本公開涉及一種可植入醫(yī)療裝置系統(tǒng)以及一種用于使用聲學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置來遞送治療的相關(guān)聯(lián)方法。

背景技術(shù)：

可植入式起搏器和復(fù)律除顫器（ICD）可用于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(fù)律/除顫電擊。醫(yī)療裝置技術(shù)進步導(dǎo)致產(chǎn)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(nèi)起搏器。去除靜脈引線、心內(nèi)引線具有若干優(yōu)點。例如，可以消除與從皮下起搏器袋經(jīng)靜脈延伸至心臟中的引線相關(guān)聯(lián)的干擾所導(dǎo)致的復(fù)雜性。其他并發(fā)癥（如“旋弄綜合征（Twiddler’s Syndrome）”）導(dǎo)致通過使用無引線的心內(nèi)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(nèi)起搏器與另一心臟腔室中發(fā)生的起搏或感測事件同步遞送起搏脈沖方面出現(xiàn)了新的挑戰(zhàn)。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后以預(yù)定時間間期在另一個心臟腔室內(nèi)遞送起搏脈沖的起搏治療的示例。CRT是一種用于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(fù)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癥狀。然而，從CRT實現(xiàn)積極的臨床效益可以取決于幾個治療控制參數(shù)，如用于控制起博脈沖遞送的定時間期，例如，房室（AV）間期和/或室間（VV）間期。AV間期控制心室起搏脈沖相對于心房去極化（固有或起搏）的定時。VV間期控制一個心室中的起搏脈沖相對于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(fù)心室同步性。

技術(shù)實現(xiàn)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(yī)療裝置（IMD）系統(tǒng)以及用于觸發(fā)所述治療遞送裝置遞送治療的相關(guān)聯(lián)方法。感測裝置感測生理信號以確定治療需要，并且生成控制信號，當(dāng)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(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置。聲學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置發(fā)射由治療遞送裝置檢測的聲學(xué)觸發(fā)信號。治療遞送裝置響應(yīng)于檢測到聲學(xué)觸發(fā)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于自動地遞送治療的醫(yī)療裝置系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括：第一裝置，所述第一裝置被配置成用于感測生理信號并且響應(yīng)于所述生理信號而生成控制信號；聲學(xué)發(fā)射裝置，所述聲學(xué)發(fā)射裝置由所述第一裝置控制用于響應(yīng)于從所述第一裝置中接收到所述控制信號而發(fā)出聲學(xué)觸發(fā)信號；以及第二裝置，所述第二裝置包括用于接收所述聲學(xué)觸發(fā)信號的換能器。所述第二裝置被配置成用于檢測所述聲學(xué)觸發(fā)信號并且響應(yīng)于檢測到所述聲學(xué)觸發(fā)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于由醫(yī)療裝置系統(tǒng)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(yīng)于所述生理信號而生成控制信號；被配置成用于接收所述控制信號的聲學(xué)發(fā)射裝置自動地發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號；包括響應(yīng)于所述聲學(xué)觸發(fā)信號的換能器的第二裝置檢測所述聲學(xué)觸發(fā)信號；以及響應(yīng)于所述第二裝置檢測所述聲學(xué)觸發(fā)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(tài)計算機可讀存儲介質(zhì)，所述指令當(dāng)由可植入醫(yī)療裝置系統(tǒng)執(zhí)行時使所述系統(tǒng)進行以下各項：第一裝置感測生理信號；所述第一裝置響應(yīng)于所述生理信號而生成控制信號；聲學(xué)發(fā)射裝置響應(yīng)于所述控制信號而發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號；包括響應(yīng)于所述聲學(xué)觸發(fā)信號的換能器的第二裝置檢測所述聲學(xué)觸發(fā)信號；以及所述第二裝置響應(yīng)于所述第二裝置檢測所述聲學(xué)觸發(fā)信號而向患者遞送所述治療。

本發(fā)明內(nèi)容旨在提供對本公開中所描述的主題的概述。本發(fā)明內(nèi)容并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(jié)。

附圖說明

圖1A是包括聲學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置的可植入醫(yī)療裝置（IMD）系統(tǒng)的概念圖。

圖1B是可以包括在IMD系統(tǒng)中用于觸發(fā)聲學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置的感測裝置的概念圖。

圖2A是概念圖，展示了可以用于在患者中感測心臟電信號并且使用聲學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置來向患者的心臟提供治療的IMD系統(tǒng)。

圖2B是患者的解剖結(jié)構(gòu)的截面視圖，描繪了圖2A的系統(tǒng)的替代性配置。

圖3A是概念圖，展示了根據(jù)替代性示例的IMD系統(tǒng)。

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(tǒng)。

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(jù)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(tǒng)中的觸發(fā)的起搏器的概念圖。

圖6B是根據(jù)替代性實施例的觸發(fā)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(xué)耦合構(gòu)件的一個示例性配置的截面圖、側(cè)視圖和端視圖。

圖8A、圖8B和圖8C分別是聲學(xué)耦合構(gòu)件的替代性實施例的截面圖、側(cè)視圖和端視圖。

圖9是根據(jù)一個示例的觸發(fā)的起搏器的側(cè)面打開視圖。

圖10是包括在圖9的起搏器中的聲學(xué)耦合構(gòu)件和聲學(xué)接收器的頂部截面視圖。

圖11是觸發(fā)的起搏器的示例性配置的功能框圖。

圖12是包括在觸發(fā)的起搏器中的聲學(xué)接收器的一個示例的框圖。

圖13是向比較器提供的用于檢測聲學(xué)觸發(fā)信號的經(jīng)整流和濾波的換能器信號的繪圖。

圖14是根據(jù)一個示例的用于控制觸發(fā)式治療遞送裝置的方法的流程圖。

圖15是用于控制由觸發(fā)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(jù)一個實施例的用于控制由觸發(fā)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(fā)射裝置發(fā)射的觸發(fā)信號以及由觸發(fā)式治療遞送裝置進行的相應(yīng)觸發(fā)信號檢測。

具體實施方式

在此公開了IMD系統(tǒng)及相關(guān)聯(lián)技術(shù)，用于使用植入在一個位置處的感測裝置感測生理信號并觸發(fā)治療遞送裝置向第二位置處的靶標(biāo)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?shù)穆晫W(xué)觸發(fā)信號來觸發(fā)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(xiàn)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(tǒng)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(chuàng)植入程序，減小IMD系統(tǒng)部件的尺寸和/或消除如醫(yī)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(fā)器。

如在本文中所使用的，“觸發(fā)信號”是當(dāng)電信號被施加到換能器上時，由聲學(xué)換能器所發(fā)射的聲學(xué)信號（例如，超聲信號）。聲學(xué)觸發(fā)信號是命令信號，所述命令信號由感測裝置生成并且使用聲學(xué)能量作為通信手段通過發(fā)射裝置從感測裝置發(fā)送至治療遞送裝置以由治療遞送裝置在檢測到觸發(fā)信號時觸發(fā)治療遞送。

在此使用的“觸發(fā)式治療遞送裝置”是由觸發(fā)信號觸發(fā)以將治療遞送至靶標(biāo)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（如心臟起博脈沖），盡管其他類型的治療（如，藥物遞送）也被設(shè)想。觸發(fā)式治療遞送裝置包括換能器，所述換能器響應(yīng)于經(jīng)受觸發(fā)信號而產(chǎn)生電信號。將電信號與觸發(fā)檢測閾值進行比較，并且當(dāng)超出檢測閾值時，電信號使治療遞送裝置向患者的靶標(biāo)組織遞送治療刺激脈沖。因此，如在本文中所公開的“觸發(fā)式治療遞送裝置”并不是在對生理信號（使用產(chǎn)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(guān)聯(lián)的時變信號波形的聲學(xué)換能器來感測所述生理信號）進行處理的基礎(chǔ)上做出遞送治療的決定的。由控制換能器（所述換能器發(fā)射觸發(fā)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于有線連接。

圖1是包括聲學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置的IMD系統(tǒng)2的概念圖。系統(tǒng)2包括感測裝置4、聲學(xué)信號發(fā)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、基于所述生理信號確定需要治療、并且產(chǎn)生被遞送給發(fā)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(jiān)測器、血液動力監(jiān)測器、神經(jīng)刺激器、藥物泵、或其他IMD。

感測裝置4與聲學(xué)信號發(fā)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(fā)送至發(fā)射裝置5以使發(fā)射裝置5發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)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(xué)觸發(fā)信號7可以是多方向的（例如，非聚集的）。

在圖中，發(fā)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(fā)射裝置5被結(jié)合在感測裝置4中。在一些應(yīng)用中，可以在治療遞送裝置6的聲學(xué)觸發(fā)信號接收范圍內(nèi)的位置處植入（或者位于外部）結(jié)合了發(fā)射裝置5的感測裝置4。在其他應(yīng)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(xué)觸發(fā)信號的高反射組織或聲音衰減結(jié)構(gòu)分離。在這些情況下，發(fā)射裝置5位于從感測裝置4間隔開的位置處，并且被定位成用于可靠地將聲學(xué)觸發(fā)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(yīng)用中用于確定治療需要的信號的組合。這種信號可以包括但不限于如ECG（心電圖）、EGM（心臟電描記圖）、EMG（肌電圖）、EEG（腦電圖）或者神經(jīng)動作電位等電信號。另外或替代性地，感測裝置4可以被配置成用于感測機械或化學(xué)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于：血壓信號或其他壓力信號、光學(xué)信號（如用于確定血氧飽和或阻止氧飽和的光學(xué)信號）、聲學(xué)信號（如心音）、活動信號、或姿勢信號。

所述生理信號可以用于控制治療遞送裝置6被觸發(fā)以相對于所感測到的生理事件遞送治療的時間和/或基于由感測裝置4所感測到的生理信號確定的狀態(tài)或條件確定需要治療遞送。由此，感測裝置4被配置成用于根據(jù)編程的治療遞送算法和針對給定應(yīng)用的治療遞送控制參數(shù)確定治療所需的時間。

當(dāng)感測設(shè)備4確定是時候遞送治療時，控制信號3被傳送至聲學(xué)信號發(fā)射設(shè)備5。發(fā)射裝置5可以通過醫(yī)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(fā)射裝置5?？商娲兀l(fā)射裝置5可以被配置成用于從感測裝置4中接收無線遙測通信信號，比如，使發(fā)射裝置5發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號7的射頻（RF）命令信號。

治療遞送裝置6包括聲學(xué)接收器8，所述聲學(xué)接收器包括接收聲學(xué)觸發(fā)信號7并且將其轉(zhuǎn)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(xué)觸發(fā)信號7。治療遞送裝置6響應(yīng)于檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號7而遞送如一個或多個電刺激脈沖等治療。

在本文中所使用的“聲學(xué)觸發(fā)信號”是指由發(fā)射裝置5中的聲學(xué)換能器產(chǎn)生的并且由接收治療遞送裝置6中的聲學(xué)換能器8接收的振動信號。聲學(xué)觸發(fā)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(chǎn)生的感測的生理信號。當(dāng)感測裝置4的電路產(chǎn)生如邏輯信號等控制信號3時，產(chǎn)生聲學(xué)觸發(fā)信號7。可以基于由感測裝置4感測的生理信號來生成控制信號3；然而，聲學(xué)觸發(fā)信號本身源自裝置生成的激活發(fā)射裝置5的聲學(xué)換能器的電信號，而不是作用在發(fā)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(xué)觸發(fā)信號7可以被稱為“起搏觸發(fā)信號”，這是因為其是發(fā)射來設(shè)置起搏脈沖的定時的起搏定時信號。可以在時間上將聲學(xué)觸發(fā)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沖中的一者或兩者中分離。

治療遞送裝置6通常是被適配成用于植入在靶標(biāo)治療遞送位點處的小型化裝置。在一些應(yīng)用中，靶標(biāo)治療遞送位點需要最小化的裝置尺寸以避免復(fù)雜性、使患者不適最小化、和/或便于微創(chuàng)植入手術(shù)。如此，治療遞送設(shè)備6可以減少用于感測生理信號、進行數(shù)據(jù)收集、進行射頻或其他雙向遙測通信的功能，或者通常呈現(xiàn)在起搏器、ICD、神經(jīng)刺激器或者被配置成用于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(jīng)導(dǎo)管的脈沖發(fā)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(fā)射裝置5的聲學(xué)觸發(fā)信號觸發(fā)來遞送一個或多個心臟起搏脈沖的經(jīng)導(dǎo)管的心內(nèi)起搏器。如在此所使用的，“經(jīng)導(dǎo)管”起搏器（或其他經(jīng)導(dǎo)管裝置）是這樣的裝置：可以通過導(dǎo)管或其他細長管狀遞送工具植入在目標(biāo)位置處，以便將所述裝置前進至所述目標(biāo)位置，而不必在目標(biāo)位置具有直接視線。治療遞送裝置6并不限于心臟起搏器。裝置6可以具體化為其他類型的電刺激治療遞送裝置，如被配置成用于向任何可興奮組織遞送電刺激（包括中樞神經(jīng)系統(tǒng)、外周神經(jīng)系統(tǒng)、平滑肌組織和/或骨骼肌組織）的裝置。

此外，應(yīng)認識到的是，由聲學(xué)觸發(fā)信號7觸發(fā)來遞送治療的治療遞送裝置6不限于電刺激治療遞送裝置。在替代性實施例中，治療遞送裝置6可以被配置成用于使用機械、光學(xué)、制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可以是用于遞送藥物或生物制劑的流體遞送裝置。

圖1B是可以包括在圖1A的IMD系統(tǒng)2中用于觸發(fā)聲學(xué)觸發(fā)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(xué)觸發(fā)信號發(fā)送至治療遞送裝置8以實現(xiàn)治療遞送的僅感測裝置?！皟H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并不向靶標(biāo)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(dǎo)電外殼11的非絕緣部分。例如，外殼11可由鈦形成，并且包括對所發(fā)射的信號與相鄰組織進行聲學(xué)耦合的薄箔膜部分9。將發(fā)射裝置5'提供作為沿著箔膜9被定位在外殼11內(nèi)的基于外殼的發(fā)射裝置。發(fā)射裝置5'可以包括用于傳輸觸發(fā)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(xué)換能器（例如，聲學(xué)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(fā)射裝置5'中發(fā)射的聲學(xué)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(nèi)起搏器。感測裝置4將聲學(xué)觸發(fā)信號從發(fā)射裝置5'傳輸至治療遞送裝置6，以觸發(fā)治療遞送裝置6來遞送一個或多個起搏脈沖。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(jīng)靜脈的引線的心臟起搏系統(tǒng)。在一些示例中，心臟起搏系統(tǒng)2可以是無引線醫(yī)療裝置系統(tǒng)。

圖2A是概念圖，展示了可以用于感測患者12內(nèi)的心臟電信號并向心臟26提供治療的可植入式醫(yī)療裝置（IMD）系統(tǒng)10。IMD系統(tǒng)10包括心內(nèi)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(xué)信號發(fā)射裝置18。電極28和30被展示為環(huán)形電極，但也可以是其他類型的電極或者電極組合。聲學(xué)信號發(fā)射裝置18包括由ICD 14控制來發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號從而使起搏器100遞送一個或多個起搏脈沖的聲學(xué)換能器。

ICD 14被示為皮下地植入在患者12的左側(cè)。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(zhuǎn)動并延伸，基本上平行于胸骨22。除顫引線16可以被植入為使得引線16對于胸骨主體22的左側(cè)或右側(cè)橫向地偏移，并且可以皮下地植入例如皮膚與肋骨或胸骨之間。取決于ICD 14的位置、電極24、28、和30和聲學(xué)信號發(fā)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可以被相對于胸骨22植入在其他位置或角度，或者被進一步定位于上方或下方。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(nèi)、胸腔內(nèi)以及心包內(nèi)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(tǒng)10可以用于提供心房治療，如治療心房纖維性顫動的治療。

聲學(xué)信號發(fā)射裝置18被定位成用于建立并不過度地衰減從發(fā)射裝置18傳輸至包括在心內(nèi)起搏器100中的接收器的聲學(xué)觸發(fā)信號的聲學(xué)信號傳輸路徑。例如，可以選擇發(fā)射裝置18的位置，從而使得在發(fā)射裝置18與起搏器100之間的直接聲學(xué)路徑盡可能地避免作為不良聲學(xué)導(dǎo)體的肺或其他組織。當(dāng)引線16被定位成在胸外時，發(fā)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，相對于起搏器100來定位發(fā)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(huán)境和介入組織的聲學(xué)性質(zhì)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的遠端的附接特征29。附接特征29可以用于輔助引線16的植入和/或用于將引線16固定在希望的植入位置的圈、鏈環(huán)、縫合或其他附接特征。在一些情況下，除了或代替附接特征29，除顫引線16可以包括固定機構(gòu)。例如，除顫引線16可以包括鄰近電極30或接近發(fā)射裝置18定位的縫線套管或其他固定機構(gòu)（未示出），所述縫線套管或其他固定機構(gòu)被配置用于將引線16固定在劍突20或下胸骨位置附近。固定機構(gòu)（例如，縫線套管或其他機構(gòu)）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(gòu)可以用于將發(fā)射裝置18穩(wěn)定地定位于（沿著肋間空間）劍突20下方、或其他期望位置從而防止發(fā)射裝置18轉(zhuǎn)動或偏移，由于人體組織的干涉或衰減，所述轉(zhuǎn)動或偏移會導(dǎo)致觸發(fā)信號錯向或觸發(fā)信號丟失。

盡管將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，如朝向腋后線在軀干上進一步向后、朝向腋前線在軀干上進一步向前、在胸肌區(qū)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(qū)域并且沿著胸骨22向下。當(dāng)ICD 14被植入在胸肌區(qū)中時，系統(tǒng)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(xué)發(fā)射裝置18，所述除顫電極沿著患者的左側(cè)延伸，從而使得第二引線的除顫電極沿著患者的左側(cè)定位，以充當(dāng)治療向量的用于對心臟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(nèi)的部件的氣密密封件。ICD 14的外殼15可以由導(dǎo)電材料（如鈦）或其他生物相容性導(dǎo)電材料或?qū)щ姴牧虾头菍?dǎo)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(fā)射器、接收器、傳感器、感測電路、治療電路以及其他適當(dāng)?shù)牟考ㄔ诒疚闹型ǔ１环Q為模塊）。在一些實例中，外殼15充當(dāng)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可以包括用于接收引線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(nèi)的導(dǎo)體與包括在外殼15內(nèi)的電子部件之間通過所述電饋通進行電連接。根據(jù)ICD 14的預(yù)期植入位置，除了或者代替由引線16所承載的發(fā)射裝置18，可以將聲學(xué)信號發(fā)射裝置包括在連接器組件13和/或外殼15中，以便將聲學(xué)觸發(fā)信號傳輸至起搏器100。例如，可以沿著充當(dāng)組織與包括在外殼15內(nèi)的壓電換能器之間的聲學(xué)接口的薄箔膜將聲學(xué)發(fā)射裝置定位在外殼15內(nèi)（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(nèi)的端口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(dǎo)電材料（包括硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物、以及其他適當(dāng)材料）來形成，并且被成形為用于形成一個或多個內(nèi)腔，一個或多個細長導(dǎo)體在所述一個或多個內(nèi)腔內(nèi)延伸。

除顫引線16包括細長電導(dǎo)體（未展示），所述細長電導(dǎo)體中的每一個細長電導(dǎo)體在細長引線體17內(nèi)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(fā)射裝置18。盡管將除顫引線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(dāng)除顫引線16的連接器被連接至連接器組件13時，對應(yīng)導(dǎo)體可以通過連接器組件13中的連接（包括相關(guān)聯(lián)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(fā)信號驅(qū)動信號電路）。

電導(dǎo)體將治療從ICD 14內(nèi)的治療模塊傳輸?shù)诫姌O24、28和30中的一個或多個電極，并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(nèi)的感測模塊。從近端引線連接器延伸至發(fā)射裝置18的電導(dǎo)體將驅(qū)動信號傳導(dǎo)至發(fā)射裝置18，以使發(fā)射裝置18在適當(dāng)時候發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號，從而使心內(nèi)起搏器100向心臟26遞送一個或多個起搏脈沖。

ICD 14被配置成用于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(yīng)于感測的心臟電信號（例如，可以包括P波和R波）而確定起搏治療需要，并且控制發(fā)射裝置18來基于該確定來發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號?？梢愿鶕?jù)編程的單腔室、雙腔室或多腔室心動過緩或CRT控制參數(shù)或其他心臟起搏治療參數(shù)來確定起搏脈沖需要。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），并且可以響應(yīng)于檢測到心動過速而生成電治療并向心臟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可以用于感測ECG信號，以供用于控制由ICD 14所遞送的R波同步?jīng)_擊的定時以及用于控制由起搏器100所遞送的起搏脈沖的定時。在一些實例中，可以在ICD 14遞送除顫沖擊之前或之后遞送一個或多個起搏治療，比如，抗心動過速起搏（ATP）或沖擊后起搏。在這些實例中，ICD 14可以生成并通過包括電極24，28，30和/或外殼15的治療向量來遞送起搏脈沖?？商娲?，ICD 14使聲學(xué)信號發(fā)射裝置18發(fā)射觸發(fā)信號以使起搏器100在需要ATP或沖擊后起搏以及在需要心動過緩或CRT起搏治療的適當(dāng)時間向心臟26遞送起搏脈沖。

在圖2A中所展示的示例在性質(zhì)上是說明性的，并且不應(yīng)當(dāng)被視為限制在觸發(fā)式治療遞送系統(tǒng)中所使用的感測裝置的類型以及在本文中所描述的技術(shù)。例如，除了感測ECG信號以外，ICD 14可以僅包括沖擊治療能力，而沒有起搏治療能力。在其他示例中，可以將ICD 14耦合至多于一條引線，以便感測ECG信號和/或?qū)⒂|發(fā)信號發(fā)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(fù)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?？梢詫⑦@些感測裝置中的任何感測裝置耦合至基于外殼的電極和/或由經(jīng)靜脈的心內(nèi)導(dǎo)線或血管外的心外導(dǎo)線承載的電極，以便感測電信號并且確定觸發(fā)起搏器100遞送治療的適當(dāng)時間。

起搏器100是被適配成用于完全植入在心臟腔室內(nèi)的經(jīng)導(dǎo)管的心內(nèi)起搏器，例如，完全在心臟26的RV內(nèi)、完全在LV內(nèi)、完全在右心房（RA）內(nèi)、或者完全在左心房（LA）內(nèi)。在圖2A的示例中，起搏器100被定位成接近LV的內(nèi)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(nèi)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(nèi)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(nèi)，例如，以提供對應(yīng)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具體化為用于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(shè)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(jù)植入位置，起搏器100可以被配置成用于向除了心肌以外的（多個）目標(biāo)治療位點遞送電刺激治療。例如，起搏器100可以提供房室結(jié)刺激、脂肪墊刺激、迷走神經(jīng)刺激、或其他類型的神經(jīng)刺激。在其他示例中，系統(tǒng)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(nèi)）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(chǎn)生電刺激脈沖，通過起搏器100的外殼上的一個或多個電極來向心臟26遞送所述電刺激脈沖。起搏器100包括用于接收由發(fā)射裝置18發(fā)射的聲學(xué)觸發(fā)信號的聲學(xué)接收器。起搏器100響應(yīng)于接收聲學(xué)觸發(fā)信號而遞送一個或多個起搏脈沖。

在一個實施例中，起搏器100包括脈沖發(fā)生器，所述脈沖發(fā)生器被配置成用于在從發(fā)射裝置18中接收聲學(xué)觸發(fā)信號時，遞送一個或多個起搏脈沖。由ICD 14執(zhí)行心臟信號感測。ICD 14通過引線16來感測ECG信號并且控制起搏器100在ICD 14的控制下通過發(fā)射裝置18所發(fā)射的聲學(xué)觸發(fā)信號來遞送的起搏。

心內(nèi)起搏器100可以或者不可以被配置成用于感測心臟信號。起搏器100可以僅依靠來自發(fā)射裝置18的觸發(fā)信號來控制起搏脈沖遞送的定時，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沖發(fā)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，由于起搏器100被完全定位在心臟腔室內(nèi)，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(fā)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(jiān)測多個感測通道。通過監(jiān)測多個感測通道，可以采用指定的時間間期（例如，AV間期或VV間期）來向一個或多個心臟腔室遞送協(xié)調(diào)的起搏脈沖。

由于起搏器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(fā)生的固有事件，以及在其他心臟腔室中發(fā)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后，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(yù)先確定的時間間期遞送起搏脈沖。如此，發(fā)射裝置18響應(yīng)于由ICD 14所感測的ECG信號而向起搏器100提供觸發(fā)信號，以使起搏器100相對于其他心臟腔室事件而以所期望的時間間期來遞送起搏脈沖。組合了ICD 14（用于感測生理信號并且做出治療遞送決定）的起搏器100（用于生成起搏脈沖）提供用于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(fā)生的心臟事件同步或協(xié)調(diào)，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(wǎng)絡(luò)計算裝置。編程器40包括向用戶呈現(xiàn)信息并且從用戶處接收輸入的用戶界面。應(yīng)當(dāng)注意的是，用戶還可以通過網(wǎng)絡(luò)計算裝置來與編程器40進行遠程交互。

如內(nèi)科醫(yī)生、技術(shù)員、外科醫(yī)生、電生理學(xué)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(shù)的值，包括用于控制聲學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置18以便控制起搏器100的參數(shù)。用戶可以使用編程器40來從ICD 14中檢索關(guān)于心臟26的節(jié)律、隨時間的心臟節(jié)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(shù)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(shù)。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(zhì)量或安全性。

在圖2A中所展示的實施例是IMD系統(tǒng)10的示例性配置，并且不應(yīng)當(dāng)被認為限制在本文中所描述的技術(shù)。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(jīng)靜脈的心內(nèi)導(dǎo)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(nèi)。在共同轉(zhuǎn)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于承載發(fā)射裝置18的RV引線的示例?？梢詫l(fā)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(fā)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。之后，可以使發(fā)射裝置18能夠?qū)⒙晫W(xué)觸發(fā)信號從RV發(fā)射至在LV中的起搏器100。設(shè)想的是，可以構(gòu)想基于引線的發(fā)射裝置18的許多配置，并且可以沿著引線體17將發(fā)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(fā)射裝置18定位在相對于起搏器100的所期望的位置處。

圖2B是患者的解剖結(jié)構(gòu)的截面視圖，描繪了圖2A的系統(tǒng)10的替代性配置。發(fā)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）?？梢酝ㄟ^使引線16的遠端前進至胸骨下位置來將發(fā)射裝置18定位在皮下并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(fā)射裝置18可以被配置成用于進行定向聲音發(fā)射，發(fā)射裝置18被取向成用于總體上將聲學(xué)信號引導(dǎo)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(xué)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、并且更具體地前縱膈中的胸骨底下或下方。前縱膈側(cè)向地以胸膜為界，向后以心包為界，并且向前以胸骨為界。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(qū)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、在后縱膈中、在劍突下或劍突下方區(qū)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(nèi)延伸并且與心臟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定位成用于最佳地將聲學(xué)發(fā)射裝置18定位成用于可靠地將觸發(fā)信號傳輸至起搏器100。

圖3A是概念圖，展示了根據(jù)替代性示例的IMD系統(tǒng)10'。如上所描述的，耦合至引線16的ICD 14用于在患者12中感測心臟電信號并且向心臟26提供治療。心內(nèi)起搏器100被植入在LV內(nèi)并且響應(yīng)于接收聲學(xué)觸發(fā)信號而向LV遞送起搏脈沖。在此實施例中，由分開的引線62承載聲學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置60，所述分開的引線耦合至ICD 14并且被定位在胸廓外（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(xué)觸發(fā)信號引導(dǎo)朝向起搏器100。發(fā)射裝置60能夠從ICD 14中接收沿著引線62傳導(dǎo)的控制信號。當(dāng)接收到控制信號時，發(fā)射裝置60發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號，以使起搏器100遞送LV起搏脈沖。

可以提供承載發(fā)射裝置18的專用引線60來將發(fā)射裝置18定位在最佳位置處，以便將觸發(fā)信號傳輸至起搏器100。最佳位置是發(fā)射裝置18相對于起搏器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(fā)信號到達起搏器100。在聲學(xué)發(fā)射裝置18與起搏器100之間的觸發(fā)信號路徑可以包括通過吸收或反射信號來衰減觸發(fā)信號的組織。對發(fā)射裝置18的位置進行選擇，從而使得沿著所述路徑的聲學(xué)信號損失不會將觸發(fā)信號的強度降低到可由起搏器100檢測的閾值水平以下。

發(fā)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于進行聲學(xué)觸發(fā)信號發(fā)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(fā)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?？梢詫⒂蓪Ｓ靡€62承載的或者被具體化為無引線發(fā)射裝置的發(fā)射裝置60定位在最佳位置中，以便將聲學(xué)觸發(fā)信號傳輸至起搏器100，而無需與用于感測ECG信號并且遞送沖擊治療的電極24，28和30的最佳定位相關(guān)聯(lián)的限制?？梢詫o引線發(fā)射裝置60植入在所期望的位點，而無需引線隧道。發(fā)射裝置60可以充當(dāng)用于通過將電傳導(dǎo)的或者無線傳輸?shù)腞F控制信號轉(zhuǎn)換成傳輸至起搏器100的聲學(xué)觸發(fā)信號來將控制信號從ICD 14傳輸至起搏器100的中繼裝置。

位于胸廓外（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(fā)射裝置18或60進行定位可以被定位為使得引導(dǎo)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(xué)觸發(fā)信號可能比通過肺組織的路徑更有效?？梢詫β晫W(xué)觸發(fā)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(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置18或60與接收起搏器100之間的聲學(xué)路徑。

在一些示例中，多個發(fā)射裝置可能包括在系統(tǒng)10或10'中。根據(jù)起搏器100的最終植入位置和可能隨著時間而發(fā)生的移動，相比由處于不同的位置處的另一個裝置發(fā)射的聲學(xué)觸發(fā)信號，起搏器100可能對一個裝置發(fā)射的聲學(xué)觸發(fā)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(fā)射裝置來發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號，從而實現(xiàn)起搏器100使用最大的功率效率來可靠地接收觸發(fā)信號。

此外，設(shè)想的是，聲學(xué)發(fā)射裝置18可以位于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(jié)合時，可以對整個或者在相鄰發(fā)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(fā)射裝置的外殼和發(fā)射裝置的傳輸聲學(xué)換能器以發(fā)射裝置的工作頻率一起共振。在一些實施例中，可以相對于起搏器100而植入ICD 14，從而使得可以可靠地將聲學(xué)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(yīng)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(xué)信號從感測裝置傳輸?shù)狡鸩?00的各種位置處的ICD 14，而無需從感測裝置和起搏器100間隔開的基于引線的或無引線發(fā)射裝置來中繼觸發(fā)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(tǒng)11。在包括多個心內(nèi)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(xué)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'、并且在RA中示出起搏器100″?？梢钥刂疲ㄓ煽刂菩盘?5）發(fā)射裝置18來發(fā)射第一頻率的聲學(xué)觸發(fā)信號以便觸發(fā)被配置成用于檢測具有第一頻率（并且忽略其他頻率）的觸發(fā)信號的RV起搏器100'，并且發(fā)射第二頻率的第二聲學(xué)觸發(fā)信號以便觸發(fā)被配置成用于檢測具有第二頻率的觸發(fā)信號的LV起搏器100?？捎蒊CD 14控制發(fā)射裝置18來發(fā)射第一頻率的觸發(fā)信號以便引起遞送聲學(xué)觸發(fā)式RV起搏脈沖，并且發(fā)射第二頻率的觸發(fā)信號以便以受控的時間間期（正或負）相對于在RV中所觸發(fā)的起搏而觸發(fā)LV起搏脈沖。類似地，可以響應(yīng)于第三波長而觸發(fā)RA起搏器100″來遞送起搏脈沖。

可替代地，多個觸發(fā)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(xué)接收器，所述聲學(xué)接收器以相同的工作頻率進行操作但是被配置成用于檢測相互排斥的不同觸發(fā)信號模式。例如，每一個觸發(fā)的起搏器100，100'和100″可以被配置成用于檢測唯一的觸發(fā)信號，所述唯一的觸發(fā)信號可以包括處于預(yù)定義的脈沖間期、脈沖幅度和/或其他脈沖成形參數(shù)或模式的多個脈沖。可以通過指定的觸發(fā)信號模式來對個別觸發(fā)的起搏器100進行尋址，而通過不同的觸發(fā)信號模式來對另一個觸發(fā)的起搏器100'進行尋址。不同的觸發(fā)信號參數(shù)可以用于傳輸由適當(dāng)治療遞送裝置100，100'或100″識別并檢測的相互排斥的觸發(fā)信號?？梢酝ㄟ^不用的脈沖號、不同的脈沖間間期、不同的脈沖寬度、觸發(fā)信號脈沖的不同上升和/或下降斜率或其任何組合來定義相互排斥的觸發(fā)信號模式。

為了說明，一個治療遞送裝置100可以將具有多于兩個脈沖的觸發(fā)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沖以便識別有效的觸發(fā)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）脈沖間間期模式的有效觸發(fā)信號，而另一個治療遞送裝置100″'可以將有效觸發(fā)信號檢測為具有長-短-長（Long-Short-Long）脈沖間間期模式的觸發(fā)信號。

可替代地，當(dāng)兩個（或更多個）治療遞送裝置100和100'包括在IMD系統(tǒng)11中時，可以使用多個發(fā)射裝置18，18'和18″，所述多個發(fā)射裝置中的每一個發(fā)射裝置被配置成用于將觸發(fā)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(fā)射裝置和治療遞送裝置（18與100'成對、18'與100成對、并且18″與100″成對）相對于彼此植入，從而使得每一個發(fā)射裝置18，18″'和18″被定位和被控制來將發(fā)射的觸發(fā)信號聚集在對應(yīng)的治療遞送裝置100'，100和100″'處。

發(fā)射裝置18，18″和18″'中的每一個發(fā)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(tǒng)11中的發(fā)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(jié)合圖1A所描述的ECG監(jiān)視器。發(fā)射裝置5'可以是用于控制多個治療遞送裝置100，100'和100″的多個發(fā)射裝置之一，或者IMD系統(tǒng)11的用于控制多個治療遞送裝置100，100'和100″的單個發(fā)射裝置。

可以順序地將觸發(fā)信號引導(dǎo)或者聚集朝向不同的靶標(biāo)治療遞送裝置100，100'和100″。例如，可以控制包括在發(fā)射裝置18或者發(fā)射裝置5中的聲學(xué)換能器陣列來將一個觸發(fā)信號聚集在一個治療遞送裝置100處并且控制其來將另一個觸發(fā)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(fā)射裝置18，18'和18″、以及感測裝置4和14被描繪成用于展示可能包括在使用聲學(xué)觸發(fā)信號來控制至少一個觸發(fā)式治療遞送裝置的IMD系統(tǒng)11中的一個或多個感測裝置、一個或多個發(fā)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于遞送通過聲學(xué)觸發(fā)信號來觸發(fā)的治療。采用在本文中所公開的技術(shù)的治療遞送系統(tǒng)可以包括不同于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(fā)信號發(fā)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，并且可以包括實施能夠產(chǎn)生歸屬于本文中的ICD 14的功能的模擬電路和/或數(shù)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(diào)節(jié)電路。所述模塊還可以包括數(shù)字電路，例如，模數(shù)轉(zhuǎn)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(tài)計算機可讀存儲介質(zhì)，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）、閃存、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(tài)計算機可讀介質(zhì)，在由一個或多個處理電路執(zhí)行所述指令時，所述指令控制模塊80或者其他ICD模塊執(zhí)行歸屬于ICD 14的各種功能。存儲指令的非瞬態(tài)計算機可讀介質(zhì)可以包括以上所列出的介質(zhì)中的任何介質(zhì)，唯一例外的是瞬態(tài)傳播信號。采用來實施在本文中所公開的功能的軟件、硬件和/或固件的特定形式將主要由在IMD系統(tǒng)裝置中所采用的特定系統(tǒng)架構(gòu)來確定。在考慮到在本文中的公開的情況下，在任何現(xiàn)代IMD系統(tǒng)的背景下提供軟件、硬件和/或固件以完成所描述的功能在本領(lǐng)域技術(shù)人員的能力內(nèi)。

可以將歸屬于在本文中的模塊的功能具體化為一個或多個處理器、硬件、固件、軟件或者其任何組合。將不同特征描繪為模塊旨在突顯不同的功能方面并且不一定暗示這種模塊必須由分開的硬件或軟件部件來實現(xiàn)。相反，可由分開的硬件或軟件部件來執(zhí)行與一個或多個模塊相關(guān)聯(lián)的功能、或者將其整合在共同的硬件或軟件部件內(nèi)。例如，可以在執(zhí)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(zhí)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(jié)律、并且響應(yīng)于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(dāng)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(jiān)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，并且使其能夠選擇性地監(jiān)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可以包括用于選擇將電極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(guān)陣列、開關(guān)矩陣、多路復(fù)用器或適合用于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?？梢赃x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于從（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(dāng)ECG信號越過對應(yīng)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(diào)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(nèi)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(yīng)于起搏逸博間期到期而將控制信號95傳送至聲學(xué)信號發(fā)射裝置18。根據(jù)觸發(fā)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）中感測到事件并且將觸發(fā)信號發(fā)送至起搏器100以在AV間期或VV間期內(nèi)遞送與感測的事件同步的起搏脈沖時，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(xiàn)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沖。在其他示例中，可由心臟信號分析器90產(chǎn)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沖。例如，可以產(chǎn)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脈沖、迷走神經(jīng)刺激脈沖、或者其他類型的電刺激脈沖。

控制信號95是當(dāng)發(fā)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(fā)射裝置18的另一根引線）傳送到發(fā)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(zhuǎn)換成通過遙測模塊88傳輸至發(fā)射裝置18的無線遙測信號。發(fā)射裝置18可由引線承載，但是被配置成用于從遙測模塊88中無線地接收控制信號95。可替代地，發(fā)射裝置不是基于引線的發(fā)射裝置并且從遙測模塊88中接收無線控制信號（例如，RF信號）。

聲學(xué)信號發(fā)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(qū)動信號電路34。驅(qū)動信號電路34使聲學(xué)換能器36能夠發(fā)射聲學(xué)觸發(fā)信號。如在本文中所描述的，由起搏器100接收并檢測聲學(xué)觸發(fā)信號，以使起搏器100向患者心臟遞送一個或多個起搏脈沖?？梢愿鶕?jù)預(yù)設(shè)頻率、幅度、持續(xù)時間或其他信號特性來生成聲學(xué)觸發(fā)信號。換言之，控制信號可以僅使用信號來通知發(fā)射裝置18需要觸發(fā)信號。觸發(fā)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沖、什么脈沖幅度或脈沖寬度相關(guān)的任何信息或者其他起搏脈沖控制參數(shù)信息。起搏器100可以被編程成用于當(dāng)檢測到觸發(fā)信號時，根據(jù)預(yù)定義的脈沖控制參數(shù)來遞送預(yù)定數(shù)量的起搏脈沖。

可替代地，控制信號95可以包括編碼的起搏脈沖控制信息。由驅(qū)動信號電路34生成的控制信號可以使換能器36根據(jù)觸發(fā)信號的根據(jù)控制信號來有意地調(diào)整的頻率、持續(xù)時間、幅度或其他特性來發(fā)射觸發(fā)信號。控制信號95使用信號來通知發(fā)射裝置18需要觸發(fā)信號以及發(fā)射的觸發(fā)信號應(yīng)當(dāng)具有什么（多個）特性。起搏器100可以被配置成用于檢測發(fā)射的觸發(fā)信號的（多個）特性并且基于該特性來設(shè)置起搏脈沖控制參數(shù)。

可以將換能器36具體化為被配置成用于在從電路34中接收到驅(qū)動信號時發(fā)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(tǒng)（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/或被配置成用于從發(fā)射裝置18中在多個方向上發(fā)射聲學(xué)信號，以促進起搏器100接收聲學(xué)觸發(fā)信號，盡管發(fā)生發(fā)射裝置18和起搏器100相對其彼此的移動、旋轉(zhuǎn)或其他相對取向的變化?？捎沈?qū)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(chǎn)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(qū)動信號電路34激活來發(fā)射進行相長干涉的聲波從而改進聲學(xué)信號傳輸?shù)挠行缘亩鄠€換能器。在包括如一個或多個基于引線的發(fā)射裝置、一個或多個無引線發(fā)射裝置和/或結(jié)合在ICD 14中的一個或多個發(fā)射裝置等多于一個發(fā)射裝置的實施例中，可以同步地激活兩個或更多個發(fā)射裝置來產(chǎn)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?？梢元毩⒌乇幻}沖以發(fā)出聲音的換能器相控陣列可以用于將聲學(xué)信號聚集朝向預(yù)期接收器。當(dāng)包括了多個起搏器100或其他治療遞送裝置時，可由驅(qū)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沖在編程的時間關(guān)系中，以將聲學(xué)觸發(fā)信號聚集在預(yù)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于發(fā)射不同的聲音頻率的不同類型的換能器?？捎沈?qū)動信號電路34選擇不同的換能器來使得能夠傳輸聲學(xué)觸發(fā)信號的不同頻率。例如，可以發(fā)射不同頻率或者不同模式的幅度、頻率、脈沖數(shù)等，以便由起搏器100觸發(fā)不同的響應(yīng)或者以便當(dāng)植入了多個起搏器時，觸發(fā)不同的心內(nèi)起搏器。例如，不同的聲學(xué)觸發(fā)信號可以用于使起搏器100遞送由不同的脈沖形狀、脈沖幅度、脈沖寬度、脈沖頻率或其他刺激脈沖參數(shù)所限定的一個或多個起搏脈沖。

換能器36被配置成用于以可由起搏器接收器檢測的幅度和頻率來發(fā)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后的聲音。在一個示例中，換能器36被配置成用于發(fā)出在大約40kHz到大于1MHz的范圍內(nèi)的聲音。部分地基于沿著針對特定醫(yī)療應(yīng)用的聲學(xué)路徑而遇到的期望類型的身體組織來選擇觸發(fā)信號的頻率。

定時電路92可以生成控制信號95以觸發(fā)起搏器100來遞送起搏脈沖從而根據(jù)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(jié)刺激、或者其他起搏治療。在ICD 14遞送復(fù)律-除顫沖擊之后，隨著心臟在沖擊后恢復(fù)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包括用于檢測并區(qū)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(zhuǎn)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(nèi)容結(jié)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(qū)域中的RR間期進行計數(shù)或者確定用于檢測室性快速心律失常的心率或其他基于速率的測量值。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(shù)字化ECG信號以供用于檢測快速心律失常。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(fā)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(zhí)行以便檢測和區(qū)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(nèi)容結(jié)合在此。

檢測算法對于危及生命的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(dāng)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(yù)編程的電壓電平。當(dāng)從治療遞送模塊84中檢測到表示HV電容器已經(jīng)到達用于遞送編程的沖擊能量所需要的電壓的反饋信號時，控制模塊80應(yīng)用信號來觸發(fā)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(fù)律/除顫沖擊。

應(yīng)當(dāng)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(yīng)用或者保留除顫治療的決定。傳感器96還可以用于由起搏器100確定起搏需要以及起搏脈沖的定時。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(yīng)信號可以用于確定滿足患者新產(chǎn)代謝需求的起搏速率。定時電路92產(chǎn)生控制信號95來使發(fā)射裝置18生成聲學(xué)觸發(fā)信號，所述聲學(xué)觸發(fā)信號使起搏器100基于速率響應(yīng)信號來以適當(dāng)?shù)乃俾蔬f送起搏脈沖。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(nèi)或者沿著所述外殼和/或連接塊。

當(dāng)被配置成用于接收無線控制信號95時，遙測模塊88包括用于與另一個裝置（比如，外部編程器40和發(fā)射裝置18）通信的收發(fā)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并將上行遙測發(fā)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(fā)射裝置18。

圖5是根據(jù)一個實施例的引線16的局部視圖。在圖2A中所示出的發(fā)射裝置18可以包括用于發(fā)射聲學(xué)信號的圓環(huán)（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(nèi)徑可能大約等于引線體17的外徑?？商娲?，可以通過引線體17中的開口來暴露換能器90。圓環(huán)換能器90的最大外徑可能大約等于引線體17的外徑。在其他示例中，圓環(huán)換能器90的最大外徑可能大于引線體17的外徑，并且圓環(huán)換能器90的內(nèi)徑小于引線體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(gòu)件（例如，環(huán)或環(huán)形連接器）來沿著引線體17裝配換能器90。雖然示出了圓環(huán)換能器，但是應(yīng)當(dāng)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(dǎo)體44a和44b（共同地，44），延伸通過細長引線體17到達用于與ICD電路進行電連接的近端連接器。盡管在圖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(dǎo)體，但是應(yīng)當(dāng)理解的是，對應(yīng)的絕緣導(dǎo)體將由引線體17承載至對應(yīng)的電極。

導(dǎo)體44從換能器90處延伸，到達驅(qū)動信號電路34（圖4）。換能器90由驅(qū)動信號激活，所述驅(qū)動信號從驅(qū)動信號電路34通過導(dǎo)體44傳導(dǎo)至換能器90。激活時，換能器90生成聲學(xué)觸發(fā)信號。由于換能器90并不用于感測聲學(xué)信號，所以不需要用于將信號從換能器90傳導(dǎo)至感測電路的附加導(dǎo)體或開關(guān)。在此示例中，從換能器90處延伸的導(dǎo)體44僅耦合至用于將ICD生成的控制信號承載至換能器90的驅(qū)動信號電路34（所述驅(qū)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(fā)射聲學(xué)信號。

圖6A是觸發(fā)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，并且電極162被示出為沿著外殼150的中間部分（例如，相鄰近端104）的環(huán)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(huán)形電極或者沿著起搏器外殼150暴露的用于向心臟26遞送治療刺激的其他類型的電極。電極162和164可以是（不限于）鈦、鉑、銥或者其合金，并且可以包括如氮化鈦、氧化銥、氧化釕、鉑黑等低極化涂層。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于產(chǎn)生刺激脈沖并執(zhí)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可以包括脈沖發(fā)生器和用于從發(fā)射裝置18中接收聲學(xué)觸發(fā)信號并且響應(yīng)于聲學(xué)觸發(fā)信號而觸發(fā)脈沖發(fā)生器來通過電極162和164遞送起搏脈沖的聲學(xué)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(zhuǎn)讓的美國專利號8,433,409（Johnson（約翰遜）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征，所述專利中的兩者通過引用以其全部內(nèi)容結(jié)合在此。外殼150由如不銹鋼、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可以包括絕緣涂層。絕緣涂層的示例包括聚對二甲苯、尿烷、聚醚醚酮（PEEK）、或聚酰亞胺等。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(dāng)電極，而不是提供如電極162等局部電極?？商娲?，可以將電極162與外殼150的其他部分電隔離。電極162和164形成用于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還用于感測心臟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，所述有源固定齒用于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(zhuǎn)讓的、預(yù)授權(quán)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(nèi)容結(jié)合在此。固定齒166被配置成用于錨定起搏器100，以可操作地將電極164定位在靶標(biāo)組織的相鄰位置處，以便遞送電刺激脈沖。可以采用許多種類型的有源和/或無源固定構(gòu)件來將起搏器100錨定或穩(wěn)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位于起搏器100的近端，并且被配置成用于連接至用于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(nèi)）的遞送裝置（比如，導(dǎo)管）。

起搏器100包括用于將來自發(fā)射裝置18的聲學(xué)觸發(fā)信號耦合至被封圍在外殼150內(nèi)的接收換能器的聲學(xué)耦合構(gòu)件180。包括在控制電子子組件152中的聲學(xué)換能器接收進入到耦合構(gòu)件180的振動，并且產(chǎn)生與觸發(fā)檢測閾值比較的電信號。當(dāng)檢測到觸發(fā)信號時，起搏器100遞送至少一個起搏脈沖。

使起搏器100經(jīng)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，并且耦合構(gòu)件180相對于患者解剖結(jié)構(gòu)（并且因此，相對于發(fā)射裝置18）的最終取向可能是未知的。此外，耦合構(gòu)件180相對于發(fā)射裝置18的取向可能由于起搏器100或發(fā)射裝置18的移動或者由于心臟運動、呼吸運動、或者其他身體運動而隨時間波動。如此，耦合構(gòu)件180可以是外接（circumscribe）外殼150的用于從起搏器100的所有側(cè)面中接收超聲振動的連續(xù)構(gòu)件。如以下所描述的，耦合構(gòu)件180可以被機加工成具有將振動耦合至安裝在構(gòu)件180的內(nèi)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(gòu)件180可以是不連續(xù)的，并且可以包括沿著外殼150的圓周的用于從多個方向上接收觸發(fā)信號的多個分段構(gòu)件。設(shè)想的是，可以構(gòu)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(gòu)件的許多配置。

耦合構(gòu)件180可以由包括但不限于金屬（薄如，鈦、不銹鋼、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(xué)換能器厚度的情況下選擇耦合構(gòu)件180的厚度，從而使得耦合構(gòu)件和換能器的組合以靶標(biāo)工作頻率一起共振。為了說明，在一個實施例中，對于1MHz的工作頻率，鈦耦合構(gòu)件180的厚度可以是大約0.2mm，并且可以根據(jù)需要根據(jù)耦合構(gòu)件180的厚度來調(diào)整壓電換能器材料厚度。在一些示例中，在沒有預(yù)期限制的情況下，如沿著耦合構(gòu)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(gòu)件180的厚度可以是大約0.01至0.5mm。

圖6B是根據(jù)替代性實施例的起搏器100的概念圖。多個離散耦合構(gòu)件180a至180d可以沿著起搏器100的多個側(cè)面分布，而不是如在圖6A中所示出的連續(xù)聲學(xué)耦合構(gòu)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可以具有棱柱形外殼，所述棱柱形外殼包括多個耦合構(gòu)件或者沿著外殼的一個或多個側(cè)面延伸的連續(xù)耦合構(gòu)件。

可以沿著耦合構(gòu)件180a至180d中的每一個耦合構(gòu)件的內(nèi)表面定位聲學(xué)換能器。當(dāng)包括多個接收換能器時，可以通過用于檢測觸發(fā)信號的切換電路來選擇由于進入的振動而產(chǎn)生最大電壓信號的單個換能器?？商娲?，可以使用換能器的組合來進行用于檢測聲學(xué)觸發(fā)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(chǎn)生的電壓信號進行求和，或者將其與觸發(fā)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(gòu)件180的一個示例性配置的截面圖、側(cè)視圖和端視圖。耦合構(gòu)件180是總體上管狀的，包括由具有多個刻面308的側(cè)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(dǎo)管等遞送工具來進行到目標(biāo)治療遞送位點的遞送。圓柱形形狀還可以促進患者舒適度并且可以被裝配在植入位點處。然而，對于將聲學(xué)信號耦合至起搏器100內(nèi)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(xué)信號的衰減，如在圖6A中所示出的，沿著外殼150結(jié)合具有均勻厚度的平坦刻面308的耦合構(gòu)件180，以便有效地將聲學(xué)觸發(fā)信號聲學(xué)地耦合至安裝在每一個刻面308的內(nèi)表面312上的壓電元件。

側(cè)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，并且根據(jù)沿著側(cè)壁306形成的刻面308的數(shù)量，側(cè)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(cè)壁306提供六個刻面；可以沿著總體上八邊形的側(cè)壁306提供八個刻面；等等?？堂娴臄?shù)量可能在實施例之間變化，并且將取決于起搏器大小、所期望的壓電元件的數(shù)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(gòu)件308的圓周均等地分布，從而使得可以沿著對應(yīng)的內(nèi)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(gòu)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制和/或機加工部件。每一個刻面308包括平行于由刻面厚度316分離的平面外表面310的平面內(nèi)表面312。在考慮到耦合至內(nèi)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(gòu)件108將具有變化的厚度，但是沿著刻面308，厚度316是均勻的，并且根據(jù)發(fā)射的觸發(fā)信號的工作頻率和壓電換能器的材料厚度，所述厚度可以處于0.03mm至0.5mm的范圍內(nèi)，可以根據(jù)刻面308的厚度316來調(diào)整所述材料厚度。

圓筒形端302和304被配置成用于與相鄰?fù)鈿げ糠郑ɡ?，控制電子子組件152、電池子組件160、固定構(gòu)件和尖端電極組件、和/或電極162）相配合。例如，不限于通過焊接、銅焊、熔融鍵合或者粘結(jié)劑鍵合來將端302和304密封到相鄰?fù)鈿げ糠?。?02和304可以包括用于與相鄰?fù)鈿げ糠纸涌谶B接的凸形的、凸形的或者螺紋的配合特征。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(guī)范容差內(nèi)），并且由此促進耦合構(gòu)件180和相關(guān)聯(lián)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(gòu)造中，應(yīng)當(dāng)理解的是，可以利用介入套圈、連接器環(huán)或者其他構(gòu)件來將聲學(xué)耦合構(gòu)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(gòu)件的相對端302和304可以具有被配置成用于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(gòu)件180'的替代性實施例的截面圖、側(cè)視圖和端視圖。在其他示例中，耦合構(gòu)件180'被配置成用于從已知的方向上接收聲學(xué)信號。如在圖7A中所示出的，耦合構(gòu)件180'可以具有沿著耦合構(gòu)件180'的圓周以非均勻間隔分布的或者沿著耦合構(gòu)件180'的圓周的圓弧（所述刻面小于整個圓周）以均勻間隔分布的刻面，而不是沿著耦合構(gòu)件的整個圓周以均勻間隔開的間隔來分布用于附接壓電元件的刻面。

例如，在圖8A至圖8C中，耦合構(gòu)件180'被示出為包括在相對端402與404之間延伸的側(cè)壁406。側(cè)壁406具有刻面部分418和非刻面部分420?？堂娌糠?18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(nèi)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(nèi)表面412的壓電換能器響應(yīng)于聲學(xué)觸發(fā)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(nèi)表面，并且可以具有與刻面408相同或不同的厚度。

在其他示例中，側(cè)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(cè)壁406的任何其他數(shù)量或者間隔的刻面。側(cè)壁406的任何非刻面部分可以被圓化并且可以使用端402和404來限定恒定的外徑。端402和404沿著側(cè)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(jù)一個示例的起搏器500的側(cè)面打開視圖。起搏器500包括電極和固定構(gòu)件子組件510、控制電子子組件552、聲學(xué)接收器512、以及電池子組件560。電極和固定構(gòu)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(gòu)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包括混合在硅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(gòu)件518，所述屏蔽構(gòu)件反過來被機械地耦合至聲學(xué)耦合構(gòu)件580的一端。聲學(xué)耦合構(gòu)件580沿著其相對端被連接至電池子組件560。環(huán)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，并且可以是電池子組件560的外殼的非絕緣部分。

聲學(xué)耦合構(gòu)件580可以對應(yīng)于在圖7A至圖7C中所示出的耦合構(gòu)件180或者在圖8A至圖8C中所示出的耦合構(gòu)件180'。聲學(xué)接收器512被封圍在耦合構(gòu)件180中，并且包括用于響應(yīng)于由聲學(xué)觸發(fā)信號強加到耦合構(gòu)件580的刻面上的振動而產(chǎn)生電信號的多個壓電換能器582和整流二極管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(xué)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），并且耦合至相關(guān)聯(lián)的整流二極管（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(xué)觸發(fā)信號引起的振動傳輸至壓電換能器590。壓電換能器590被配置成用于響應(yīng)于電池子組件560的振動而產(chǎn)生電信號，所述振動可能造成由起搏器500來檢測聲學(xué)觸發(fā)信號。

圖10是耦合構(gòu)件580和聲學(xué)接收器512的頂部截面視圖。在此示例中，聲學(xué)接收器512包括沿著刻面內(nèi)表面572耦合的柔性襯底585。壓電換能器582和整流二極管584沿著聲學(xué)耦合構(gòu)件580的每一個刻面588而耦合至柔性襯底585。每一個整流二極管584的陽極接收由導(dǎo)體586上的對應(yīng)的壓電換能器582所產(chǎn)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。由于柔性電路592用于換能器582和二極管584，并且被連接至控制電子子組件592；可以將導(dǎo)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(dǎo)體596耦合至整流二極管594。整流二極管594通過柔性電路592和柔性電路導(dǎo)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(yīng)二極管584在包括在控制電子子組件552中的電接地與觸發(fā)信號檢測電路之間被電安排成是平行的。觸發(fā)信號檢測電路（在圖10中未示出）可以包括用于從換能器582和二極管584的平行電路中接收輸入并且將輸入與觸發(fā)檢測閾值進行比較的數(shù)字比較器。如果產(chǎn)生的最高電壓信號的換能器582大于觸發(fā)檢測閾值，那么檢測聲學(xué)觸發(fā)信號。在一個示例中，所有整流二極管584的陰極被電連接至并且驅(qū)動切換場效應(yīng)晶體管（FET）的柵極?？商娲?，可以對來自所有二極管584，594的整流電壓信號進行求和，并且由集成電路556將其與觸發(fā)檢測閾值進行比較。

在如所示出的聲學(xué)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(xué)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(xué)耦合構(gòu)件180'來將聲學(xué)接收器512配置在非對稱安排中。設(shè)想的是，可以將更少或更多壓電換能器582和相關(guān)聯(lián)的整流二極管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和二極管584被裝配在所述扁平條帶上?？梢詫⒁r底585膠接至聲學(xué)耦合構(gòu)件580的內(nèi)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包括脈沖發(fā)生器202、感測模塊204、控制模塊206、存儲器210、聲學(xué)接收器212以及電源214。脈沖發(fā)生器202生成電刺激信號，所述電刺激信號經(jīng)過電極162和164被遞送至心臟組織?？刂颇K206控制脈沖發(fā)生器202來響應(yīng)于從聲學(xué)接收器212中接收觸發(fā)檢測信號216而遞送刺激脈沖。在其他實施例中，脈沖發(fā)生器202可以被配置成用于直接從聲學(xué)接收器212中接收觸發(fā)檢測信號216并且響應(yīng)于所述接收而遞送刺激脈沖。例如，響應(yīng)于由聲學(xué)接收器212所產(chǎn)生的觸發(fā)檢測信號216的開關(guān)可以使脈沖發(fā)生器202能夠產(chǎn)生被應(yīng)用到電極162和164的刺激脈沖。

脈沖發(fā)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沖電壓的充電電路。在控制模塊206等待來自聲學(xué)接收器212的觸發(fā)檢測信號216的同時，可以將起搏電容器充電至起搏脈沖電壓。在從聲學(xué)接收器212中接收到觸發(fā)檢測信號216時，控制模塊206控制脈沖發(fā)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并且由此遞送起搏治療。可替代地，觸發(fā)檢測信號216使控制模塊使用信號來通知脈沖發(fā)生器202發(fā)起起搏電容器充電，并且當(dāng)?shù)竭_預(yù)定起搏脈沖電壓時，遞送脈沖。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(xiàn)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(yù)定的起搏脈沖幅度并遞送起搏脈沖，此專利通過引用以其整體結(jié)合在此?？商娲?，脈沖發(fā)生器202可以包括在聲學(xué)接收器212產(chǎn)生觸發(fā)檢測信號216時將電源214連接至起搏電極162和164以便遞送起搏脈沖的開關(guān)。

聲學(xué)接收器212通過耦合構(gòu)件180來接收聲學(xué)信號。例如，根據(jù)以上所描述的實施例中的任何實施例，聲學(xué)接收器212包括換能器，所述換能器包括沿著耦合構(gòu)件180的內(nèi)表面并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(gòu)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(chǎn)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(fā)檢測閾值進行比較的（多個）電壓信號。如果壓電換能器產(chǎn)生的電壓信號大于檢測閾值，那么直接地或者通過控制模塊206來將觸發(fā)檢測信號216傳送至脈沖發(fā)生器202以便引起起搏脈沖遞送。

可以對多個壓電換能器元件產(chǎn)生的個別電壓信號進行求和，例如以便與觸發(fā)檢測閾值進行比較，或者可以將換能器產(chǎn)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(yīng)于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(fā)信號以便使起搏器100執(zhí)行不同的起搏功能。例如，對不同觸發(fā)信號的檢測可以致使進行以下各項：遞送不同數(shù)量的起搏脈沖、響應(yīng)于所檢測的觸發(fā)信號而設(shè)置不同的起搏定時間期、使用不同的脈沖幅度和/或?qū)挾葋磉f送起搏脈沖、執(zhí)行起搏閾值搜索等。

當(dāng)控制模塊206接收觸發(fā)檢測信號216時，控制模塊206控制脈沖發(fā)生器202來根據(jù)可以存儲在存儲器210中的如脈沖幅度、脈沖寬度、脈沖數(shù)等治療遞送控制參數(shù)來遞送起搏脈沖。在一些示例中，使脈沖發(fā)生器202能夠在直接從聲學(xué)接收器212中或者通過控制模塊206來接收觸發(fā)檢測信號216時立即遞送起搏脈沖。在其他示例中，控制模塊206可以在接收觸發(fā)檢測信號216與使脈沖發(fā)生器202遞送起搏脈沖之間施加延遲時間。

在一些實施例中，聲學(xué)接收器212被配置成用于僅檢測裝置生成的聲學(xué)信號。換言之，聲學(xué)接收器212不可以被配置成用于感測且處理任何生理聲學(xué)信號以便確定生理事件、條件或狀態(tài)。聲學(xué)接收器212被調(diào)諧成用于檢測在裝置生成的觸發(fā)信號的范圍中而不是在典型的生理信號的范圍中的聲學(xué)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用于感測用于控制起搏脈沖的遞送的近場EGM信號。近場EGM信號是在心臟腔室中發(fā)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(dāng)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(xué)接收器212中接收觸發(fā)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，那么脈沖發(fā)生器202不遞送起搏脈沖。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使能脈沖起搏器202遞送起搏脈沖。以此方式，控制模塊206可以響應(yīng)于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沖。

起搏定時間期可以是例如用于相對于ICD 14所感測的固有R波而控制向LV（或RV）遞送起搏脈沖的VV間期。起搏定時間期可以是用于相對于ICD14所感測的固有P波控制心室中的起搏脈沖遞送的AV間期。起搏定時間期可以相對于在另一個心臟腔室中遞送的起搏脈沖，所述起搏脈沖還可由另一個無引線心內(nèi)起搏器遞送，由來自發(fā)射裝置18的聲學(xué)觸發(fā)信號來觸發(fā)所述無引線心內(nèi)起搏器來遞送起搏脈沖。例如，ICD 14可以控制發(fā)射裝置18來產(chǎn)生聲學(xué)觸發(fā)信號。在檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號時，可以在一個心臟腔室中由第一心內(nèi)起搏器來遞送起搏脈沖。只要在起搏定時間期到期之前感測模塊沒有產(chǎn)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(nèi)起搏器在檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號時啟動的起搏定時間期到期時遞送起搏脈沖。

電源214根據(jù)需要向起搏器100的其他模塊和部件中的每一個提供電力?？刂颇K206可以執(zhí)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(zhí)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?？刂颇K206還可以被配置成執(zhí)行起搏器100的診斷測試，該診斷測試可以包括例如監(jiān)測電源214的剩余電荷。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(xiàn)能夠產(chǎn)生歸屬于在此的起搏器100的功能的模擬電路和/或數(shù)字電路的任何離散和/或集成電子電路部件?？梢詫w屬于本文中的起搏器100（和起搏器500）的功能具體化為一個或多個處理器、硬件、固件、軟件或其任何組合?？刂颇K206可以包括微處理器、控制器、數(shù)字信號處理器（DSP）、專用集成電路（ASIC）、現(xiàn)場可編程門陣列（FPGA）、狀態(tài)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的不同特征結(jié)構(gòu)的描繪旨在強調(diào)不同的功能方面，而并不一定暗指這類模塊必須通過分開的硬件或軟件部件來實現(xiàn)。相反，與一個或多個模塊相關(guān)聯(lián)的功能性可以通過分開的硬件或軟件部件來執(zhí)行，或整合在共同的或分開的硬件或軟件部件中，所述部件可以包括組合或時序邏輯電路、狀態(tài)機、存儲器裝置等。

存儲器210可以包括計算機可讀指令，當(dāng)所述計算機可讀指令由控制模塊206的處理器執(zhí)行時，所述計算機可讀指令使起搏器100執(zhí)行貫穿本公開歸屬于起搏器100的各種功能。計算機可讀指令可以被編碼在存儲器210內(nèi)。存儲器210可以包括任何非暫時性計算機可讀存儲介質(zhì)，包括任何易失性介質(zhì)、非易失性介質(zhì)、磁性介質(zhì)、光學(xué)介質(zhì)或電介質(zhì)，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）、快閃存儲器、或其他數(shù)字介質(zhì)，唯一的例外是瞬時傳播信號。存儲器210存儲控制模塊206用于控制響應(yīng)于對由聲學(xué)接收器212所檢測的觸發(fā)信號的檢測而由脈沖發(fā)生器202遞送起搏脈沖的間期、計數(shù)器、或其他數(shù)據(jù)。

在一個實施例中，起搏器100僅包括聲學(xué)接收器212、脈沖發(fā)生器202（所述脈沖發(fā)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于控制響應(yīng)于觸發(fā)信號檢測而進行的起搏脈沖遞送的邏輯電路）。在此實例中，起搏器100的大小和功能被最小化，并且所述起搏器不包括用于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等觸發(fā)式治療遞送裝置中的聲學(xué)接收器612的一個示例的框圖。聲學(xué)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(dāng)經(jīng)受聲學(xué)信號時，換能器682產(chǎn)生電輸出信號683。換能器682可以具有相對窄或?qū)挼膸?，所述帶寬由大約與包括在聲學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置中的換能器（例如，在圖4中所示出的發(fā)射裝置18的換能器46）的中心頻率相匹配的中心頻率來表征。整流和濾波電路684接收電輸出信號683，以便產(chǎn)生與換能器682所轉(zhuǎn)換的聲學(xué)信號相互關(guān)聯(lián)的經(jīng)整流和濾波的信號685。經(jīng)整流且經(jīng)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(jīng)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(dāng)信號685超過V閾值687時，產(chǎn)生觸發(fā)檢測信號616，并將其傳送至起搏器控制模塊206（或者直接至脈沖發(fā)生器202）以便觸發(fā)起搏脈沖遞送。

圖13是向比較器686提供的經(jīng)整流和濾波的電壓信號685的繪圖。當(dāng)信號685越過V閾值687時，起搏器脈沖發(fā)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沖690。在一個示例中，根據(jù)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可以被配置成用于在上升V越限693之后的時間延遲之后開始前緣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處斷開來終止脈沖690，從而使得后緣694以大約等于信號685超過V閾值687的時間間期的脈沖寬度696來終止脈沖690。在其他示例中，在下降的V越限695之后的預(yù)定時間延遲內(nèi)發(fā)生后緣694，從而使得遞送具有可能不同于信號685超過V閾值687的時間間期的預(yù)定脈沖寬度的起搏信號690。在其他示例中，在由聲學(xué)接收器612檢測為有效觸發(fā)信號的脈沖模式中，信號685可以包括越過V閾值687多倍的多個脈沖。

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(fā)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用于確定觸發(fā)信號685的上升（和/或下降）斜率。所確定的斜率698可以用于驗證所檢測的觸發(fā)信號；當(dāng)植入了多個治療遞送裝置時，在旨在用于不同治療遞送裝置的相互排斥的觸發(fā)信號之間進行區(qū)分；和/或?qū)τ|發(fā)信號中的起搏脈沖參數(shù)設(shè)置進行編碼。當(dāng)斜率698用于驗證觸發(fā)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沖696的前緣692（例如，通過根據(jù)第一越限693來設(shè)置起搏定時間期），以便留出控制模塊206對觸發(fā)信號685的驗證時間。如果沒有基于斜率698來驗證觸發(fā)信號685，那么可以取消所安排的起搏脈沖。

圖14是根據(jù)一個示例的用于控制觸發(fā)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）獲取用于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，感測裝置基于（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發(fā)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(xué)發(fā)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并且被無線地傳輸至聲學(xué)發(fā)射裝置。

在框608處，發(fā)射裝置響應(yīng)于接收到控制信號而生成聲學(xué)觸發(fā)信號。在框610處，觸發(fā)式治療遞送裝置接收聲學(xué)觸發(fā)信號。在框612處，響應(yīng)于檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號，治療遞送裝置自動地遞送治療。如果沒有檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號，那么在框604處，感測裝置繼續(xù)監(jiān)測生理信號。

圖15是用于控制由觸發(fā)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于使用在感測裝置4和/或從感測裝置4延伸的引線上承載的電極來監(jiān)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，感測裝置包括用于治療快速心律失常的復(fù)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于監(jiān)測ECG，以便檢測起搏需要、檢測VT和VF需要、以及根據(jù)需要遞送沖擊治療需要。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(nèi)裝置，并且不需要與起搏器100有線連接。

如果需要起搏治療，如在框704處基于感測的ECG信號來確定的，那么在框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(zhuǎn)換或傳輸來直接傳送至聲學(xué)發(fā)射裝置（例如，發(fā)射裝置5，18或60）的電信號。

在框708處，聲學(xué)發(fā)射裝置響應(yīng)于從感測裝置中接收到控制信號而生成聲學(xué)觸發(fā)信號。如果起搏器100檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號，如在框710處所確定的，那么在框712處，響應(yīng)于觸發(fā)信號檢測而遞送一個或多個起搏脈沖。如果沒有檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號，那么感測裝置4或14針對（多個）起搏脈沖需要而繼續(xù)監(jiān)測ECG信號。

在一些示例中，因為可以將更多電有效信號用于觸發(fā)發(fā)射裝置5，18或60來發(fā)射聲學(xué)信號，所以源自感測裝置4或14的控制信號95不是聲學(xué)信號。在其他示例中，感測裝置4或14可以將聲學(xué)控制信號傳送至充當(dāng)聲學(xué)中繼裝置的發(fā)射裝置5，18或60。聲學(xué)中繼裝置可以在發(fā)送模式和接收模式之間交替，在所述模式中，所述聲學(xué)中繼裝置從感測裝置4或14中接收聲學(xué)控制信號，并且之后將聲學(xué)觸發(fā)信號發(fā)送至起搏器100。

圖16是根據(jù)一個實施例用于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接收用于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于感測的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(biāo)識的其他時間點。

如果起搏逸搏間期到期（框808），那么由感測裝置4或14產(chǎn)生如在圖4中所示出的控制信號95，并且在框810處將其發(fā)送至聲學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置5，18或60。由感測裝置4或14產(chǎn)生的控制信號95可以是通過有線導(dǎo)體發(fā)送至發(fā)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(fā)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(nèi)或者沿著所述感測裝置或者連接器塊容納發(fā)射裝置5或18?？商娲?，可由耦合至感測裝置4或14的引線來承載發(fā)射裝置18或60。

在其他示例中，由感測裝置4或14所產(chǎn)生的控制信號被轉(zhuǎn)換成被傳輸至包括在發(fā)射裝置中的接收器的無線遙測通信信號。發(fā)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，但是被配置成用于接收如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(fā)射裝置生成聲學(xué)觸發(fā)信號。被植入在LV中的心內(nèi)起搏器100被配置成用于檢測聲學(xué)觸發(fā)信號。如果起搏器100檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號，如在框814處所確定的，那么在框816處，起搏器100遞送LV起搏脈沖。如果沒有檢測到聲學(xué)觸發(fā)信號，那么感測裝置4或14繼續(xù)從用于控制起搏定時間期并且根據(jù)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(fā)射裝置發(fā)射的觸發(fā)信號901以及由觸發(fā)式治療遞送裝置（例如，起搏器100）的聲學(xué)接收器（例如，聲學(xué)接收器212）產(chǎn)生的觸發(fā)檢測信號918。在各種實施例中，觸發(fā)信號901可以包括兩個或更多個脈沖（T1至T4）902，904，906和908，在所期望的脈沖寬度內(nèi)，所述脈沖中的每一個脈沖以所期望的工作頻率（例如，1MHz）發(fā)射。以預(yù)定脈沖間期910，912和914來發(fā)送觸發(fā)信號脈沖902，904，906和908，在圖17中，所述脈沖間期被示出為是相等的脈沖間期，但是所述脈沖間期可以是如根據(jù)指定的觸發(fā)信號模式來由預(yù)定脈沖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(fā)信號脈沖902的檢測使治療遞送裝置的聲學(xué)接收器產(chǎn)生觸發(fā)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(nèi)檢測到任何觸發(fā)信號脈沖，那么隨著噪聲檢測抑制第一TD信號920。下一次檢測到觸發(fā)脈沖時，聲學(xué)接收器將重新開始NRI 930。

如果在NRI 930內(nèi)沒有檢測到觸發(fā)信號脈沖，那么在NRI 930到期時開始有效檢測間期（DI）940。如果在DI 940內(nèi)檢測到觸發(fā)信號脈沖904，那么由沒有任何TD信號的NRI 930所分離的兩個TD信號920和922被標(biāo)識為有效觸發(fā)信號脈沖。治療遞送裝置控制模塊206將聲學(xué)接收器產(chǎn)生的兩個TD信號920和922用于檢測有效觸發(fā)信號。

有效TD信號922使得在DI 940到期時開始NRI 932。根據(jù)觸發(fā)信號901的已知預(yù)定脈沖間間期910，912和914，下一個NRI 932可以等于或者不等于第一NRI 930。在NRI 932內(nèi)檢測的任何脈沖被作為噪聲被抑制，并且TD1 920和TD2 922兩者可以被作為噪聲被抑制。下一次聲學(xué)接收器檢測到脈沖時，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，那么開始有效DI 942。聲學(xué)接收器在有效DI 942內(nèi)響應(yīng)于第三觸發(fā)信號脈沖906而產(chǎn)生的TD信號924是對有效觸發(fā)信號901的指示。在DI 942到期時，如果在第三NRI 934內(nèi)沒有檢測到脈沖，那么在DI 944之后開始第三NRI 934。在DI 944內(nèi)將第四觸發(fā)信號脈沖908檢測為有效觸發(fā)信號脈沖。

在此示例中，有效觸發(fā)信號901包括在指定的間期910至914中的第四脈沖902至908。有效觸發(fā)信號可以被定義成具有大于或者小于四的另一數(shù)量的脈沖。在說明性示例中，在四個有效檢測間期940，942和944內(nèi)檢測到四個連續(xù)的TD信號920至926之后，聲學(xué)接收器檢測到有效觸發(fā)信號901，在NRI930，932和934內(nèi)沒有觸發(fā)檢測信號。治療遞送裝置100將響應(yīng)于檢測到有效觸發(fā)檢測信號920至926而遞送起搏脈沖。以此方式，可以可靠地檢測用于在存在聲學(xué)噪聲的情況下觸發(fā)治療遞送裝置100的觸發(fā)信號，比如，在超聲成像程序期間。

因此，已經(jīng)根據(jù)說明性實施例來描述了包括聲學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置的醫(yī)療裝置系統(tǒng)的各種示例以及用于觸發(fā)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(lǐng)域的普通技術(shù)人員還將理解，可以在不脫離以下權(quán)利要求書的范圍的狀況下對所描述的實施例做出不同的修改。