪聲、溫度改變、電壓變化、時鐘偏移等。
為了發送所期符號，發送裝置可以提供第一通信電壓脈衝，然後對對應於所期符號的時鐘周期數進行計數(例如，針對「1」符號為16個時鐘周期)，並且然後提供第二通信脈衝。當接收裝置接收到第一通信電壓脈衝時，接收裝置可以開始對內部時鐘周期進行計數。當接收到第二通信脈衝時，接收裝置可以停止對時鐘周期進行計數。然後，接收裝置可以將計數的內部時鐘周期的數量與分配給每個符號的時鐘周期的數量進行比較。當找到匹配時，接收裝置識別出所期符號。
在一些情況下，發送裝置和/或接收裝置中的內部時鐘的精度可能隨時間而降級。由於這種降級，系統500的裝置可以開始相對於絕對時間長度而有差別地地確定時間長度，並且如果裝置的時鐘相對於彼此不同地降級則可以相對於彼此是有差別地。因此，在其中時段1002、1004、1006和1008是時間範圍的示例中，系統500的裝置即使在某一級別的時鐘降級之後仍然可以正確地解釋符號。
在一些情況下，系統500的裝置可以被配置為在周期性或其他基礎上重新配置其內部時鐘。例如，第一裝置可以廣播開始校準信號、結束校準信號以及由廣播裝置確定出的兩個信號之間的時間長度。每個其他裝置然後可以校準它們的內部時鐘，使得兩個校準信號之間的時段等於由廣播裝置發送的時間長度。這種重新配置可以幫助確保裝置的時鐘相對於系統的其他裝置的時鐘不會偏移得太遠而使得裝置變得功能上不起作用。
無論時段1002、1004、1006和1008的確切長度如何，在一些示例中，時段1002可以比時段1004和1006的任一個更長。在這樣的示例中，該布置可以防止一個或多個符號從一個裝置到另一個裝置的意外傳輸、或者將噪聲解釋為一個或多個符號的通信的裝置。例如，系統500的裝置可以在發送一個或多個其他符號之前發送通信電壓脈衝以傳送同步符號，並且接收裝置可以忽略在接收到同步符號之前接收到的任何其他符號。在一些情況下，接收裝置可以接收第一真實通信電壓脈衝，但是然後在比時間段1002更短的時間長度之後接收噪聲。如果噪聲在形態上與通信電壓脈衝類似，則接收裝置可以將噪聲解釋為通信電壓脈衝。然而，由於噪聲在比時段1002更短的時間長度之後發生，所以即使噪聲在指示「0」符號或「1」符號的時間長度處發生，接收裝置也將忽略那些符號作為接收裝置尚未接收到同步符號。以這種方式，系統500的裝置可以抑制被錯誤地發送或被錯誤地解釋的符號。
在一些情況下，在接收到每個通信電壓脈衝之後，接收裝置可以立即應用消隱時段(blanking period)。在消隱時段期間，接收裝置可以忽略任何接收到的通信信號。這可以幫助進一步減少在通信電壓脈衝被解釋為有效通信電壓脈衝之後可能立即出現的噪聲。消隱時段可以在時段1002的長度的四分之一到四分之三之間的任何地方，或任何其他合適的時間長度。在一個示例中，消隱時段可以是例如約250微秒。在一些情況下，發送裝置可以在通信電壓脈衝的傳輸期間和/或之後應用類似的消隱時段。這樣的消隱時段可以幫助防止感測來自其他裝置的傳導通信信號的發送裝置的電路去感測由該發送裝置生成的通信電壓脈衝。
在圖10中，系統500的一個或多個接收裝置可以識別通信電壓脈衝1010a和1010b之間的經過時間1002，並將經過時間1002解釋為例如同步符號。同樣地，系統500的一個或多個接收裝置可以識別通信電壓脈衝1010b和1010c之間的經過時間1004，並將經過時間1004解釋為例如「1」符號。此外，系統500的一個或多個接收裝置可以識別通信電壓脈衝1010c和1010d之間的經過時間1006，並將經過時間1006解釋為例如「0」符號。在一些情況下，系統500的一個或多個接收裝置可以檢測到通信電壓脈衝1010d在閾值時間量1008內沒有被另一通信電壓脈衝跟隨，並且可以將其解釋為幀結束(EOF)符號。該特定示例僅是說明性的，並且可以設想的是，取決於應用，可以使用不同的符號、不同的時間延遲和不同的序列。
在一些示例中，系統500的裝置連續地(儘管可能由消隱時段打斷)監聽傳導通信信號。也就是說，系統500的裝置可以在將傳導通信信號發送到其他裝置之前不發出喚醒信號或建立特定的通信連接。相反，系統500的裝置可以依賴於同步脈衝作為至發送裝置正在發送消息的系統500的其他裝置的信號。在一些情況下，EOF符號可以是發送裝置已經傳送了整個消息的信號。
在圖10的示例中，時段1002、1004、1006和1008被描繪為從每個通信電壓脈衝1010的前緣進行測量。然而，在其他示例中，時段1002、1004、1006和1008可以從通信電壓脈衝1010的其他特徵中被測量出。例如，系統500的裝置可以從通信電壓脈衝1010的後緣測量時段1002、1004、1006和1008。在其他示例中，系統500的裝置可以從通信電壓脈衝1010的拐點測量時段1002、1004、1006和1008。另外，系統500的裝置可以直到通信電壓脈衝的幅度達到閾值電平才開始從通信電壓脈衝1010的特徵(例如前緣)開始測量時段。在一些情況下，系統500的裝置可以從通信電壓脈衝1010的過零點測量時段1002、1004、1006和1008。這些只是一些示例。
圖11示出了系統500的裝置可以用於傳送數據、命令和/或其他信息的示例消息1100。說明性消息1100可以是包括用於致使另一裝置採取動作的命令的命令消息。消息1100可以包括同步欄位1102、地址欄位1104、命令欄位1106、有效載荷欄位1108、錯誤校驗欄位1110和EOF欄位1112。消息1100的同步欄位1102可以包括一個或多個同步符號。如先前討論的，同步符號可以向接收裝置指示消息正被發起。
地址欄位1104可以包括表示相對裝置地址(RDA)的符號。系統500的每個裝置可以具有唯一地識別系統500中的裝置的RDA。在一些示例中，RDA可以包括三個位，從而允許八個裝置具有唯一的RDA。然而，在其他示例中，地址欄位1104可以根據需要而具有更多或更少的RDA位。
地址欄位1104可以識別消息指引至的裝置。如先前描述的，在一些示例中，系統500的裝置可以不斷地監聽傳導通信信號。因此，由發送裝置發送的每個通信電壓脈衝可以由系統500的所有裝置來接收。然而，一旦裝置已經接收到同步符號和RDA，該裝置就可以嘗試將其自己的RDA(存儲在本地存儲器)與接收到的RDA進行匹配。如果裝置確定其RDA與接收到的RDA不匹配，則該裝置可以忽略消息的其餘部分。在一些示例中，這可以簡單地意味著裝置可以不基於消息中的命令欄位1106而採取動作。在其他示例中，裝置可以開始消隱時段或禁用其感測傳導通信信號的電路。如果裝置確定接收到的RDA與其自己的RDA匹配，則該裝置可以繼續處理該消息，例如，根據接收到的命令來採取動作。以這種方式，系統500的裝置可以將消息指引至系統中的特定裝置。如本文使用的，術語「接收裝置」可以指示感測傳導通信信號的任何裝置，例如系統在傳導通信信號的範圍內的所有裝置。本公開使用術語「預期裝置(intended device)」來指示發送裝置將消息指引至其的裝置。
在一些示例中，系統500的裝置可以具有多個相關聯的RDA。在一些示例中，可以期望系統500的裝置將消息指引至多個裝置。在其中裝置僅具有單個唯一RDA的示例中，發送裝置將發送多個分離的消息，每個消息具有不同的RDA。然而，在其中裝置具有多於一個相關聯的RDA的示例中，相關聯的RDA中的至少一個可以不是唯一的。作為一個示例，兩個分離的裝置可以具有它們自己相關聯的唯一RDA和針對兩個裝置相同的第二非唯一RDA。因此，為了將消息指引至兩個裝置，發送裝置將僅需要發送具有第二RDA的單個消息，這是因為第二RDA與兩個裝置相關聯。以這種方式，裝置通常可以具有一個唯一RDA以及任何合適數量的非唯一RDA，其也與一個或多個其他裝置相關聯，以促進從一個裝置到多個裝置的通信。在至少一些示例中，每個裝置可以具有跨系統中的所有裝置是相同的RDA。因此，當裝置發送具有這樣的RDA的消息時，該消息被指引至系統500中的所有裝置。雖然系統500的裝置已經被描述為具有長度為三位的RDA，但是其他示例系統具有更多或更少位的RDA。RDA的特定長度可以根據系統中唯一裝置的數量以及出於指引消息的目的的裝置的所期組合來選擇。
在一個示例消息中，命令欄位1106可以包括三位命令。然而，在其他示例中，命令欄位可以是任何數量的位。命令欄位可以表示由發送裝置用於一個或多個接收裝置以執行多個預定義命令之一的指令。
有效載荷欄位1108可以包括發送裝置在消息中包括的數據的一個或多個位。針對一些命令，接收裝置可能需要被包括在有效載荷欄位1108中的數據、地址和/或其他信息，以基於在命令欄位1106中接收到的命令來採取所期動作。在一些示例中，有效載荷欄位1108具有可能的尺寸範圍，諸如零位到二十四位。然而，在其他示例中，有效載荷欄位1108可以是任何其他合適的尺寸。可替代地，有效載荷欄位可以具有固定長度，在一些情況下可以取決於在命令欄位1106中指定的命令。例如，針對「讀取字節(Read Byte)」命令，有效載荷欄位1108可以是九位地址。然而，針對「寫入字節(Write Byte)」命令，有效載荷欄位1108可以包括總共十七位的九位地址和八位數據欄位。
錯誤校驗欄位1110可以包括錯誤校驗碼，接收裝置可以使用該錯誤校驗碼來確定接收到的消息在傳輸期間是否被損壞。例如，錯誤欄位1110的內容可以包括由接收裝置在奇偶校驗方案、校驗和方案、循環冗餘校驗方案和/或一些其他類型的錯誤校驗方案中使用的位。錯誤校驗欄位1110還可以包括錯誤校正方案。例如，錯誤校驗欄位1110可以包括漢明、裡德-所羅門或其他校正碼。
在一些示例中，如果接收裝置確定出消息被損壞，則接收裝置可以向發送裝置發送命令以重新發送該消息。然而，在一些示例系統中，可能不存在用於請求發送裝置重新發送消息的命令(如表1中缺少的)。在這樣的示例中，如果損壞的消息是命令消息，則接收裝置可以不採取動作並且不發送響應消息(下面相對於圖12進行描述)。在預定時段內沒有接收到響應消息之後，發送裝置可以重新發送命令消息。如果損壞的消息是響應消息，則發送命令消息的裝置可以簡單地再次發送命令消息以觸發另一響應消息。
EOF欄位1112可以簡單地是發送裝置包括的EOF符號以指示消息的結束。如上面描述的，在一些示例中，接收裝置可以基於閾值時段(而不是兩個通信電壓脈衝之間的特定時段)內缺少通信電壓脈衝來識別EOF符號。在這樣的示例中，如與發送任何肯定信號或位相反，EOF欄位1112可以簡單地表示發送裝置在閾值時間長度內缺少生成的通信電壓脈衝。
下面的表1列出了系統500的裝置可以執行的一些示例命令，以及識別該命令(在表1中以十六進位表示)的三個位：
表1
「命令類型」列列出了裝置可以包括在圖11的說明性消息1100中的各種命令的名稱。「CMD#」列引用被用於唯一地識別每個命令的特定三位代碼。在表1中，三位代碼以十六進位格式表示。因此，0x0可以以二進位被表示為000，0x1可以被表示為001，0x2可以被表示為010，等等。當預期接收裝置接收到三位命令時，該裝置可以將接收的三個位與表1中表示的命令進行匹配，並且可以基於識別出的命令來採取請求的動作。在一些系統中，可以定義更多的命令，並且可以通過更大數量的位來識別每個命令。「RDA」列識別發送裝置需要在每個命令的消息中包括的RDA的類型。「CMD有效載荷」列識別發送裝置需要在每個命令的消息中包括的特定數據。「響應」列描述了預期接收裝置(或多個裝置)將針對每個命令返回的響應的類型。最後，「描述」列給出了每個命令的功能的一般描述。下面描述表1中列出的每個命令的描述：
復位命令
在裝置接收到「復位(Reset)」命令(並且具有與復位命令的RDA欄位中指定的RDA相匹配的RDA)後，接收裝置執行復位。在一個示例中，接收裝置可以臨時切斷其處理模塊和/或存儲器電路的電力。例如如果存儲器電路包括至少一個易失性存儲器部分，則該電力循環可能致使存儲器電路丟失一個或多個存儲的參數。在一些情況下，存儲器電路可以包括至少一個非易失性存儲器部分。在這樣的示例中，裝置可以保存在非易失性存儲器部分中存儲的一個或多個參數。雖然電力循環是執行復位的一種方式，但可以設想，可以使用任何合適的方法來復位接收裝置。
ID(配對)命令
在接收到「ID(配對)」命令之後，接收裝置可以將其自身與特定RDA相關聯。在一個示例中，每個接收裝置可以具有被存儲在非易失性存儲器中的唯一標識符。作為本文使用的一個示例，唯一標識符可以是與裝置相關聯的序列號，諸如在製造時或之後。在將其與任何RDA相關聯之前，裝置可以接收和處理所有消息，就好像裝置是預期接收裝置一樣。如果接收到包括ID(配對)命令的消息，則接收裝置可以確定在有效載荷欄位中指定的序列號是否與其自身的序列號匹配。如果序列號匹配，則接收裝置可以將在消息的地址欄位中指定的RDA與其自身相關聯，並將RDA存儲在其本地存儲器(非易失性或易失性存儲器)中。在一些示例中，該配對可以對於該裝置的壽命而言針對每個裝置僅進行一次，而在其他情況下，該配對可以在任何合適的時間進行。在一些示例中，不是要為用於向患者遞送電刺激治療的醫療裝置系統的一部分的裝置可以向要為用於向患者遞送電刺激治療的醫療裝置系統的一部分的醫療裝置發出一個或多個ID(配對)命令。例如，編程器裝置可以向醫療裝置系統的每個醫療裝置發出ID(配對)命令，以將RDA分配給每個醫療裝置。編程器裝置可以在將醫療裝置植入患者之前或在將醫療裝置植入患者時僅使用一次，或者可以僅在有限的時間使用，例如在醫療辦公室設置中，用於從系統的醫療裝置檢索信息，或者改變醫療裝置的設置。因此，在一些示例中可能不是這樣，其中發送ID(配對)命令的裝置也是與醫療裝置系統的裝置通信以便向患者遞送電刺激治療的裝置。
讀取字節命令
如果接收裝置接收到「讀取字節」命令(並且具有與在讀取字節命令的RDA欄位中指定的RDA匹配的RDA)，則接收裝置讀取被存儲在消息的有效載荷欄位中所包含的地址處的數據字節，並將請求的數據字節發送到發送裝置。
寫入字節命令
如果裝置接收到「寫入字節」命令(並且具有與在寫入字節命令的RDA欄位中指定的RDA相匹配的RDA)，則接收裝置可以將消息的有效載荷欄位中指定的數據字節寫入在消息的有效載荷欄位中指定的地址。在示出的示例中，有效載荷欄位的九個位可以指定存儲器地址，並且八個位可以指定要被寫入的數據。在一些示例中，消息的有效載荷欄位可以不同地被構造。
讀取多個命令
如果裝置接收到「讀取多個(Read Mutiple)」命令(並且具有與在讀取多個命令的RDA欄位中指定的RDA匹配的RDA)，則接收裝置可以從其存儲器讀取多個數據字節，並且將多個數據字節發送到發送裝置。在一個示例中，消息的有效載荷欄位可以指定起始存儲器地址以及字節數。接收裝置可以讀取從指定的起始存儲器地址處起始的數據字節，並繼續讀取隨後的存儲器地址，直到已經讀取了指定數量的字節為止，並且然後將請求的數據字節發送到發送裝置。在一些示例中，接收裝置可以從相對於指定的起始地址增加的連續地址讀取。在其他示例中，接收裝置可以從相對於指定的起始存儲器地址減小的連續地址讀取。在其他示例中，發送裝置可以指定接收裝置是否應該從相對於指定的起始存儲器地址增加或減少的存儲器地址讀取和發送數據。
ACK和Ping命令
如果裝置接收到「ACK」命令(並且具有與在ACK命令的RDA欄位中指定的RDA匹配的RDA)，則該消息不具有有效載荷欄位，並且接收裝置可以不基於命令而採取動作。如果接收裝置接收到「PING」命令(並且具有與在PING命令的RDA欄位中指定的RDA匹配的RDA)，則接收裝置可以簡單地使用具有「ACK」命令的消息進行響應。如同「ACK」命令，包括「PING」命令的消息可以不具有任何有效載荷欄位。
調試命令
可以在具有由至少兩個裝置共享的RDA(例如，諸如111的全局RDA)的消息中發送「調試(DEBUG)」命令。調試命令可以包括指定存儲器地址的有效載荷欄位。每個預期接收裝置(基於RDA)可以讀取被存儲在指定的存儲器地址處的數據，並將該數據發送回發送裝置。每個預期接收裝置可以在不同的時間發送數據。在一個示例中，每個預期的接收裝置可以在發送數據之前等待不同的毫秒數，使得預期裝置不同時發送讀取的數據。在一些示例中，每個裝置可以基於將裝置的序列號的最後六個數字作為一個變量的等式來確定等待時間。例如，每個裝置可以等待二十微秒乘以裝置序列號的最後六位。
打開命令
最後，可能存在與唯一的三位標識符(例如0x2)相關聯的未定義命令。在表1中，該命令被標記為「打開」。隨後可以對裝置進行編程，使得打開命令致使預期裝置採取一些動作。例如，打開命令可以被用於向單個裝置分配和/或取消分配非唯一RDA，以在不影響相關聯的唯一RDA的情況下允許更複雜的多裝置消息傳遞。這只是一個示例。
現在轉到圖12，圖12示出了系統500的裝置可以用來傳送數據和其他信息的示例消息1200。消息1200可以是例如由接收裝置響應於接收到命令消息而發送的響應消息。在示出的示例中，消息1200可以包括同步欄位1202、地址欄位1204、響應欄位1206、有效載荷欄位1208、錯誤校驗欄位1210和/或EOF欄位1212。同步欄位1202、地址欄位1204、有效載荷欄位1208、錯誤校驗欄位1210和EOF欄位1212可以類似於如相對於圖11描述的同步欄位1102、地址欄位1104、有效載荷欄位1108、錯誤校驗欄位1110和EOF欄位1112。
說明性消息1200和說明性消息1100之間的一個區別是消息1200具有響應欄位1206而不是諸如命令欄位1106的命令欄位。如上面討論的，具有命令欄位的消息可以包括用於預期接收裝置採取一些動作的命令。接收裝置可以響應於命令消息而發送具有響應欄位的響應消息。響應欄位1206(並且有時是有效載荷欄位)可以包括對接收到的命令消息的某種顯式響應。例如，在接收到具有ID(配對)命令的消息之後，並且在預期接收裝置將其序列號與接收到的ID(配對)命令消息的有效載荷欄位中的序列號進行匹配之後，預期接收裝置可以將響應消息發送回發送裝置。在一些情況下，響應消息可以包括對響應欄位1206中的ACK命令的引用。在一些情況下，響應消息可以不包括有效載荷欄位1208中的任何內容。然而，如果接收裝置沒有將接收到的序列號與其自己的序列號匹配，則接收裝置可以不採取動作並且不將響應消息發送回至發送裝置。
如果預期接收裝置接收到「讀取字節」、「讀取多個」或「調試」命令，則接收裝置可以從一個或多個存儲器地址讀取請求的數據。響應於接收到任何命令，預期接收裝置可以發送與響應消息1200不同的響應消息。例如，響應消息可以包括同步欄位1202、地址欄位1204、有效載荷欄位1208、錯誤校驗欄位1210和/或EOF欄位1212。該響應消息可以缺少響應欄位1206。這種響應消息的有效載荷欄位1208可以包含從一個或多個存儲器地址讀取的請求的數據。在其他示例中，響應消息還可以包括響應欄位1204。
如果預期接收裝置接收到命令消息中的「寫入字節」、「復位」或「Ping」命令，則預期接收裝置可以使用響應欄位1206中的ACK命令來將響應消息發送回發送裝置。響應消息可以不具有有效載荷欄位1208。
儘管在上面的描述中，在一些示例中，命令消息和響應消息可以省略消息的一個或多個欄位，但是這可能不是在所有情況下都是正確的。例如，如上面描述的，在具有「PING」命令的命令消息中，命令消息可以不包括有效載荷欄位1108。然而，在其他示例中，命令消息可以包括空白有效載荷欄位。例如，有效載荷欄位可以包括全零。在這樣的消息中，消息可以更長。然而，每個消息可以具有恆定尺寸(例如相同的位數)，這可以允許用於處理消息的較不複雜的實現。另外地可能不是有效負載欄位1108和1208基於命令類型而不同的情況。例如，有效載荷欄位1108和1208可以具有固定尺寸。該固定尺寸可以基於要在單個消息中傳送的最大數據量。在其中消息不需要用於要發送的數據的整個有效載荷欄位的情況下，有效載荷欄位的剩餘部分可以是空白的，例如用零填充。再次，這可能導致具有恆定長度的消息。
以上面描述的方式，圖11和圖12中描述的每個欄位可以包括通信脈衝集合。例如，為了傳達信息，每個欄位可以包括多個通信脈衝，以便傳送多個位以包括傳送的信息。然而，在一些示例中，單個通信脈衝可能足以將信息傳送到接收裝置。因此，在一些情況下，通信脈衝「集合」可以僅包括單個通信脈衝，而在其他情況下，通信脈衝「集合」可以包括多個通信脈衝。
圖13是可以由接收裝置執行的說明性方法1300的流程圖。如1302處示出的，接收裝置可以接收命令消息。如1304處示出的，該裝置可以確定被包含在命令消息的地址欄位1104中的RDA是否與接收裝置的唯一RDA相匹配。如果命令消息中的RDA與接收裝置的唯一RDA匹配，則接收裝置可以執行命令消息的命令欄位1106中的命令引用，如1306處示出的，並且然後如1350處示出的退出。如果命令消息中的RDA與接收裝置的唯一RDA不匹配，例如因為命令消息中的RDA不同於接收裝置的唯一RDA或者接收裝置還沒有相關聯的唯一RDA，則接收裝置可以確定命令欄位中的命令是否是ID(配對)命令，如1308處示出的。如果該命令是ID(配對)命令，則接收裝置可以確定消息的有效載荷欄位是否與接收裝置的唯一序列號匹配，如1310處示出的。如果有效載荷欄位與接收裝置的唯一序列號匹配，則接收裝置可以設置其RDA等於消息的地址欄位中的RDA，如1312處示出的。如果有效載荷欄位與接收裝置的唯一序列號不匹配，則接收裝置可以忽略該命令，如1314處示出的，並且如1350處示出的退出。
如果命令不是ID(配對)命令，則接收裝置可以確定命令消息的RDA是否是接收裝置的非唯一RDA之一，如1316處示出的。例如，如先前描述的，除了每個接收裝置的唯一RDA之外，每個接收裝置還可以具有多個相關聯的非唯一RDA。如果命令消息的RDA不是接收裝置的非唯一RDA之一，則接收裝置可以忽略該命令，如1320出示出的，並且如1350處示出的退出。然而，如果命令消息的RDA是接收裝置的非唯一RDA之一，則接收裝置可以執行該命令，如1318處示出的，並且如1350處示出的退出。
在一些示例中，接收裝置可以基於命令消息的RDA是接收裝置的非唯一RDA還是接收裝置的唯一RDA中的一個來不同地響應命令消息。例如，在一些情況下，如果命令消息包括接收裝置的唯一RDA，則接收裝置可以針對給定的命令消息執行上面相對於表1描述的功能。然而，如果命令消息的RDA是接收裝置的非唯一RDA之一，則接收裝置可以對一個或多個命令不同地表現。在一個示例中，接收裝置的非唯一RDA之一可以是全局RDA，例如，由系統的所有裝置共享的RDA。如果接收裝置接收到具有全局RDA的命令消息，並且該命令是寫入字節命令或復位命令，則接收裝置可以執行那些功能，但是可以不發送具有ACK響應的響應消息。另外，如果命令是Ping、讀取字節或讀取多個命令，則接收裝置可以忽略這些命令。在其他系統中，僅當命令消息包括接收裝置的非唯一RDA之一併且接收裝置尚未設置其唯一RDA時，接收裝置才可以以這些不同的方式執行命令。這些只是示例。
在一些示例中，裝置可以使用RDA進行預編程。例如，處理模塊或存儲器模塊可以使用特定的RDA進行預編程，使得當處理模塊或存儲器模塊被併入裝置中時，該裝置則具有RDA。在其他示例中，裝置可以直接被連接到編程裝置，並且編程裝置可以設置裝置的RDA。在這樣的示例中，裝置可以不包括特定ID命令。例如，裝置可能不識別ID命令，並且可能在接收到ID命令之後不改變或設置RDA。在這樣的示例中，不是執行諸如相對於圖13描述的方法(包括確定接收到的命令是否是ID命令)，而是裝置可以簡單地忽略不包括等於其自己的RDA的RDA的任何消息。
圖14和圖15示出了發送命令消息和響應消息的各種時序方案。圖14在時間線1406上顯示了命令消息1402和響應消息1404。命令消息1402和響應消息1404由轉向(turn-around)時間1408分離。在一些示例中，轉向時間1408可以是毫秒的一半。然而，在其他示例中，轉向時間1408可以是四分之一、四分之三、一或兩毫秒、或任何其他合適的時間長度。在一些情況下，轉向時間1408可以是固定值或可變值，其可以取決於諸如例如系統噪聲、信噪比、信號強度、接收裝置的處理能力、接收裝置的電池電平、整個系統中的接收裝置的數量等因素。
如上面相對於圖6A-圖6D詳細描述的，命令消息和響應消息可以每個是使用多個間隔的通信脈衝的通信，每個通信脈衝具有幅度和脈衝寬度。可以設想的是，被用於發送命令消息1402的通信電壓脈衝的幅度和/或脈衝寬度可以不同於被用於發送響應消息1404的通信電壓脈衝的幅度和/或脈衝寬度。
更一般地，當第一植入式醫療裝置從第一植入式醫療裝置向第二植入式醫療裝置發送第一消息(例如命令消息1402或響應消息1404)時，多個間隔開的通信脈衝可以具有第一幅度和第一脈衝寬度。當第二植入式醫療裝置從第二植入式醫療裝置向第一植入式醫療裝置發送第二消息(例如，響應消息1404或命令消息1402)時，多個間隔開的通信脈衝可以具有第二幅度和第二脈衝寬度。在一些情況下，第一幅度和第二幅度可以基本上相同(例如，+/-10％)，但是第一脈衝寬度和第二脈衝寬度可以基本上不同。在一些情況下，第二脈衝寬度可以是第一脈衝寬度的2、3、4、5或更多倍。在一些情況下，第一幅度和第二幅度可以基本上不同，並且第一脈衝寬度和第二脈衝寬度可以基本相同(例如+/-10％)。在一些情況下，第二幅度可以是第一幅度的2、3、4、5或更多倍。在一些情況下，第一幅度和第二幅度可以基本上不同，並且第一脈衝寬度和第二脈衝寬度可以基本上不同。
在一些情況下，第一植入式醫療裝置可以是皮下植入式心臟復律器，並且第二植入式醫療裝置可以是植入式無引線心臟起搏器。這只是一個示例。然而，由於這些裝置中的每個在身體中的不同位置以及諸如電池容量的其他因素，在不引起捕獲和/或不引起過度的電池消耗的情況下可以在通信脈衝中提供的能量數量可以基本上不同。由於這些和其他原因，由每個裝置發出的通信脈衝的幅度和/或脈衝寬度可以不同。
圖15示出了用於實施命令消息和響應消息的各種時序方案。示出了示例心電圖1500，其包括由QRS波1502a-1502c示出的多個心動周期以及命令和響應消息對1504和1515。除了如先前描述的感測傳導通信信號之外，系統500的裝置還可以感測心電活動，諸如固有和/或起搏心跳。在一些示例中，可以通過識別心電圖1500的QRS波1502a-1502c來檢測固有和/或起搏心跳。在另一個示例中，可以通過識別心電圖1500的QRS波1502a-1502c的R波來檢測固有和/起搏心跳。無論如何檢測到固有和/或起搏心跳，系統500的裝置都可以被配置為圍繞檢測到的QRS波1502a-1502c開始消息消隱時段，例如消息消隱時段1510a-1510c。系統500的裝置可以被配置為在這樣的消息消隱時段1510a-1510c期間不發送任何命令或響應消息。換句話說，系統500的裝置可以被配置為除了在消隱時段期間之外允許系統500的裝置之間的通信。
在一些情況下，消隱時段1510a-1510c在檢測到固有心跳之後被發起，並且之後可以延長一段時間。例如，消隱時段1510a-1510c可以在檢測到心跳信號的P波之後被發起。在其他示例中，消隱時段1510a-1510c可以直到檢測到QRS波1502a-1502c的S波之後才開始。在其他示例中，消隱時段1510a-1510c可以在檢測到QRS波1502a-1502c的對應R波時開始。
在一些示例中，裝置可以在發送消息的過程中檢測心跳(例如QRS波)，如使用命令和響應消息對的重疊命令消息1505的QRS波1502c示出的。在這樣的示例中，發送裝置可以在QRS波1502c的檢測和消隱時段1510c的發起時停止發送消息，如圖15中指示出的。儘管在其他示例中，發送裝置可以繼續發送消息。在這些示例的任一個中，可能未正確地接收到消息，這是因為消息被截斷，或者因為由於由QRS波1502c引起的「噪聲」而造成傳輸的信噪比可能較低。一旦消隱時段1510c已經過去，則裝置可以第二次發送該命令消息，如由命令和響應消息對1515指示出的。以類似的方式，如果發送響應消息的裝置在響應消息的通信期間檢測到心跳，則裝置可以在消隱時段結束之後第二次重新發送響應消息。雖然在其他示例中，發送裝置可以替代地停止發送響應消息，並且在消隱時段結束之後不重新發送響應消息。因此，發送命令消息的裝置可能在預定量的時間內沒有接收到。在這樣的示例中，發送命令消息的裝置可以第二次重新發送該命令消息，這將提示來自接收裝置的另一響應消息，如先前相對於圖11和圖12以及表1描述的。
系統500的裝置可另外檢測由刺激脈衝1506示例性地表示的刺激脈衝。在這些示例中，裝置可被配置為在檢測到刺激脈衝1506之後實施消隱時段，諸如消隱時段1512。在至少一些示例中，消隱時段1512可以長於消隱時段1510a-c的任一個，如圖15中示出的。然而，在其他示例中，即使消隱時段1512長於消隱時段1510a-c的任一個，消隱時段1512也可以在在起搏搏動1502b之後的類似時間結束，這是因為消隱時段1510a和1510b在固有搏動1502a和1502c之後結束。系統500的裝置可以以類似於在消息傳輸期間檢測QRS波1502a-15102c的方式來在消息傳輸期間處理檢測刺激脈衝1506。例如，該裝置可以被配置為在消隱時段1512結束之後重新發送任何消息或消息對的一部分，該消隱時段1512在時間上與刺激脈衝1506重疊。再次地，在一些示例中，即使在檢測到刺激脈衝1506之後該裝置也可以繼續發送消息，但是在其他示例中，該裝置可以在檢測到刺激脈衝1506時停止發送消息。
在其中裝置開始消隱時段1512的示例中，響應於檢測到QRS波，裝置也可能不會建立消隱時段，諸如消隱時段1510b。然而，在其他示例中，除了消隱時段1512之外，該裝置還可以建立消隱時段1510b。在這樣的示例中，該裝置可以直到兩個消隱時段1512和1510b都結束之前不發送或不重新發送任何消息。
圖16是可以由諸如圖1-圖4中示出的植入式醫療裝置或諸如圖5中示出的醫療裝置系統實施的說明性方法的流程圖。雖然將相對於LCP 100和MD 300來描述圖16的方法，但是圖16的說明性方法可以使用任何合適的醫療裝置或醫療裝置系統來執行。
根據圖16中描繪的方法，諸如MD 300的第一醫療裝置可以被植入患者體內(諸如如果MD 300是ICP、ICD、S-ICD的話)、或者可以被布置在患者附近(諸如如果MD 300是外部醫療裝置的話)。MD 300可以是與諸如LCP 100的第二醫療裝置一起的醫療裝置系統的一部分。在這樣的醫療裝置系統中，諸如MD 300和/或LCP 100的一個或多個醫療裝置可以被配置為感測心電信號，如1602處示出的。一個或多個醫療裝置可以進一步被配置為確定固有心跳的發生，如1604處示出的。一個或多個醫療裝置可以進一步被配置為在固有心跳的每次發生之後提供消隱時段，如1606處示出的。一個或多個醫療裝置還可以被配置為除了在消隱時段期間之外允許一個或多個醫療裝置和一個或多個其他醫療裝置之間的通信，如1608處示出的。
本領域的技術人員將認識到除在本文中描述和設想的特定示例之外可以以各種形式來表明本公開。例如，如本文描述的，各種示例包括被描述為執行各種功能的一個或多個模塊。然而，其他示例可以包括將描述的功能拆分在比本文描述的更多模塊上的附加模塊。另外，其他示例可以將描述的功能合併成較少的模塊。因此，在不脫離如在所附權利要求中描述的本公開的範圍和精神的情況下，可以進行形式和細節上的偏離。