声学触发式治疗递送

摘要

医疗装置系统被配置成用于通过第一装置感测生理信号并且响应于所述生理信号通过所述第一装置生成控制信号。声学发射装置由所述第一装置控制用于响应于所述控制信号而发射声学触发信号。第二装置检测所述声学触发信号并且响应于检测到所述声学触发信号而向患者递送自动治疗。

权利要求

1.一种用于自动地递送治疗的医疗装置系统，所述系统包括：第一装置，所述第一装置被配置成用于感测生理信号并且响应于所述生理信号而生成控制信号；

声学发射装置，所述声学发射装置由所述第一装置控制以响应于从所述第一装置接收到所述控制信号而发射声学触发信号；以及第二装置，所述第二装置包括：

用于接收所述声学触发信号的换能器，

治疗递送模块，以及

电源，所述电源包括连接到所述治疗递送模块的至少一个电池并且被配置成供应所述治疗递送模块所需要的电力；

所述第二装置被配置成用于检测所述声学触发信号并且响应于检测到所述声学触发信号而向患者递送治疗，其中，递送所述治疗包括启用所述第二装置的连接到所述治疗递送模块的电源，以提供电力来递送所述治疗。

2.如权利要求1所述的系统，其中，

所述第一装置被配置成用于经由耦合至所述第一装置的多个电极来感测心脏电信号；

并且

所述第二装置被配置成用于响应于检测到所述声学触发信号而经由耦合至所述第二装置的电极对来向所述患者的靶标身体组织递送电刺激脉冲。

3.如权利要求1至2中任一项所述的系统，其中，所述第二装置可完全植入心脏腔室内。

4.如权利要求1至2中任一项所述的系统，其中，所述第一装置包括外壳，并且所述声学发射装置由所述外壳封围，所述外壳进一步包括用于将所述声学触发信号与相邻身体组织进行声学耦合的声学耦合构件，所述声学发射装置被配置成用于通过所述声学耦合构件发射所述声学触发信号。

5.如权利要求1至2中任一项所述的系统，进一步包括从所述第一装置延伸的医疗引线，所述声学发射装置包括由所述医疗引线承载的圆环超声换能器。

6.如权利要求1至2中任一项所述的系统，其中，所述声学发射装置包括驱动信号电路和多个发射换能器；

其中，所述第一装置被配置成用于控制所述驱动信号电路以激活所述多个发射换能器以进行以下各项中的至少一项：使多个发射的声学信号朝向所述第二装置聚集，以及发射所述多个声学信号以相长地干涉。

7.如权利要求1至2中任一项所述的系统，其中，所述第二装置包括声学耦合构件，所述换能器通过所述声学耦合构件来接收所述触发信号，所述声学耦合构件沿着所述第二装置的至少一侧延伸。

8.如权利要求1至2中任一项所述的系统，其中，所述第二装置包括刻面耦合构件，所述换能器通过所述刻面耦合构件来接收所述触发信号。

9.如权利要求8所述的系统，其中，所述刻面耦合构件包括至少部分地外接所述第二装置的多个刻面。

10.如权利要求7所述的系统，其中，

所述换能器包括沿着所述声学耦合构件延伸的多个压电元件；

所述第二装置包括声学接收器，所述声学接收器被配置成用于：从所述多个压电元件中的每一个接收电压信号；

将所述电压信号与检测阈值进行比较；以及

响应于超出所述检测阈值而检测所述触发信号。

说明书

声学触发式治疗递送

技术领域

[0001] 本公开涉及一种可植入医疗装置系统以及一种用于使用声学触发式治疗递送装置来递送治疗的相关联方法。

背景技术

[0002] 可植入式起搏器和复律除颤器（ICD）可用于向患者的心脏递送电刺激治疗，如心动过缓起搏、心脏再同步治疗（CRT）、抗心动过速起搏和心脏复律/除颤电击。医疗装置技术进步导致产生了越来越小的可植入式装置。最近，提出了可被直接植入心脏腔室中的无引线心内起搏器。去除静脉引线、心内引线具有若干优点。例如，可以消除与从皮下起搏器袋经静脉延伸至心脏中的引线相关联的干扰所导致的复杂性。其他并发症（如“旋弄综合征（Twiddler’s Syndrome）”）导致通过使用无引线的心内起搏器而消除引线与起搏器的断裂的或较差的连接。

[0003] 然而，在控制心内起搏器与另一心脏腔室中发生的起搏或感测事件同步递送起搏脉冲方面出现了新的挑战。心脏再同步治疗（CRT）是在一个心脏腔室中的感测或起搏事件之后以预定时间间期在另一个心脏腔室内递送起搏脉冲的起搏治疗的示例。CRT是一种用于心力衰竭患者的疗法，其一个或多个心脏腔室被电起搏以便恢复或改善心脏腔室同步性。改善的心脏腔室同步有望缓解心力衰竭的症状。然而，从CRT实现积极的临床效益可以取决于几个治疗控制参数，如用于控制起博脉冲递送的定时间期，例如，房室（AV）间期和/或室间（VV）间期。AV间期控制心室起搏脉冲相对于心房去极化（固有或起搏）的定时。VV间期控制一个心室中的起搏脉冲相对于另一个心室中的在前起搏或固有的感测事件的定时。起搏可以在右心室（RV）和/或左心室（LV）中被递送以便恢复心室同步性。

发明内容

[0004] 总体而言，本公开涉及一种包括治疗递送装置和感测装置的可植入式医疗装置（IMD）系统以及用于触发所述治疗递送装置递送治疗的相关联方法。感测装置感测生理信号以确定治疗需要，并且生成控制信号，当需要由治疗递送装置进行治疗递送时，所述控制信号被传送至声学触发信号发射装置。声学触发信号发射装置发射由治疗递送装置检测的声学触发信号。治疗递送装置响应于检测到声学触发信号而递送治疗的至少一部分。

[0005] 在一个示例中，本公开提供了一种用于自动地递送治疗的医疗装置系统，所述系统包括：第一装置，所述第一装置被配置成用于感测生理信号并且响应于所述生理信号而生成控制信号；声学发射装置，所述声学发射装置由所述第一装置控制用于响应于从所述第一装置中接收到所述控制信号而发出声学触发信号；以及第二装置，所述第二装置包括用于接收所述声学触发信号的换能器。所述第二装置被配置成用于检测所述声学触发信号并且响应于检测到所述声学触发信号而向患者递送治疗。

[0006] 在另一个示例中，本公开提供了一种用于由医疗装置系统递送自动治疗的方法，所述方法包括：第一装置感测生理信号；所述第一装置响应于所述生理信号而生成控制信号；被配置成用于接收所述控制信号的声学发射装置自动地发射声学触发信号；包括响应于所述声学触发信号的换能器的第二装置检测所述声学触发信号；以及响应于所述第二装置检测所述声学触发信号而向患者递送所述治疗。

[0007] 在又另一个示例中，本公开提供了一种存储有指令集的非瞬态计算机可读存储介质，所述指令当由可植入医疗装置系统执行时使所述系统进行以下各项：第一装置感测生理信号；所述第一装置响应于所述生理信号而生成控制信号；声学发射装置响应于所述控制信号而发射声学触发信号；包括响应于所述声学触发信号的换能器的第二装置检测所述声学触发信号；以及所述第二装置响应于所述第二装置检测所述声学触发信号而向患者递送所述治疗。

[0008] 本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。本发明内容并不旨在提供对附图和以下说明书中详细描述的装置和方法的独有的或详尽的解释。以下附图和说明阐述了一个或多个示例的进一步细节。

附图说明

[0009] 图1A是包括声学触发式治疗递送装置的可植入医疗装置（IMD）系统的概念图。

[0010] 图1B是可以包括在IMD系统中用于触发声学触发式治疗递送装置的感测装置的概念图。

[0011] 图2A是概念图，展示了可以用于在患者中感测心脏电信号并且使用声学触发式治疗递送装置来向患者的心脏提供治疗的IMD系统。

[0012] 图2B是患者的解剖结构的截面视图，描绘了图2A的系统的替代性配置。

[0013] 图3A是概念图，展示了根据替代性示例的IMD系统。

[0014] 图3B是概念图，展示了包括多个治疗递送装置100，100'，和100″的IMD系统。

[0015] 图4是包括在图2A和图3中所示出的ICD的一个实施例中的电子电路的功能框图。

[0016] 图5是根据一个实施例的在图2A中所示出的除颤和感测引线的局部视图。

[0017] 图6A是包括在图2A和图3的IMD系统中的触发的起搏器的概念图。

[0018] 图6B是根据替代性实施例的触发的起搏器的概念图。

[0019] 图7A、图7B和图7C分别是包括在图6A中所示出的起搏器中的声学耦合构件的一个示例性配置的截面图、侧视图和端视图。

[0020] 图8A、图8B和图8C分别是声学耦合构件的替代性实施例的截面图、侧视图和端视图。

[0021] 图9是根据一个示例的触发的起搏器的侧面打开视图。

[0022] 图10是包括在图9的起搏器中的声学耦合构件和声学接收器的顶部截面视图。

[0023] 图11是触发的起搏器的示例性配置的功能框图。

[0024] 图12是包括在触发的起搏器中的声学接收器的一个示例的框图。

[0025] 图13是向比较器提供的用于检测声学触发信号的经整流和滤波的换能器信号的绘图。

[0026] 图14是根据一个示例的用于控制触发式治疗递送装置的方法的流程图。

[0027] 图15是用于控制由触发的起搏器递送的心脏起搏治疗的方法的流程图。

[0028] 图16是根据一个实施例的用于控制由触发的起搏器递送的心脏再同步治疗（CRT）的方法的流程图。

[0029] 图17是时序图，描绘了由发射装置发射的触发信号以及由触发式治疗递送装置进行的相应触发信号检测。

具体实施方式

[0030] 在此公开了IMD系统及相关联技术，用于使用植入在一个位置处的感测装置感测生理信号并触发治疗递送装置向第二位置处的靶标患者组织递送自动治疗。通过由感测装置控制的压电装置传输的声学触发信号来触发治疗递送装置来递送治疗。由分开的感测装置和治疗递送装置实现自动治疗递送，而不需要这两个装置彼此物理地连接。除了其他事项以外，消除在IMD系统的感测部件和治疗递送部件之间的物理连接使得能够使用微创植入程序，减小IMD系统部件的尺寸和/或消除如医疗引线等其他部件、在治疗递送装置中的感测能力以及在治疗递送装置中的射频（RF）放大器和收发器。

[0031] 如在本文中所使用的，“触发信号”是当电信号被施加到换能器上时，由声学换能器所发射的声学信号（例如，超声信号）。声学触发信号是命令信号，所述命令信号由感测装置生成并且使用声学能量作为通信手段通过发射装置从感测装置发送至治疗递送装置以由治疗递送装置在检测到触发信号时触发治疗递送。

[0032] 在此使用的“触发式治疗递送装置”是由触发信号触发以将治疗递送至靶标患者组织的装置。在本文所描述的说明性实施例中，所述治疗是电刺激治疗（如心脏起博脉冲），尽管其他类型的治疗（如，药物递送）也被设想。触发式治疗递送装置包括换能器，所述换能器响应于经受触发信号而产生电信号。将电信号与触发检测阈值进行比较，并且当超出检测阈值时，电信号使治疗递送装置向患者的靶标组织递送治疗刺激脉冲。因此，如在本文中所公开的“触发式治疗递送装置”并不是在对生理信号（使用产生如血压信号或心音信号等与生理条件或生理事件相互关联的时变信号波形的声学换能器来感测所述生理信号）进行处理的基础上做出递送治疗的决定的。由控制换能器（所述换能器发射触发信号）的感测装置做出递送治疗的决定。所述感测装置和所述治疗递送装置不需要彼此处于有线连接。

[0033] 图1是包括声学触发式治疗递送装置的IMD系统2的概念图。系统2包括感测装置4、声学信号发射装置5、以及治疗递送装置6。感测装置4能够感测生理信号以便确定何时需要治疗。感测装置4可能或可能不能够直接向患者递送治疗。感测装置4至少能够感测生理信号、基于所述生理信号确定需要治疗、并且产生被递送给发射装置5的控制信号3。在各个示例中，感测装置4可以是起搏器、ICD、ECG监测器、血液动力监测器、神经刺激器、药物泵、或其他IMD。

[0034] 感测装置4与声学信号发射装置5进行有线或无线通信。感测装置4将控制信号3发送至发射装置5以使发射装置5发射声学触发信号7（在图1中被示出为在方向上聚集的信号）。在其他实施例中，声学触发信号7可以是多方向的（例如，非聚集的）。

[0035] 在图中，发射装置5被示为与感测装置4分开的装置，然而在一些示例中，发射装置5被结合在感测装置4中。在一些应用中，可以在治疗递送装置6的声学触发信号接收范围内的位置处植入（或者位于外部）结合了发射装置5的感测装置4。在其他应用中，感测装置4和治疗递送装置6的物理位置可能距离太远或者被将禁止治疗递送装置6可靠地接收声学触发信号的高反射组织或声音衰减结构分离。在这些情况下，发射装置5位于从感测装置4间隔开的位置处，并且被定位成用于可靠地将声学触发信号传输至治疗递送装置6。

[0036] 在各种实施例中，感测装置4可以感测任何生理信号或者在特定应用中用于确定治疗需要的信号的组合。这种信号可以包括但不限于如ECG（心电图）、EGM（心脏电描记图）、EMG（肌电图）、EEG（脑电图）或者神经动作电位等电信号。另外或替代性地，感测装置4可以被配置成用于感测机械或化学生理信号。感测装置4可以感测到的其他生理信号包括但不限于：血压信号或其他压力信号、光学信号（如用于确定血氧饱和或阻止氧饱和的光学信号）、声学信号（如心音）、活动信号、或姿势信号。

[0037] 所述生理信号可以用于控制治疗递送装置6被触发以相对于所感测到的生理事件递送治疗的时间和/或基于由感测装置4所感测到的生理信号确定的状态或条件确定需要治疗递送。由此，感测装置4被配置成用于根据编程的治疗递送算法和针对给定应用的治疗递送控制参数确定治疗所需的时间。

[0038] 当感测设备4确定是时候递送治疗时，控制信号3被传送至声学信号发射设备5。发射装置5可以通过医疗引线物理地耦合至感测装置4以将作为电信号的控制信号传送至发射装置5。可替代地，发射装置5可以被配置成用于从感测装置4中接收无线遥测通信信号，比如，使发射装置5发射声学触发信号7的射频（RF）命令信号。

[0039] 治疗递送装置6包括声学接收器8，所述声学接收器包括接收声学触发信号7并且将其转换成电信号的换能器。将电信号与阈值进行比较，以检测声学触发信号7。治疗递送装置6响应于检测到声学触发信号7而递送如一个或多个电刺激脉冲等治疗。

[0040] 在本文中所使用的“声学触发信号”是指由发射装置5中的声学换能器产生的并且由接收治疗递送装置6中的声学换能器8接收的振动信号。声学触发信号7不是例如由患者的作用在换能器上的心脏、肌肉、肺或者其他身体部位的振动而产生的感测的生理信号。当感测装置4的电路产生如逻辑信号等控制信号3时，产生声学触发信号7。可以基于由感测装置4感测的生理信号来生成控制信号3；然而，声学触发信号本身源自装置生成的激活发射装置5的声学换能器的电信号，而不是作用在发射装置5的换能器上或者在治疗递送装置接收换能器8上的生理运动或振动。在一些实施例中，声学触发信号7可以被称为“起搏触发信号”，这是因为其是发射来设置起搏脉冲的定时的起搏定时信号。可以在时间上将声学触发信号7从感测的生理事件和与生理事件同步地递送的起搏脉冲中的一者或两者中分离。

[0041] 治疗递送装置6通常是被适配成用于植入在靶标治疗递送位点处的小型化装置。在一些应用中，靶标治疗递送位点需要最小化的装置尺寸以避免复杂性、使患者不适最小化、和/或便于微创植入手术。如此，治疗递送设备6可以减少用于感测生理信号、进行数据收集、进行射频或其他双向遥测通信的功能，或者通常呈现在起搏器、ICD、神经刺激器或者被配置成用于自动地向患者递送治疗的其他类型的IMD中的其他功能。

[0042] 例如，治疗递送装置6可以是具有沿着治疗递送装置6的外壳被定位的电极的经导管的脉冲发生器。在其他示例中，携带一个或多个电极的短引线可以延伸自装置6。在以下更加详细地描述的说明性实施例中，治疗递送装置6是由来自发射装置5的声学触发信号触发来递送一个或多个心脏起搏脉冲的经导管的心内起搏器。如在此所使用的，“经导管”起搏器（或其他经导管装置）是这样的装置：可以通过导管或其他细长管状递送工具植入在目标位置处，以便将所述装置前进至所述目标位置，而不必在目标位置具有直接视线。治疗递送装置6并不限于心脏起搏器。装置6可以具体化为其他类型的电刺激治疗递送装置，如被配置成用于向任何可兴奋组织递送电刺激（包括中枢神经系统、外周神经系统、平滑肌组织和/或骨骼肌组织）的装置。

[0043] 此外，应认识到的是，由声学触发信号7触发来递送治疗的治疗递送装置6不限于电刺激治疗递送装置。在替代性实施例中，治疗递送装置6可以被配置成用于使用机械、光学、制药或其他治疗性装置递送其他类型的治疗。例如，治疗递送装置6可以是用于递送药物或生物制剂的流体递送装置。

[0044] 图1B是可以包括在图1A的IMD系统2中用于触发声学触发式治疗递送装置6的感测装置4的一个示例的概念图。感测装置4可以或可以不包括治疗递送能力。在图1B的示例中，感测装置4是将声学触发信号发送至治疗递送装置8以实现治疗递送的仅感测装置。“仅感测”装置是感测一个或多个生理信号从而确定需要治疗但并不向靶标患者组织直接递送治疗的装置。

[0045] 感测装置4可以包括一对感测电极19，这对感测电极沿着导电外壳11的非绝缘部分。例如，外壳11可由钛形成，并且包括对所发射的信号与相邻组织进行声学耦合的薄箔膜部分9。将发射装置5'提供作为沿着箔膜9被定位在外壳11内的基于外壳的发射装置。发射装置5'可以包括用于传输触发信号通过膜9和相邻组织到达治疗递送装置6的一个或多个声学换能器（例如，声学换能器的二维阵列）。对箔膜9的厚度进行选择，以有效地将从发射装置5'中发射的声学信号耦合至相邻组织。

[0046] 在一个示例中，可以在皮下将感测装置4定位在胸骨旁位置中，以便通过电极19来感测患者的心脏的ECG信号。治疗递送装置6可以是被植入在心脏腔室中的心内起搏器。感测装置4将声学触发信号从发射装置5'传输至治疗递送装置6，以触发治疗递送装置6来递送一个或多个起搏脉冲。以此方式，提供了包括最小尺寸的可植入装置的且不需要经静脉的引线的心脏起搏系统。在一些示例中，心脏起搏系统2可以是无引线医疗装置系统。

[0047] 图2A是概念图，展示了可以用于感测患者12内的心脏电信号并向心脏26提供治疗的可植入式医疗装置（IMD）系统10。IMD系统10包括心内起搏器100以及耦合至血管外除颤引线16的ICD 14。除颤引线16包括可以是细长线圈电极的除颤电极24、一对感测电极28和30、以及声学信号发射装置18。电极28和30被展示为环形电极，但也可以是其他类型的电极或者电极组合。声学信号发射装置18包括由ICD 14控制来发射声学触发信号从而使起搏器
100递送一个或多个起搏脉冲的声学换能器。

[0048] ICD 14被示为皮下地植入在患者12的左侧。连接到ICD 14上的除颤引线16从ICD 14居中地延伸到患者12的胸骨22和剑突20。在靠近剑突20的位置处，除颤引线16皮下地向上方弯曲或转动并延伸，基本上平行于胸骨22。除颤引线16可以被植入为使得引线16对于胸骨主体22的左侧或右侧横向地偏移，并且可以皮下地植入例如皮肤与肋骨或胸骨之间。
取决于ICD 14的位置、电极24、28、和30和声学信号发射装置18沿着引线16的位置以及起搏器100的位置、或其他因素，除颤引线16可以被相对于胸骨22植入在其他位置或角度，或者被进一步定位于上方或下方。在其他实例中，可以将引线16植入在其他血管外位置处。在一个示例中，引线16可以被至少部分地植入在胸骨下位置或胸廓32内、胸腔内以及心包内或外，没有必要与心脏26直接接触。

[0049] 除颤引线16被定位成使得除颤电极24与第二电极（如ICD 14的外壳15的一部分或安置在第二引线上的电极）之间的治疗向量基本上跨过心脏26的心室。在一个示例中，治疗向量可以被视为从除颤电极24上的点向ICD 14的外壳15（有时称为“罐”电极）上的点延伸的线。在另一个示例中，可以沿着胸骨22安置除颤引线16，这样使得除颤电极18与外壳15（或其他电极）之间的治疗向量基本上跨过心脏26的心房。在这种情况下，系统10可以用于提供心房治疗，如治疗心房纤维性颤动的治疗。

[0050] 声学信号发射装置18被定位成用于建立并不过度地衰减从发射装置18传输至包括在心内起搏器100中的接收器的声学触发信号的声学信号传输路径。例如，可以选择发射装置18的位置，从而使得在发射装置18与起搏器100之间的直接声学路径尽可能地避免作为不良声学导体的肺或其他组织。当引线16被定位成在胸外时，发射装置18可以被定位成在剑突20下方近似所示的位置。在其他示例中，相对于起搏器100来定位发射装置18，以建立有效的声音传输路径，所述声音传输路径可以是考虑外部环境和介入组织的声学性质的直接或间接路径。

[0051] 除颤引线16还可以包括在或朝向引线16的远端的附接特征29。附接特征29可以用于辅助引线16的植入和/或用于将引线16固定在希望的植入位置的圈、链环、缝合或其他附接特征。在一些情况下，除了或代替附接特征29，除颤引线16可以包括固定机构。例如，除颤引线16可以包括邻近电极30或接近发射装置18定位的缝线套管或其他固定机构（未示出），所述缝线套管或其他固定机构被配置用于将引线16固定在剑突20或下胸骨位置附近。固定机构（例如，缝线套管或其他机构）可以是与引线一体的或者可以在植入之前由用户加入。固定机构可以用于将发射装置18稳定地定位于（沿着肋间空间）剑突20下方、或其他期望位置从而防止发射装置18转动或偏移，由于人体组织的干涉或衰减，所述转动或偏移会导致触发信号错向或触发信号丢失。

[0052] 尽管将ICD 14展示为被植入在患者12的腋中线附近，但是可以将ICD 14植入在患者12的其他皮下位置处，如朝向腋后线在躯干上进一步向后、朝向腋前线在躯干上进一步向前、在胸肌区中、或在患者12的其他位置处。在ICD14植入在胸部的情况下，引线16将顺着不同的路径，例如跨过上胸部区域并且沿着胸骨22向下。当ICD 14被植入在胸肌区中时，系统10可以包括第二引线，所述第二引线包括除颤电极以及可选择地声学发射装置18，所述除颤电极沿着患者的左侧延伸，从而使得第二引线的除颤电极沿着患者的左侧定位，以充当治疗向量的用于对心脏26进行除颤的阳极或阴极。

[0053] ICD 14包括外壳15，所述外壳或罐形成保护ICD 14内的部件的气密密封件。ICD 14的外壳15可以由导电材料（如钛）或其他生物相容性导电材料或导电材料和非导电材料的组合形成。外壳15可以封围一个或多个部件，包括处理器、存储器、发射器、接收器、传感器、感测电路、治疗电路以及其他适当的部件（在本文中通常被称为模块）。在一些实例中，外壳15充当与电极24、28、和30之一组合使用的电极（有时候被称为“外壳电极”或“金属壳电极”），以向心脏26递送治疗或以感测心脏26的电活动。

[0054] ICD 14可以包括用于接收引线16的近端连接器（未示出）的连接器组件13（有时候被称为连接器块或接头）。连接器组件13包括电馈通，除颤引线16内的导体与包括在外壳15内的电子部件之间通过所述电馈通进行电连接。根据ICD 14的预期植入位置，除了或者代替由引线16所承载的发射装置18，可以将声学信号发射装置包括在连接器组件13和/或外壳15中，以便将声学触发信号传输至起搏器100。例如，可以沿着充当组织与包括在外壳15内的压电换能器之间的声学接口的薄箔膜将声学发射装置定位在外壳15内（例如，如通常在图1B中所示出的）。

[0055] 引线16可以包括在引线16的近端处的连接器，比如，DF4连接器、分叉连接器（例如，DF-1/IS-1连接器）、或者具有耦合至ICD 14的连接器组件13内的端口的至少一个接线销的其他类型的连接器。除颤引线16的引线体17可以由非导电材料（包括硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物、以及其他适当材料）来形成，并且被成形为用于形成一个或多个内腔，一个或多个细长导体在所述一个或多个内腔内延伸。

[0056] 除颤引线16包括细长电导体（未展示），所述细长电导体中的每一个细长电导体在细长引线体17内从除颤引线16的近端上的连接器延伸至电极24、28和30以及发射装置18。尽管将除颤引线16展示为包括三个电极24、28和30，但是除颤引线16可以包括更多或更少的电极。当除颤引线16的连接器被连接至连接器组件13时，对应导体可以通过连接器组件
13中的连接（包括相关联的馈通）被电耦合至ICD 14的电路（比如，治疗递送模块、感测模块、或者触发信号驱动信号电路）。

[0057] 电导体将治疗从ICD 14内的治疗模块传输到电极24、28和30中的一个或多个电极，并且感测的电信号从电极24、28和30中一个或多个电极传输至ICD 14内的感测模块。从近端引线连接器延伸至发射装置18的电导体将驱动信号传导至发射装置18，以使发射装置18在适当时候发射声学触发信号，从而使心内起搏器100向心脏26递送一个或多个起搏脉冲。

[0058] ICD 14被配置成用于通过一个或多个感测向量来感测心脏电信号，所述一个或多个感测向量包括电极28和30以及外壳15的组合。例如，ICD 14可以使用在电极28与电极30之间的感测向量、在电极28与外壳15之间的感测向量、在电极30与外壳15之间的感测向量、或者其任何组合来获得心脏电信号。在一些实例中，ICD 14甚至可以使用包括除颤电极24的感测向量来感测心脏电信号，比如，在除颤电极24与电极28和30之一之间的感测向量、或在除颤电极24与外壳15之间的感测向量。

[0059] ICD 14响应于感测的心脏电信号（例如，可以包括P波和R波）而确定起搏治疗需要，并且控制发射装置18来基于该确定来发射声学触发信号。可以根据编程的单腔室、双腔室或多腔室心动过缓或CRT控制参数或其他心脏起搏治疗参数来确定起搏脉冲需要。ICD 14还可以分析感测的电信号，以检测心动过速（比如，室性心动过速或心室纤颤），并且可以响应于检测到心动过速而生成电治疗并向心脏26递送所述电治疗。例如，ICD 14可以通过包括除颤引线24和外壳15的治疗向量来递送一个或多个除颤电击。

[0060] 电极24，28，30以及外壳15可以用于感测ECG信号，以供用于控制由ICD 14所递送的R波同步冲击的定时以及用于控制由起搏器100所递送的起搏脉冲的定时。在一些实例中，可以在ICD 14递送除颤冲击之前或之后递送一个或多个起搏治疗，比如，抗心动过速起搏（ATP）或冲击后起搏。在这些实例中，ICD 14可以生成并通过包括电极24，28，30和/或外壳15的治疗向量来递送起搏脉冲。可替代地，ICD 14使声学信号发射装置18发射触发信号以使起搏器100在需要ATP或冲击后起搏以及在需要心动过缓或CRT起搏治疗的适当时间向心脏26递送起搏脉冲。

[0061] 在图2A中所展示的示例在性质上是说明性的，并且不应当被视为限制在触发式治疗递送系统中所使用的感测装置的类型以及在本文中所描述的技术。例如，除了感测ECG信号以外，ICD 14可以仅包括冲击治疗能力，而没有起搏治疗能力。在其他示例中，可以将ICD 14耦合至多于一条引线，以便感测ECG信号和/或将触发信号发送至起搏器100。在其他示例中，例如，如在图1B中所示出的，感测装置可以替代作为没有复律/除颤能力的单腔室或双腔室皮下起搏器或者作为没有治疗递送能力的仅感测装置的ICD 14。可以将这些感测装置中的任何感测装置耦合至基于外壳的电极和/或由经静脉的心内导线或血管外的心外导线承载的电极，以便感测电信号并且确定触发起搏器100递送治疗的适当时间。

[0062] 起搏器100是被适配成用于完全植入在心脏腔室内的经导管的心内起搏器，例如，完全在心脏26的RV内、完全在LV内、完全在右心房（RA）内、或者完全在左心房（LA）内。在图2A的示例中，起搏器100被定位成接近LV的内壁，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内壁，以提供右心室起搏。在其他示例中，起搏器100可以被定位在心脏26外或内的任何其他位置处，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内，例如，以提供对应的右心房起搏和左心房起搏。在其他实施例中，可以将起搏器100具体化为用于在另一个身体位置处递送电刺激治疗的治疗递送装置。在图2A中将起搏器100示出为无引线装置。然而，设想的是，在其他实施例中，可以将起搏器100耦合至从起搏器100处延伸的引线或者延伸段，以将治疗递送电极定位在从起搏器100间隔开的位置处。

[0063] 根据植入位置，起搏器100可以被配置成用于向除了心肌以外的（多个）目标治疗位点递送电刺激治疗。例如，起搏器100可以提供房室结刺激、脂肪垫刺激、迷走神经刺激、或其他类型的神经刺激。在其他示例中，系统10可以包括多个起搏器100，例如，以在心脏26的多个位点处（比如，在多个心脏腔室内）递送电刺激治疗，以便进行多腔室起搏治疗。

[0064] 起搏器100能够产生电刺激脉冲，通过起搏器100的外壳上的一个或多个电极来向心脏26递送所述电刺激脉冲。起搏器100包括用于接收由发射装置18发射的声学触发信号的声学接收器。起搏器100响应于接收声学触发信号而递送一个或多个起搏脉冲。

[0065] 在一个实施例中，起搏器100包括脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成用于在从发射装置18中接收声学触发信号时，递送一个或多个起搏脉冲。由ICD 14执行心脏信号感测。ICD 14通过引线16来感测ECG信号并且控制起搏器100在ICD 14的控制下通过发射装置18所发射的声学触发信号来递送的起搏。

[0066] 心内起搏器100可以或者不可以被配置成用于感测心脏信号。起搏器100可以仅依靠来自发射装置18的触发信号来控制起搏脉冲递送的定时，而无需感测任何其他心脏电事件信号或者任何其他生理信号。为了将起搏器100的大小最小化，可以省略如心脏信号感测和射频遥测功能等一些功能，从而使得起搏器100包括具有有限存储器的脉冲发生器、处理、和针对治疗递送的其他功能。

[0067] 在其他实施例中，起搏器100在心脏腔室（所述起搏器被植入在所述心脏腔室中）中感测EGM信号。然而，由于起搏器100被完全定位在心脏腔室内，所以由起搏器100所感测的EGM信号将对在其他心脏腔室中发生的P波和/或R波较不敏感或者不敏感。在过去的实践中，可能将皮下起搏器耦合至一条或多条引线，所述一条或多条引线将感测电极定位在多个心脏腔室中或者沿着多个心脏腔室，从而使得可以监测多个感测通道。通过监测多个感测通道，可以采用指定的时间间期（例如，AV间期或VV间期）来向一个或多个心脏腔室递送协调的起搏脉冲。

[0068] 由于起搏器100可能不具有或者具有限制的感测能力，所以起搏器100可能“看不见”如固有R波等在相同的心脏腔室中发生的固有事件，以及在其他心脏腔室中发生的起搏的或固有的事件。在另一个心脏腔室中的感测或起搏的事件之后，递送CRT、双腔室起搏、或者其他多腔室起搏治疗可能需要以预先确定的时间间期递送起搏脉冲。如此，发射装置18响应于由ICD 14所感测的ECG信号而向起搏器100提供触发信号，以使起搏器100相对于其他心脏腔室事件而以所期望的时间间期来递送起搏脉冲。组合了ICD 14（用于感测生理信号并且做出治疗递送决定）的起搏器100（用于生成起搏脉冲）提供用于递送各种治疗所需要的功能，所述各种治疗可能需要与在相同或不同的心脏腔室中发生的心脏事件同步或协调，而无需在被植入在分开的植入位点处的起搏器100与ICD 14之间的物理连接。

[0069] 图2A进一步描绘了通过通信链路42来与ICD 14进行无线通信的编程器40。在一些示例中，编程器40包括手持式计算装置、计算机工作站、或网络计算装置。编程器40包括向用户呈现信息并且从用户处接收输入的用户界面。应当注意的是，用户还可以通过网络计算装置来与编程器40进行远程交互。

[0070] 如内科医生、技术员、外科医生、电生理学家、其他护理者、或患者等用户与编程器40进行交互，以便与ICD 14通信。例如，用户可以与编程器40进行交互，以便检索来自ICD 
14的生理信息或诊断信息。用户还可以与编程器40进行交互，以便对ICD 14进行编程，例如，选择ICD 14的操作参数的值，包括用于控制声学触发信号发射装置18以便控制起搏器
100的参数。用户可以使用编程器40来从ICD 14中检索关于心脏26的节律、随时间的心脏节律趋势、或者心律失常事件的信息。

[0071] 如所指示的，ICD 14和编程器40通过无线通信来进行通信。通信技术的示例可以包括低频或射频（RF）遥测，但是可以使用其他技术。在一些示例中，编程器40可以包括编程头部，所述编程头部被放置在接近患者的身体靠近ICD14植入位点的位置处，以便改进ICD 14与编程器40之间的通信质量或安全性。

[0072] 在图2A中所展示的实施例是IMD系统10的示例性配置，并且不应当被认为限制在本文中所描述的技术。在其他实施例中，可以将ICD 14耦合至延伸到右心室（RV）中的经静脉的心内导线，以便将RV感测和起搏电极以及除颤线圈电极定位在RV内。在共同转让的美国专利号5,545,186（Olson（奥尔森）等人）中总体上公开了可以被适配成用于承载发射装置18的RV引线的示例。可以将发射装置18定位在比如在引线16上所示出的位置更远的位置处，从而使得发射装置18被定位在RV中与在LV中的起搏器100相反的位置处。之后，可以使发射装置18能够将声学触发信号从RV发射至在LV中的起搏器100。设想的是，可以构想基于引线的发射装置18的许多配置，并且可以沿着引线体17将发射装置18定位在比在引线16上所示出的位置相对更近或更远的位置处，以便将发射装置18定位在相对于起搏器100的所期望的位置处。

[0073] 图2B是患者的解剖结构的截面视图，描绘了图2A的系统10的替代性配置。发射装置18被示出为在引线16上的胸骨下位置中（在图2B的截面视图中看不到）。可以通过使引线16的远端前进至胸骨下位置来将发射装置18定位在皮下并且相对更向上的位置处，而不是被定位在胸骨上剑突下的位置处。发射装置18可以被配置成用于进行定向声音发射，发射装置18被取向成用于总体上将声学信号引导朝向起搏器100的植入位置，例如，沿着起搏器
100的如由箭头72所表示的声学路径，这基本上可以避开肺组织。

[0074] 可以将引线16放置在纵膈中的、并且更具体地前纵膈中的胸骨底下或下方。前纵膈侧向地以胸膜为界，向后以心包为界，并且向前以胸骨为界。可以至少部分地将引线16植入在其他心包外位置中，即在心脏26的外表面周围的区域中、但不必与所述外表面直接接触的位置。这些其他心包外位置可以包括在纵膈中但从胸骨22偏移、在上纵膈中、在中纵膈中、在后纵膈中、在剑突下或剑突下方区域中、在心尖附近、或其他不与心脏26直接接触且不是皮下的位置。在一些实施例中，引线16可以在心包内延伸并且与心脏26直接接触。在这些说明性植入位置中的任何植入位置中，可以将引线16定位成用于最佳地将声学发射装置18定位成用于可靠地将触发信号传输至起搏器100。

[0075] 图3A是概念图，展示了根据替代性示例的IMD系统10'。如上所描述的，耦合至引线16的ICD 14用于在患者12中感测心脏电信号并且向心脏26提供治疗。心内起搏器100被植入在LV内并且响应于接收声学触发信号而向LV递送起搏脉冲。在此实施例中，由分开的引线62承载声学触发信号发射装置60，所述分开的引线耦合至ICD 14并且被定位在胸廓外（例如，沿着肋间隙），以便通过肋间隙和介入肌肉、血液、心肌组织等来将声学触发信号引导朝向起搏器100。发射装置60能够从ICD 14中接收沿着引线62传导的控制信号。当接收到控制信号时，发射装置60发射声学触发信号，以使起搏器100递送LV起搏脉冲。

[0076] 可以提供承载发射装置18的专用引线60来将发射装置18定位在最佳位置处，以便将触发信号传输至起搏器100。最佳位置是发射装置18相对于起搏器100的位置，所述位置允许由起搏器100可靠地检测的具有足够信号强度和信噪比的触发信号到达起搏器100。在声学发射装置18与起搏器100之间的触发信号路径可以包括通过吸收或反射信号来衰减触发信号的组织。对发射装置18的位置进行选择，从而使得沿着所述路径的声学信号损失不会将触发信号的强度降低到可由起搏器100检测的阈值水平以下。

[0077] 发射装置60可以具有其自身的电池，所述电池可以是可再充电的，从而使得ICD 14进行感测和治疗递送功能所需要的能量以及用于进行声学触发信号发射所需要的能量分布在两个装置和两个（或更多个）电池或其他电源上。

[0078] 可替代地，可以将发射装置60具体化为能够从ICD 14中接收无线控制信号的无引线装置。可以将由专用引线62承载的或者被具体化为无引线发射装置的发射装置60定位在最佳位置中，以便将声学触发信号传输至起搏器100，而无需与用于感测ECG信号并且递送冲击治疗的电极24，28和30的最佳定位相关联的限制。可以将无引线发射装置60植入在所期望的位点，而无需引线隧道。发射装置60可以充当用于通过将电传导的或者无线传输的RF控制信号转换成传输至起搏器100的声学触发信号来将控制信号从ICD 14传输至起搏器100的中继装置。

[0079] 位于胸廓外（比如，在ICD 14中或沿着所述ICD或者在皮下被定位成沿着从ICD 14处延伸的引线）的发射装置18或60进行定位可以被定位为使得引导声音通过肋间隙、传输通过心脏26或者通过肋骨。沿着通过血液和肌肉组织的路径传输声学触发信号可能比通过肺组织的路径更有效。可以对声学触发信号的频率进行选择，以提供通过组织的有效传输，所述组织沿着声学触发信号发射装置18或60与接收起搏器100之间的声学路径。

[0080] 在一些示例中，多个发射装置可能包括在系统10或10'中。根据起搏器100的最终植入位置和可能随着时间而发生的移动，相比由处于不同的位置处的另一个装置发射的声学触发信号，起搏器100可能对一个装置发射的声学触发信号更敏感。可由ICD 14单独地或组合地选择被定位在不同的间隔开的位置处的多个发射装置来发射声学触发信号，从而实现起搏器100使用最大的功率效率来可靠地接收触发信号。

[0081] 此外，设想的是，声学发射装置18可以位于ICD 14中，例如，沿着其外壳15和/或连接器组件13。沿着外壳15被结合时，可以对整个或者在相邻发射装置的指定位置处（例如，如在图1B中由膜9所示出的）的外壳厚度进行选择，从而使得发射装置的外壳和发射装置的传输声学换能器以发射装置的工作频率一起共振。在一些实施例中，可以相对于起搏器100而植入ICD 14，从而使得可以可靠地将声学信号从ICD 14传输至起搏器100。选择ICD 14的植入位置，以便建立电极24与ICD外壳15之间的除颤向量。在其他应用中，不同类型的感测装置可以替代可以被植入在促进直接将声学信号从感测装置传输到起搏器100的各种位置处的ICD 14，而无需从感测装置和起搏器100间隔开的基于引线的或无引线发射装置来中继触发信号。

[0082] 图3B是概念图，展示了包括多个治疗递送装置100，100'，和100″的IMD系统11。在包括多个心内起搏器100，100'和100″的实施例中，在每一个起搏器100，100'和100″中的声学接收器可以被配置成对不同的信号频率敏感。在所示出的示例中，在LV中示出一个起搏器100、在RV中示出起搏器100'、并且在RA中示出起搏器100″。可以控制（由控制信号95）发射装置18来发射第一频率的声学触发信号以便触发被配置成用于检测具有第一频率（并且忽略其他频率）的触发信号的RV起搏器100'，并且发射第二频率的第二声学触发信号以便触发被配置成用于检测具有第二频率的触发信号的LV起搏器100。可由ICD 14控制发射装置18来发射第一频率的触发信号以便引起递送声学触发式RV起搏脉冲，并且发射第二频率的触发信号以便以受控的时间间期（正或负）相对于在RV中所触发的起搏而触发LV起搏脉冲。类似地，可以响应于第三波长而触发RA起搏器100″来递送起搏脉冲。

[0083] 可替代地，多个触发的起搏器100，100'和100″可以包括如以下更加详细地描述的声学接收器，所述声学接收器以相同的工作频率进行操作但是被配置成用于检测相互排斥的不同触发信号模式。例如，每一个触发的起搏器100，100'和100″可以被配置成用于检测唯一的触发信号，所述唯一的触发信号可以包括处于预定义的脉冲间期、脉冲幅度和/或其他脉冲成形参数或模式的多个脉冲。可以通过指定的触发信号模式来对个别触发的起搏器100进行寻址，而通过不同的触发信号模式来对另一个触发的起搏器100'进行寻址。不同的触发信号参数可以用于传输由适当治疗递送装置100，100'或100″识别并检测的相互排斥的触发信号。可以通过不用的脉冲号、不同的脉冲间间期、不同的脉冲宽度、触发信号脉冲的不同上升和/或下降斜率或其任何组合来定义相互排斥的触发信号模式。

[0084] 为了说明，一个治疗递送装置100可以将具有多于两个脉冲的触发信号检测为是无效的，而另一个治疗递送装置100″可以要求检测至少三个脉冲以便识别有效的触发信号。在另一个示例中，一个治疗递送装置100可以检测具有短-长-短（Short-Long-Short）脉冲间间期模式的有效触发信号，而另一个治疗递送装置100″'可以将有效触发信号检测为具有长-短-长（Long-Short-Long）脉冲间间期模式的触发信号。

[0085] 可替代地，当两个（或更多个）治疗递送装置100和100'包括在IMD系统11中时，可以使用多个发射装置18，18'和18″，所述多个发射装置中的每一个发射装置被配置成用于将触发信号分别定向到一个特定的治疗装置100，100'和100″'处。例如，可以将成对的发射装置和治疗递送装置（18与100'成对、18'与100成对、并且18″与100″成对）相对于彼此植入，从而使得每一个发射装置18，18″'和18″被定位和被控制来将发射的触发信号聚集在对应的治疗递送装置100'，100和100″'处。

[0086] 发射装置18，18″和18″'中的每一个发射装置被示出为由耦合至ICD 14的引线16或62承载，但是在一些示例中，包括在IMD系统11中的发射装置5'可由仅感测装置4来控制，所述仅感测装置可以被提供为如结合图1A所描述的ECG监视器。发射装置5'可以是用于控制多个治疗递送装置100，100'和100″的多个发射装置之一，或者IMD系统11的用于控制多个治疗递送装置100，100'和100″的单个发射装置。

[0087] 可以顺序地将触发信号引导或者聚集朝向不同的靶标治疗递送装置100，100'和100″。例如，可以控制包括在发射装置18或者发射装置5中的声学换能器阵列来将一个触发信号聚集在一个治疗递送装置100处并且控制其来将另一个触发信号聚集在另一个治疗递送装置100'或100″处。

[0088] 在图3B中所示出的多个治疗递送装置100，100'和100″、发射装置18，18'和18″、以及感测装置4和14被描绘成用于展示可能包括在使用声学触发信号来控制至少一个触发式治疗递送装置的IMD系统11中的一个或多个感测装置、一个或多个发射装置和/或一个或多个治疗递送装置的各种可能的组合。这些装置的任何变形型式或组合可以用于递送通过声学触发信号来触发的治疗。采用在本文中所公开的技术的治疗递送系统可以包括不同于在附图中所示出的组合和安排的至少一个治疗递送装置、至少一个感测装置和至少一个触发信号发射装置的组合和安排。

[0089] 图4是包括在图2A和图3中所示出的ICD 14的一个实施例中的电子电路的功能框图。ICD 14包括电感测模块86、治疗递送模块84、遥测模块88、处理和控制模块80（在本文中也被称为“控制模块”80）、存储器82、以及心脏信号分析器90。电源98向ICD 14的电路（包括模块80，82，84，86，88，90中的每一个模块）提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储装置，比如，一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。

[0090] 在图4中所示出的功能块表示可以包括在ICD 14中的功能，并且可以包括实施能够产生归属于本文中的ICD 14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。例如，所述模块可以包括模拟电路，例如，放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。所述模块还可以包括数字电路，例如，模数转换器、组合逻辑电路或时序逻辑电路、集成电路、存储器装置等。存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁的、或电的非瞬态计算机可读存储介质，比如，随机存取存储器（RAM）、只读存储器（ROM）、非易失性RAM（NVRAM）、电可擦除可编程ROM（EEPROM）、闪存、或任何其他存储器装置。此外，存储器82可以包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，在由一个或多个处理电路执行所述指令时，所述指令控制模块80或者其他ICD模块执行归属于ICD 14的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括以上所列出的介质中的任何介质，唯一例外的是瞬态传播信号。采用来实施在本文中所公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由在IMD系统装置中所采用的特定系统架构来确定。在考虑到在本文中的公开的情况下，在任何现代IMD系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以完成所描述的功能在本领域技术人员的能力内。

[0091] 可以将归属于在本文中的模块的功能具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或者其任何组合。将不同特征描绘为模块旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种模块必须由分开的硬件或软件部件来实现。相反，可由分开的硬件或软件部件来执行与一个或多个模块相关联的功能、或者将其整合在共同的硬件或软件部件内。例如，可以在执行存储在存储器82中的指令的处理和控制模块80中实施由心脏信号分析器90所执行的以确定由ICD 14和/或起搏器100所递送的治疗的需要的心律失常检测操作。

[0092] 处理和控制模块80与治疗递送模块84、心脏信号分析器90以及电感测模块86通信，以便感测心脏电活动、检测心脏节律、并且响应于感测的信号而生成心脏治疗。治疗递送模块84和电感测模块86被电耦合至由引线16承载的电极24，28和30（例如，如在图2A中所示出的）和外壳15，所述外壳的至少一部分还充当公共电极或接地电极。

[0093] 电感测模块86耦合至电极28和30，以便监测患者心脏的电活动。可选择地，可以将电感测模块86耦合至电极24和15，并且使其能够选择性地监测从可用电极24，28，30和15中选择的一个或多个感测向量。例如，感测模块86可以包括用于选择将电极24，28，30和外壳15中的哪些耦合至包括在感测模块86中的感测放大器的切换电路。切换电路可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将感测放大器耦合至所选择的电极的任何其他类型的切换装置。可以选择电极28与电极30之间的感测向量来感测ECG信号，或者可以选择利用线圈电极24和/或外壳15的感测向量，例如，从感测模块28到外壳15的感测向量或者从感测模块30到外壳15的感测向量。

[0094] 通过感测模块86的输入来接收一个或多个ECG信号。感测模块86包括一个或多个感测放大器或用于从（多个）ECG信号中感测心脏事件（例如，P波和/或R波）的其他心脏事件检测电路。感测模块86包括将感测事件信号传送至心脏信号分析器90的感测放大器。例如，当ECG信号越过对应的P波感测阈值和R波感测阈值（所述阈中的每一个阈值可以是自动调整的感测阈值）时，将P波感测信号和R波感测信号传送至心脏信号分析器90。通常通过定时电路92内的起搏逸搏间期计时器到期来确定心动过缓或心搏停止。响应于起搏逸博间期到期而将控制信号95传送至声学信号发射装置18。根据触发信号或感测事件信号来重新开始起搏逸博间期。在一个心脏腔室（心房或心室）中感测到事件并且将触发信号发送至起搏器100以在AV间期或VV间期内递送与感测的事件同步的起搏脉冲时，由控制模块80开始如AV起搏间期或VV起搏间期等其他起搏间期。

[0095] 在本文中所呈现的说明性示例中的控制信号95可以被称为起搏控制信号，这是因为所述控制信号使起搏器100向心脏腔室递送起搏脉冲。在其他示例中，可由心脏信号分析器90产生控制信号95，以使起搏器100（或者另一个治疗递送装置）递送其他类型的治疗脉冲。例如，可以产生控制信号95，以使起搏器100或者另一个治疗递送装置递送ATP脉冲、迷走神经刺激脉冲、或者其他类型的电刺激脉冲。

[0096] 控制信号95是当发射装置以有线连接的方式耦合至ICD 14时，沿着引线16（或者承载发射装置18的另一根引线）传送到发射装置18的电信号。可替代地，控制信号95是传送到遥测模块88的电信号，在所述遥测模块中，所述控制信号被转换成通过遥测模块88传输至发射装置18的无线遥测信号。发射装置18可由引线承载，但是被配置成用于从遥测模块88中无线地接收控制信号95。可替代地，发射装置不是基于引线的发射装置并且从遥测模块88中接收无线控制信号（例如，RF信号）。

[0097] 声学信号发射装置18包括从遥测模块88中接收作为有线电信号或无线信号的控制信号95的驱动信号电路34。驱动信号电路34使声学换能器36能够发射声学触发信号。如在本文中所描述的，由起搏器100接收并检测声学触发信号，以使起搏器100向患者心脏递送一个或多个起搏脉冲。可以根据预设频率、幅度、持续时间或其他信号特性来生成声学触发信号。换言之，控制信号可以仅使用信号来通知发射装置18需要触发信号。触发信号仅使用信号来通知起搏器100递送治疗，而无需用信号来通知与多少起搏脉冲、什么脉冲幅度或脉冲宽度相关的任何信息或者其他起搏脉冲控制参数信息。起搏器100可以被编程成用于当检测到触发信号时，根据预定义的脉冲控制参数来递送预定数量的起搏脉冲。

[0098] 可替代地，控制信号95可以包括编码的起搏脉冲控制信息。由驱动信号电路34生成的控制信号可以使换能器36根据触发信号的根据控制信号来有意地调整的频率、持续时间、幅度或其他特性来发射触发信号。控制信号95使用信号来通知发射装置18需要触发信号以及发射的触发信号应当具有什么（多个）特性。起搏器100可以被配置成用于检测发射的触发信号的（多个）特性并且基于该特性来设置起搏脉冲控制参数。

[0099] 可以将换能器36具体化为被配置成用于在从电路34中接收到驱动信号时发出声音的一个或多个超声换能器。例如，换能器36可以包括一个或多个微机电系统（MEMS）装置、陶瓷压电晶体、聚合物压电晶体、电容式微加工超声换能器（CMUT）或者其他超声换能器。换能器36可以包括多个换能器，所述多个换能器被配置在阵列中和/或被配置成用于从发射装置18中在多个方向上发射声学信号，以促进起搏器100接收声学触发信号，尽管发生发射装置18和起搏器100相对其彼此的移动、旋转或其他相对取向的变化。可由驱动信号电路34来选择多个换能器，从而使得选择换能器中在起搏器接收器处产生最佳信噪比的单个换能器或其组合。

[0100] 换能器36可以包括由驱动信号电路34激活来发射进行相长干涉的声波从而改进声学信号传输的有效性的多个换能器。在包括如一个或多个基于引线的发射装置、一个或多个无引线发射装置和/或结合在ICD 14中的一个或多个发射装置等多于一个发射装置的实施例中，可以同步地激活两个或更多个发射装置来产生在起搏器100的接收器处重叠以便增大传输效率和/或改进信号接收的超声波。可以独立地被脉冲以发出声音的换能器相控阵列可以用于将声学信号聚集朝向预期接收器。当包括了多个起搏器100或其他治疗递送装置时，可由驱动信号电路34控制包括在换能器36中的换能器相控阵列来将换能器脉冲在编程的时间关系中，以将声学触发信号聚集在预期治疗递送装置的接收器上。

[0101] 换能器36可以包括被配置成用于发射不同的声音频率的不同类型的换能器。可由驱动信号电路34选择不同的换能器来使得能够传输声学触发信号的不同频率。例如，可以发射不同频率或者不同模式的幅度、频率、脉冲数等，以便由起搏器100触发不同的响应或者以便当植入了多个起搏器时，触发不同的心内起搏器。例如，不同的声学触发信号可以用于使起搏器100递送由不同的脉冲形状、脉冲幅度、脉冲宽度、脉冲频率或其他刺激脉冲参数所限定的一个或多个起搏脉冲。

[0102] 换能器36被配置成用于以可由起搏器接收器检测的幅度和频率来发出由沿着换能器36与起搏器接收器之间的路径的身体组织进行衰减之后的声音。在一个示例中，换能器36被配置成用于发出在大约40kHz到大于1MHz的范围内的声音。部分地基于沿着针对特定医疗应用的声学路径而遇到的期望类型的身体组织来选择触发信号的频率。

[0103] 定时电路92可以生成控制信号95以触发起搏器100来递送起搏脉冲从而根据存储在存储器82中的起搏算法和定时间期来提供心动过缓起搏、心房同步的心室起搏、ATP、心脏再同步治疗、AV结刺激、或者其他起搏治疗。在ICD 14递送复律-除颤冲击之后，随着心脏在冲击后恢复回到正常功能，可以临时地递送心动过缓起搏来维持心脏输出。

[0104] 心脏信号分析器90包括用于检测并区分室上性心动过速（SVT）、室性心动过速（VT）和心室纤颤（VF）的快速心律失常检测器94。在共同转让的美国专利号7,904,153（Greenhut（格林哈特）等人）中总体公开了感测和处理皮下ECG信号的一些方面，所述专利由此通过引用以其全部内容结合在此。快速心律失常检测器94将来自感测模块86的R波感测信号的定时用来测量R-R间期以便对不同的检测区域中的RR间期进行计数或者确定用于检测室性快速心律失常的心率或其他基于速率的测量值。另外地或可替代地，电感测模块86可以向心脏信号分析器90提供数字化ECG信号以供用于检测快速心律失常。在美国专利号7,742,812（Ghanem（加尼姆）等人）、美国专利号8,160,684（Ghanem（加尼姆）等人）、美国专利号5,354,316（Keimel（凯梅尔））、美国专利号6,393,316（Gillberg（吉尔伯格）等人）、美国专利号5,545,186（Olson（奥尔森）等人）、以及美国专利号5,855,593（Olson（奥尔森）等人）中总体上公开了可以被配置成与触发的起搏器100一起使用的ICD的示例以及可由快速心律失常检测器94执行以便检测和区分快速心律失常的操作的示例，所述全部专利通过引用以其全部内容结合在此。

[0105] 检测算法对于危及生命的VT和VF的存在或不存在而言是高度敏感和特定的。治疗递送模块84包括HV治疗递送模块，所述HV治疗递送模块包括一个或多个HV输出电容器。当检测到恶性心动过速时，通过HV充电电路来将HV电容器充电至预编程的电压电平。当从治疗递送模块84中检测到表示HV电容器已经到达用于递送编程的冲击能量所需要的电压的反馈信号时，控制模块80应用信号来触发对HV电容器进行放电。以此方式，控制模块80控制治疗递送模块84的高压输出电路的操作，从而使用线圈电极24和外壳15来递送高能量复律/除颤冲击。

[0106] 应当注意的是，所实施的快速心律失常检测算法不仅可以利用ECG信号分析方法，而且可以利用辅助传感器96（比如，组织颜色、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等）来由处理和控制模块80做出应用或者保留除颤治疗的决定。传感器96还可以用于由起搏器100确定起搏需要以及起搏脉冲的定时。例如，活动传感器信号或者如每分通气量信号等其他速率响应信号可以用于确定满足患者新产代谢需求的起搏速率。定时电路92产生控制信号95来使发射装置18生成声学触发信号，所述声学触发信号使起搏器100基于速率响应信号来以适当的速率递送起搏脉冲。传感器96可以包括由从ICD 14处延伸的引线所承载的一个或多个传感器，在外壳15和/或连接块13内或者沿着所述外壳和/或连接块。

[0107] 当被配置成用于接收无线控制信号95时，遥测模块88包括用于与另一个装置（比如，外部编程器40和发射装置18）通信的收发器和天线。在控制模块80的控制下，遥测模块88可以从编程器40或其他外部装置中接收下行遥测并将上行遥测发送至所述编程器或其他外部装置。遥测模块88可以无线地将控制信号95（例如，RF信号）传输至发射装置18。

[0108] 图5是根据一个实施例的引线16的局部视图。在图2A中所示出的发射装置18可以包括用于发射声学信号的圆环（torus）超声换能器90。换能器90可以被圆周地装配在引线16的细长绝缘引线体17周围。在这种情况下，换能器90的内径可能大约等于引线体17的外径。可替代地，可以通过引线体17中的开口来暴露换能器90。圆环换能器90的最大外径可能大约等于引线体17的外径。在其他示例中，圆环换能器90的最大外径可能大于引线体17的外径，并且圆环换能器90的内径小于引线体17的外径。例如，可以将换能器90耦合在引线体
17的分段端部之间，这可能包括使用附加耦合构件（例如，环或环形连接器）来沿着引线体
17装配换能器90。虽然示出了圆环换能器，但是应当认识到的是，可由引线体17承载其他形状或类型的换能器。

[0109] 换能器90耦合至一对导体44a和44b（共同地，44），延伸通过细长引线体17到达用于与ICD电路进行电连接的近端连接器。尽管在图5中没有示出延伸通过引线体17到达电极24，28和30的其他导体，但是应当理解的是，对应的绝缘导体将由引线体17承载至对应的电极。

[0110] 导体44从换能器90处延伸，到达驱动信号电路34（图4）。换能器90由驱动信号激活，所述驱动信号从驱动信号电路34通过导体44传导至换能器90。激活时，换能器90生成声学触发信号。由于换能器90并不用于感测声学信号，所以不需要用于将信号从换能器90传导至感测电路的附加导体或开关。在此示例中，从换能器90处延伸的导体44仅耦合至用于将ICD生成的控制信号承载至换能器90的驱动信号电路34（所述驱动信号电路可以包括与外壳15的接地连接），所述控制信号使换能器90发射声学信号。

[0111] 图6A是触发的起搏器100的概念图。起搏器100包括沿着起搏器100的外壳150被间隔开的电极162和164。电极164被示出为从起搏器100的远端102处延伸的尖端电极，并且电极162被示出为沿着外壳150的中间部分（例如，相邻近端104）的环形电极。在替代性实施例中，起搏器100可以包括两个或更多个环形电极或者沿着起搏器外壳150暴露的用于向心脏26递送治疗刺激的其他类型的电极。电极162和164可以是（不限于）钛、铂、铱或者其合金，并且可以包括如氮化钛、氧化铱、氧化钌、铂黑等低极化涂层。电极162和164可以被定位在沿着起搏器100的除了所示出的位置的位置处。

[0112] 外壳150包括控制电子子组件152，所述控制电子子组件容纳用于产生刺激脉冲并执行起搏器100的治疗递送功能的电子装置。作为一个示例，控制电子子组件152可以包括脉冲发生器和用于从发射装置18中接收声学触发信号并且响应于声学触发信号而触发脉冲发生器来通过电极162和164递送起搏脉冲的声学接收器。

[0113] 外壳150进一步包括电池子组件160，所述电池子组件向控制电子子组件152提供电力。电池子组件160可以包括在共同转让的美国专利号8,433,409（Johnson（约翰逊）等人）和美国专利号8,541,131（Lund（伦德）等人）中所公开的电池的特征，所述专利中的两者通过引用以其全部内容结合在此。外壳150由如不锈钢、钛或者其组合等生物相容性材料来形成。在一些示例中，外壳150可以包括绝缘涂层。绝缘涂层的示例包括聚对二甲苯、尿烷、聚醚醚酮（PEEK）、或聚酰亚胺等。整个外壳150可以是绝缘的，但是仅电极162和164是非绝缘的。在其他示例中，整个外壳150可以充当电极，而不是提供如电极162等局部电极。可替代地，可以将电极162与外壳150的其他部分电隔离。电极162和164形成用于进行双极性心脏起搏的阳极和阴极对。在一些实施例中，电极162和164还用于感测心脏EGM信号，在这种情况下，控制电子子组件152包括感测电路。

[0114] 起搏器100可以包括一组有源固定齿166，所述有源固定齿用于例如通过与心室骨小梁进行交互来将起搏器100固定到患者组织上。起搏器100可以包括如在共同转让的、预授权的公开美国2012/0172892（Grubac（格鲁巴茨）等人）中所公开的一组有源固定齿，所述公开由此通过引用以其全部内容结合在此。固定齿166被配置成用于锚定起搏器100，以可操作地将电极164定位在靶标组织的相邻位置处，以便递送电刺激脉冲。可以采用许多种类型的有源和/或无源固定构件来将起搏器100锚定或稳定在植入位置中。

[0115] 起搏器100可以进一步包括递送工具接口158。递送工具接口158位于起搏器100的近端，并且被配置成用于连接至用于在植入程序期间将起搏器100定位在植入位置处（例如，在心脏腔室内）的递送装置（比如，导管）。

[0116] 起搏器100包括用于将来自发射装置18的声学触发信号耦合至被封围在外壳150内的接收换能器的声学耦合构件180。包括在控制电子子组件152中的声学换能器接收进入到耦合构件180的振动，并且产生与触发检测阈值比较的电信号。当检测到触发信号时，起搏器100递送至少一个起搏脉冲。

[0117] 使起搏器100经静脉地前进到心脏腔室中时，起搏器100的最终取向可能改变，并且耦合构件180相对于患者解剖结构（并且因此，相对于发射装置18）的最终取向可能是未知的。此外，耦合构件180相对于发射装置18的取向可能由于起搏器100或发射装置18的移动或者由于心脏运动、呼吸运动、或者其他身体运动而随时间波动。如此，耦合构件180可以是外接（circumscribe）外壳150的用于从起搏器100的所有侧面中接收超声振动的连续构件。如以下所描述的，耦合构件180可以被机加工成具有将振动耦合至安装在构件180的内表面上的一个或多个换能器的一个或多个平坦表面。在其他实施例中，耦合构件180可以是不连续的，并且可以包括沿着外壳150的圆周的用于从多个方向上接收触发信号的多个分段构件。设想的是，可以构想沿着远端102、近端104或者沿着外壳150的外圆周的一个或多个耦合构件的许多配置。

[0118] 耦合构件180可以由包括但不限于金属（薄如，钛、不锈钢、金、铂、或者其合金）、玻璃、陶瓷、蓝宝石、或者其他材料等材料来形成。在考虑到接收声学换能器厚度的情况下选择耦合构件180的厚度，从而使得耦合构件和换能器的组合以靶标工作频率一起共振。为了说明，在一个实施例中，对于1MHz的工作频率，钛耦合构件180的厚度可以是大约0.2mm，并且可以根据需要根据耦合构件180的厚度来调整压电换能器材料厚度。在一些示例中，在没有预期限制的情况下，如沿着耦合构件180的平坦表面（例如，图7B中的平坦刻面（facet）308）所测量的，耦合构件180的厚度可以是大约0.01至0.5mm。

[0119] 图6B是根据替代性实施例的起搏器100的概念图。多个离散耦合构件180a至180d可以沿着起搏器100的多个侧面分布，而不是如在图6A中所示出的连续声学耦合构件180。在图6A和图6B中，起搏器100被示出为具有总体上圆柱形的外壳150。在其他实施例中，起搏器100可以具有棱柱形外壳，所述棱柱形外壳包括多个耦合构件或者沿着外壳的一个或多个侧面延伸的连续耦合构件。

[0120] 可以沿着耦合构件180a至180d中的每一个耦合构件的内表面定位声学换能器。当包括多个接收换能器时，可以通过用于检测触发信号的切换电路来选择由于进入的振动而产生最大电压信号的单个换能器。可替代地，可以使用换能器的组合来进行用于检测声学触发信号的逻辑或（OR）或和（AND）操作。例如，可以对由多个接收换能器所产生的电压信号进行求和，或者将其与触发检测阈值进行比较。

[0121] 图7A、图7B和图7C是起搏器100中的耦合构件180的一个示例性配置的截面图、侧视图和端视图。耦合构件180是总体上管状的，包括由具有多个刻面308的侧壁306分离的圆柱形相对端302和304。起搏器外壳150的总体上圆柱形形状可以促进起搏器100使用如导管等递送工具来进行到目标治疗递送位点的递送。圆柱形形状还可以促进患者舒适度并且可以被装配在植入位点处。然而，对于将声学信号耦合至起搏器100内的压电换能器而言，外圆柱形表面的效率较低。为了最小化起搏器外壳对声学信号的衰减，如在图6A中所示出的，沿着外壳150结合具有均匀厚度的平坦刻面308的耦合构件180，以便有效地将声学触发信号声学地耦合至安装在每一个刻面308的内表面312上的压电元件。

[0122] 侧壁306包括过渡部分314，所述过渡部分是圆筒形端302和304与刻面308之间的倾斜或斜切部分。如在图7A的截面视图和图7C的端视图中看到的，端302和304具有圆形横截面，并且根据沿着侧壁306形成的刻面308的数量，侧壁306的横截面可以是多边形的。例如，可以沿着总体上六边形的侧壁306提供六个刻面；可以沿着总体上八边形的侧壁306提供八个刻面；等等。刻面的数量可能在实施例之间变化，并且将取决于起搏器大小、所期望的压电元件的数量、压电元件的大小以及其他因素。为了从多个方向上或者围绕起搏器100的基本上360度上提供均匀的信号灵敏度，刻面308可能沿着耦合构件308的圆周均等地分布，从而使得可以沿着对应的内表面312安装压电换能器以便接收来自任何方向的信号。

[0123] 耦合构件180可以是由以上所列的示例性材料中的任何材料来形成的模制和/或机加工部件。每一个刻面308包括平行于由刻面厚度316分离的平面外表面310的平面内表面312。在考虑到耦合至内表面312的压电换能器的厚度的情况下选择刻面厚度316，从而使得刻面316和换能器以所期望的工作频率一起共振。如在图7A、图7B和图7C中可以看到的，耦合构件108将具有变化的厚度，但是沿着刻面308，厚度316是均匀的，并且根据发射的触发信号的工作频率和压电换能器的材料厚度，所述厚度可以处于0.03mm至0.5mm的范围内，可以根据刻面308的厚度316来调整所述材料厚度。

[0124] 圆筒形端302和304被配置成用于与相邻外壳部分（例如，控制电子子组件152、电池子组件160、固定构件和尖端电极组件、和/或电极162）相配合。例如，不限于通过焊接、铜焊、熔融键合或者粘结剂键合来将端302和304密封到相邻外壳部分。端302和304可以包括用于与相邻外壳部分接口连接的凸形的、凸形的或者螺纹的配合特征。圆筒形端302和304提供与相邻圆柱形子组件的精确配合（在规范容差内），并且由此促进耦合构件180和相关联的压电换能器与控制电子子组件152、电池子组件160和电极162的装配。在这种构造中，应当理解的是，可以利用介入套圈、连接器环或者其他构件来将声学耦合构件180与外壳150的相邻部件和/或电极162进行装配。在其他示例中，总体上管状的耦合构件的相对端
302和304可以具有被配置成用于与外壳子组件的匹配几何形状相配合的不同的几何形状（比如，多边形几何形状）。

[0125] 图8A、图8B和图8C分别是耦合构件180'的替代性实施例的截面图、侧视图和端视图。在其他示例中，耦合构件180'被配置成用于从已知的方向上接收声学信号。如在图7A中所示出的，耦合构件180'可以具有沿着耦合构件180'的圆周以非均匀间隔分布的或者沿着耦合构件180'的圆周的圆弧（所述刻面小于整个圆周）以均匀间隔分布的刻面，而不是沿着耦合构件的整个圆周以均匀间隔开的间隔来分布用于附接压电元件的刻面。

[0126] 例如，在图8A至图8C中，耦合构件180'被示出为包括在相对端402与404之间延伸的侧壁406。侧壁406具有刻面部分418和非刻面部分420。刻面部分418被示出为包括三个相同大小的相邻刻面408。每一个刻面408由均匀刻面厚度416分离的内平面表面412和外平面表面410来限定。斜切过渡部分414在每一个刻面408与相对圆柱形端402和404之一之间延伸。如上所描述的，对刻面厚度416进行选择，从而使得刻面408和耦合至内表面412的压电换能器响应于声学触发信号而以所期望的工作频率一起共振。非刻面部分420可以具有与圆筒形端402和404相匹配的圆筒形外和内表面，并且可以具有与刻面408相同或不同的厚度。

[0127] 在其他示例中，侧壁406可以包括单个刻面、被定位成距离彼此180度的两个相对刻面、以90度均等地被彼此隔开的四个刻面、或者沿着侧壁406的任何其他数量或者间隔的刻面。侧壁406的任何非刻面部分可以被圆化并且可以使用端402和404来限定恒定的外径。端402和404沿着侧壁406的刻面和非刻面部分418和420两者保持圆筒形几何形状，从而促进与外壳子组件的配合和密封。

[0128] 图9是根据一个示例的起搏器500的侧面打开视图。起搏器500包括电极和固定构件子组件510、控制电子子组件552、声学接收器512、以及电池子组件560。电极和固定构件子组件510包括尖端电极564，所述尖端电极可由单片控制释放装置（MCRD）511、无源固定构件566、以及电馈通514包围。MCRD 511可以被定位成围绕电极564以便洗脱如抗炎类固醇、抗生素或其他药理药剂等药物。在一个示例中，MCRD 511包括混合在硅酮中的地塞米松磷酸钠。绝缘电馈通514延伸至控制电子子组件552以便将电极564电耦合至集成电路556。

[0129] 控制电子子组件552包括封围集成电路556的外壳554。集成电路556控制如在本文中所描述的起搏器500（以及起搏器100）的各种功能。控制电子子组件552的外壳554被机械地耦合至屏蔽构件518，所述屏蔽构件反过来被机械地耦合至声学耦合构件580的一端。声学耦合构件580沿着其相对端被连接至电池子组件560。环形电极562可能沿着电池子组件560或者起搏器500的外壳的另一个部分延伸，并且可以是电池子组件560的外壳的非绝缘部分。

[0130] 声学耦合构件580可以对应于在图7A至图7C中所示出的耦合构件180或者在图8A至图8C中所示出的耦合构件180'。声学接收器512被封围在耦合构件180中，并且包括用于响应于由声学触发信号强加到耦合构件580的刻面上的振动而产生电信号的多个压电换能器582和整流二极管584。电池馈通520从电池子组件560处延伸到柔性电路592，所述柔性电路被电耦合至柔性电路连接器558，所述柔性电路连接器建立集成电路556、电池子组件560与声学接收器512之间的电连接。

[0131] 在图9中所示出的示例中，压电换能器590被定位成抵靠电池子组件560（例如，围绕电池馈通520），并且耦合至相关联的整流二极管（在图9中未示出）和柔性电路592。电池子组件560可以将由声学触发信号引起的振动传输至压电换能器590。压电换能器590被配置成用于响应于电池子组件560的振动而产生电信号，所述振动可能造成由起搏器500来检测声学触发信号。

[0132] 图10是耦合构件580和声学接收器512的顶部截面视图。在此示例中，声学接收器512包括沿着刻面内表面572耦合的柔性衬底585。压电换能器582和整流二极管584沿着声学耦合构件580的每一个刻面588而耦合至柔性衬底585。每一个整流二极管584的阳极接收由导体586上的对应的压电换能器582所产生的电信号。

[0133] 电池馈通520耦合至柔性电路592，以便消除从电池馈通520到控制电子子组件552的分开的附加连接。由于柔性电路592用于换能器582和二极管584，并且被连接至控制电子子组件592；可以将导电迹线添加到柔性电路592中以便促进电池连接来简化对起搏器500的装配。被定位成抵靠电池子组件560的压电元件590通过导体596耦合至整流二极管594。整流二极管594通过柔性电路592和柔性电路导体558来将信号传送至集成电路556（图9）。

[0134] 压电换能器582和对应二极管584在包括在控制电子子组件552中的电接地与触发信号检测电路之间被电安排成是平行的。触发信号检测电路（在图10中未示出）可以包括用于从换能器582和二极管584的平行电路中接收输入并且将输入与触发检测阈值进行比较的数字比较器。如果产生的最高电压信号的换能器582大于触发检测阈值，那么检测声学触发信号。在一个示例中，所有整流二极管584的阴极被电连接至并且驱动切换场效应晶体管（FET）的栅极。可替代地，可以对来自所有二极管584，594的整流电压信号进行求和，并且由集成电路556将其与触发检测阈值进行比较。

[0135] 在如所示出的声学接收器512的八边形对称安排中，起搏器500对来自所有方向的声学信号敏感。在其他实施例中，可以为了方向灵敏度而例如使用在图8A至图8C中所示出的声学耦合构件180'来将声学接收器512配置在非对称安排中。设想的是，可以将更少或更多压电换能器582和相关联的整流二极管584包括在接收器512中。

[0136] 在一个示例中，柔性衬底585是扁平条带，压电换能器582和二极管584被装配在所述扁平条带上。可以将衬底585胶接至声学耦合构件580的内表面572。例如，衬底585可以是双面柔性电路胶带。

[0137] 图11是起搏器100（或者起搏器500）的示例性配置的功能框图。起搏器100包括脉冲发生器202、感测模块204、控制模块206、存储器210、声学接收器212以及电源214。脉冲发生器202生成电刺激信号，所述电刺激信号经过电极162和164被递送至心脏组织。控制模块206控制脉冲发生器202来响应于从声学接收器212中接收触发检测信号216而递送刺激脉冲。在其他实施例中，脉冲发生器202可以被配置成用于直接从声学接收器212中接收触发检测信号216并且响应于所述接收而递送刺激脉冲。例如，响应于由声学接收器212所产生的触发检测信号216的开关可以使脉冲发生器202能够产生被应用到电极162和164的刺激脉冲。

[0138] 脉冲发生器202包括一个或多个电容器和将（多个）电容器充电至起搏脉冲电压的充电电路。在控制模块206等待来自声学接收器212的触发检测信号216的同时，可以将起搏电容器充电至起搏脉冲电压。在从声学接收器212中接收到触发检测信号216时，控制模块206控制脉冲发生器202来将（多个）充电的电容器耦合至起搏电极162，164以便释放电容器电压并且由此递送起搏治疗。可替代地，触发检测信号216使控制模块使用信号来通知脉冲发生器202发起起搏电容器充电，并且当到达预定起搏脉冲电压时，递送脉冲。第8,532,785号美国专利（克拉奇菲尔德（Crutchfield））中总体上公开的起搏电路可以实现在起搏器
100中从而在控制模块202的控制下将起搏电容器充电至预定的起搏脉冲幅度并递送起搏脉冲，此专利通过引用以其整体结合在此。可替代地，脉冲发生器202可以包括在声学接收器212产生触发检测信号216时将电源214连接至起搏电极162和164以便递送起搏脉冲的开关。

[0139] 声学接收器212通过耦合构件180来接收声学信号。例如，根据以上所描述的实施例中的任何实施例，声学接收器212包括换能器，所述换能器包括沿着耦合构件180的内表面并且可选择地沿着电池子组件160（图6A）直接安装的一个或多个压电晶体换能器元件或压电陶瓷换能器元件。通过耦合构件180（以及在一些示例中的电池子组件160）撞击压电换能器的声波使换能器产生被传送至包括在接收器212（或者控制模块206）中的比较器以便与触发检测阈值进行比较的（多个）电压信号。如果压电换能器产生的电压信号大于检测阈值，那么直接地或者通过控制模块206来将触发检测信号216传送至脉冲发生器202以便引起起搏脉冲递送。

[0140] 可以对多个压电换能器元件产生的个别电压信号进行求和，例如以便与触发检测阈值进行比较，或者可以将换能器产生的最大电压信号与检测阈值进行比较。在一些实施例中，可以包括响应于不同频率带宽的多个压电换能器元件。提供对不同信号频率的检测可以使得能够传输不同的触发信号以便使起搏器100执行不同的起搏功能。例如，对不同触发信号的检测可以致使进行以下各项：递送不同数量的起搏脉冲、响应于所检测的触发信号而设置不同的起搏定时间期、使用不同的脉冲幅度和/或宽度来递送起搏脉冲、执行起搏阈值搜索等。

[0141] 当控制模块206接收触发检测信号216时，控制模块206控制脉冲发生器202来根据可以存储在存储器210中的如脉冲幅度、脉冲宽度、脉冲数等治疗递送控制参数来递送起搏脉冲。在一些示例中，使脉冲发生器202能够在直接从声学接收器212中或者通过控制模块206来接收触发检测信号216时立即递送起搏脉冲。在其他示例中，控制模块206可以在接收触发检测信号216与使脉冲发生器202递送起搏脉冲之间施加延迟时间。

[0142] 在一些实施例中，声学接收器212被配置成用于仅检测装置生成的声学信号。换言之，声学接收器212不可以被配置成用于感测且处理任何生理声学信号以便确定生理事件、条件或状态。声学接收器212被调谐成用于检测在装置生成的触发信号的范围中而不是在典型的生理信号的范围中的声学信号。

[0143] 在一些示例中，起搏器100仅是没有感测能力的治疗递送装置。在其他示例中，起搏器100可以包括感测模块204，所述感测模块耦合至电极162和164用于感测用于控制起搏脉冲的递送的近场EGM信号。近场EGM信号是在心脏腔室中发生的心脏事件信号，起搏器100被植入在所述心脏腔室中。例如，当起搏器100被植入LV时，LV中的R波可以被感测模块204感测到。感测模块204生成被提供给控制模块206的R波感测事件信号。在从声学接收器212中接收触发检测信号216时，控制模块206可以开始起搏定时间期。如果在起搏定时间期到期之前，控制模块206从感测模块204中接收到R波感测事件信号，那么脉冲发生器202不递送起搏脉冲。如果在从感测模块204接收到R波感测事件信号之前起搏定时间期到时，控制模块206使能脉冲起搏器202递送起搏脉冲。以此方式，控制模块206可以响应于感测的近场心脏事件（例如，感测的R波或P波）而禁止所安排的起搏脉冲。

[0144] 起搏定时间期可以是例如用于相对于ICD 14所感测的固有R波而控制向LV（或RV）递送起搏脉冲的VV间期。起搏定时间期可以是用于相对于ICD14所感测的固有P波控制心室中的起搏脉冲递送的AV间期。起搏定时间期可以相对于在另一个心脏腔室中递送的起搏脉冲，所述起搏脉冲还可由另一个无引线心内起搏器递送，由来自发射装置18的声学触发信号来触发所述无引线心内起搏器来递送起搏脉冲。例如，ICD 14可以控制发射装置18来产生声学触发信号。在检测到声学触发信号时，可以在一个心脏腔室中由第一心内起搏器来递送起搏脉冲。只要在起搏定时间期到期之前感测模块没有产生固有感测的事件信号，就可由在第二心脏腔室中的第二心内起搏器在检测到声学触发信号时启动的起搏定时间期到期时递送起搏脉冲。

[0145] 电源214根据需要向起搏器100的其他模块和部件中的每一个提供电力。控制模块206可以执行功率控制操作，以便控制何时向不同的部件或模块供电以执行不同的起搏器功能。电源214可以包括一个或多个能量存储装置，比如，一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。控制模块206还可以被配置成执行起搏器100的诊断测试，该诊断测试可以包括例如监测电源214的剩余电荷。为清楚起见，图11中未示出电源214与其他起搏器模块和部件之间的连接。

[0146] 由图11所示的框图表示的电路可以包括实现能够产生归属于在此的起搏器100的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。可以将归属于本文中的起搏器100（和起搏器500）的功能具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或其任何组合。控制模块206可以包括微处理器、控制器、数字信号处理器（DSP）、专用集成电路（ASIC）、现场可编程门阵列（FPGA）、状态机或等效离散或集成逻辑电路中的任何一者或多者。作为离散模块或部件的起搏器100的不同特征结构的描绘旨在强调不同的功能方面，而并不一定暗指这类模块必须通过分开的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块相关联的功能性可以通过分开的硬件或软件部件来执行，或整合在共同的或分开的硬件或软件部件中，所述部件可以包括组合或时序逻辑电路、状态机、存储器装置等。

[0147] 存储器210可以包括计算机可读指令，当所述计算机可读指令由控制模块206的处理器执行时，所述计算机可读指令使起搏器100执行贯穿本公开归属于起搏器100的各种功能。计算机可读指令可以被编码在存储器210内。存储器210可以包括任何非暂时性计算机可读存储介质，包括任何易失性介质、非易失性介质、磁性介质、光学介质或电介质，诸如随机存取存储器（RAM）、只读存储器（ROM）、非易失性RAM（NVRAM）、电可擦除可编程ROM（EEPROM）、快闪存储器、或其他数字介质，唯一的例外是瞬时传播信号。存储器210存储控制模块206用于控制响应于对由声学接收器212所检测的触发信号的检测而由脉冲发生器202递送起搏脉冲的间期、计数器、或其他数据。

[0148] 在一个实施例中，起搏器100仅包括声学接收器212、脉冲发生器202（所述脉冲发生器包括低压充电电路和起搏电容器）、电源214、以及控制模块206（所述控制模块被实施为用于控制响应于触发信号检测而进行的起搏脉冲递送的逻辑电路）。在此实例中，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号的感测模块204。

[0149] 图12是可以包括在如起搏器100等触发式治疗递送装置中的声学接收器612的一个示例的框图。声学接收器612包括换能器682，所述换能器可以包括一个或多个压电晶体元件或压电陶瓷元件。当经受声学信号时，换能器682产生电输出信号683。换能器682可以具有相对窄或宽的带宽，所述带宽由大约与包括在声学触发信号发射装置中的换能器（例如，在图4中所示出的发射装置18的换能器46）的中心频率相匹配的中心频率来表征。整流和滤波电路684接收电输出信号683，以便产生与换能器682所转换的声学信号相互关联的经整流和滤波的信号685。经整流且经滤波的信号685被提供作为比较器686的输入。比较器686接收与经整流和滤波的信号685进行比较的检测阈值信号V阈值（Vthresh）687。当信号
685超过V阈值687时，产生触发检测信号616，并将其传送至起搏器控制模块206（或者直接至脉冲发生器202）以便触发起搏脉冲递送。

[0150] 图13是向比较器686提供的经整流和滤波的电压信号685的绘图。当信号685越过V阈值687时，起搏器脉冲发生器202通过起搏电极162和164来对起搏电容器进行放电从而递送起搏脉冲690。在一个示例中，根据信号685的上升V越限693，信号690的前缘692开始。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之后的时间延迟之后开始前缘692。

[0151] 在此示例中，对起搏电容器进行放电，直到信号685在V越限695处降到V阈值687以下为止。一旦信号685在越过695处降到V阈值687以下，就可以通过将起搏电容器从起搏电极162和164处断开来终止脉冲690，从而使得后缘694以大约等于信号685超过V阈值687的时间间期的脉冲宽度696来终止脉冲690。在其他示例中，在下降的V越限695之后的预定时间延迟内发生后缘694，从而使得递送具有可能不同于信号685超过V阈值687的时间间期的预定脉冲宽度的起搏信号690。在其他示例中，在由声学接收器612检测为有效触发信号的脉冲模式中，信号685可以包括越过V阈值687多倍的多个脉冲。

[0152] 在另一个实施例中，除了V阈值687以外，可以添加第二阈值687'来确定在触发信号685的第一越限693与第二越限693'之间的时间间期697。起搏器100将此时间间期697用于确定触发信号685的上升（和/或下降）斜率。所确定的斜率698可以用于验证所检测的触发信号；当植入了多个治疗递送装置时，在旨在用于不同治疗递送装置的相互排斥的触发信号之间进行区分；和/或对触发信号中的起搏脉冲参数设置进行编码。当斜率698用于验证触发信号685时，可以从第一和第二越限693和693'开始在时间上延迟起搏脉冲696的前缘692（例如，通过根据第一越限693来设置起搏定时间期），以便留出控制模块206对触发信号685的验证时间。如果没有基于斜率698来验证触发信号685，那么可以取消所安排的起搏脉冲。

[0153] 图14是根据一个示例的用于控制触发式治疗递送装置的方法的流程图600。在框602处，例如感测装置4（图1和图1A）或者ICD 14（图2A）获取用于感测指示了需要自动治疗递送的事件或条件的一个或多个生理信号（例如，ECG信号、压力信号、心音信号、或者其他生理信号）。在框604处，感测装置基于（多个）感测的生理信号来检测治疗需要。感测装置不需要直接被电耦合至触发式治疗递送装置，例如，图1A的治疗递送装置6或者图2A的起搏器
100。在框606处，感测装置生成控制信号，所述信号被直接传送至与感测装置有线连接的声学发射装置（例如，分别在图1A、图2A或图2B中所示出的装置5，18或60）。可替代地，在框606处，感测装置生成控制信号，所述控制信号由遥测通信模块进行编码并且被无线地传输至声学发射装置。

[0154] 在框608处，发射装置响应于接收到控制信号而生成声学触发信号。在框610处，触发式治疗递送装置接收声学触发信号。在框612处，响应于检测到声学触发信号，治疗递送装置自动地递送治疗。如果没有检测到声学触发信号，那么在框604处，感测装置继续监测生理信号。

[0155] 图15是用于控制由触发的起搏器100自动地递送的心脏起搏治疗的方法的流程图700。在框702处，感测装置4或14获取ECG信号。感测装置可以被配置成用于使用在感测装置
4和/或从感测装置4延伸的引线上承载的电极来监测ECG信号的仅感测装置（例如，如在图
1B中所示出的感测装置4）。感测装置可能或可能不能够递送治疗。在一个示例中，感测装置包括用于治疗快速心律失常的复律/除颤能力，比如，在图2A中所示出的ICD 14。如上所描述的，感测装置可以被配置成用于监测ECG，以便检测起搏需要、检测VT和VF需要、以及根据需要递送冲击治疗需要。感测装置可以是胸腔外装置（例如，植入在皮下或肌肉下袋中）或者胸腔内装置，并且不需要与起搏器100有线连接。

[0156] 如果需要起搏治疗，如在框704处基于感测的ECG信号来确定的，那么在框706处，由感测装置来生成控制信号95。控制信号95可以是通过有线连接或者通过如RF通信信号等无线遥测信号的转换或传输来直接传送至声学发射装置（例如，发射装置5，18或60）的电信号。

[0157] 在框708处，声学发射装置响应于从感测装置中接收到控制信号而生成声学触发信号。如果起搏器100检测到声学触发信号，如在框710处所确定的，那么在框712处，响应于触发信号检测而递送一个或多个起搏脉冲。如果没有检测到声学触发信号，那么感测装置4或14针对（多个）起搏脉冲需要而继续监测ECG信号。

[0158] 在一些示例中，因为可以将更多电有效信号用于触发发射装置5，18或60来发射声学信号，所以源自感测装置4或14的控制信号95不是声学信号。在其他示例中，感测装置4或14可以将声学控制信号传送至充当声学中继装置的发射装置5，18或60。声学中继装置可以在发送模式和接收模式之间交替，在所述模式中，所述声学中继装置从感测装置4或14中接收声学控制信号，并且之后将声学触发信号发送至起搏器100。

[0159] 图16是根据一个实施例用于控制心脏再同步治疗（CRT）的方法的流程图800。在框802处，感测装置4或14接收用于分别感测伴随心房和心室的极化的P波和/或R波的ECG信号。感测装置可以是如在图1B中所示出的仅感测装置4或者如在图2A和图3中所示出的ICD 
14。在框804处，感测定时事件（即，P波或R波）使得在感测装置4或14中开始起搏逸搏间期。
在所示的示例中，在框806，开始LV起搏逸搏间期。LV起搏逸搏间期可以基于感测的R波的开始、感测的P波的开始、或者在框804处在ECG信号上标识的其他时间点。

[0160] 如果起搏逸搏间期到期（框808），那么由感测装置4或14产生如在图4中所示出的控制信号95，并且在框810处将其发送至声学触发信号发射装置5，18或60。由感测装置4或14产生的控制信号95可以是通过有线导体发送至发射装置5，18或60的电信号，所述有线连接将感测装置4或14耦合至发射装置5，18或60。如上所描述的，可以在感测装置4或14或者连接器块内或者沿着所述感测装置或者连接器块容纳发射装置5或18。可替代地，可由耦合至感测装置4或14的引线来承载发射装置18或60。

[0161] 在其他示例中，由感测装置4或14所产生的控制信号被转换成被传输至包括在发射装置中的接收器的无线遥测通信信号。发射装置可以是被植入在远离感测装置的位置处的无引线装置，或者可以由从感测装置4或14处延伸的引线来承载，但是被配置成用于接收如RF信号等无线遥测信号。

[0162] 在框812处，在从感测装置4或14中接收到控制信号时，发射装置生成声学触发信号。被植入在LV中的心内起搏器100被配置成用于检测声学触发信号。如果起搏器100检测到声学触发信号，如在框814处所确定的，那么在框816处，起搏器100递送LV起搏脉冲。如果没有检测到声学触发信号，那么感测装置4或14继续从用于控制起搏定时间期并且根据需要生成控制信号的ECG信号中感测事件。

[0163] 图17是时序图900，描绘了由发射装置发射的触发信号901以及由触发式治疗递送装置（例如，起搏器100）的声学接收器（例如，声学接收器212）产生的触发检测信号918。在各种实施例中，触发信号901可以包括两个或更多个脉冲（T1至T4）902，904，906和908，在所期望的脉冲宽度内，所述脉冲中的每一个脉冲以所期望的工作频率（例如，1MHz）发射。以预定脉冲间期910，912和914来发送触发信号脉冲902，904，906和908，在图17中，所述脉冲间期被示出为是相等的脉冲间期，但是所述脉冲间期可以是如根据指定的触发信号模式来由预定脉冲间间期所限定的不相等的间期。

[0164] 由治疗递送装置进行的对第一触发信号脉冲902的检测使治疗递送装置的声学接收器产生触发检测信号（TD1）920。TD信号920使接收器开始噪声抑制间期（NRI）930。如果在NRI 930内检测到任何触发信号脉冲，那么随着噪声检测抑制第一TD信号920。下一次检测到触发脉冲时，声学接收器将重新开始NRI 930。

[0165] 如果在NRI 930内没有检测到触发信号脉冲，那么在NRI 930到期时开始有效检测间期（DI）940。如果在DI 940内检测到触发信号脉冲904，那么由没有任何TD信号的NRI 930所分离的两个TD信号920和922被标识为有效触发信号脉冲。治疗递送装置控制模块206将声学接收器产生的两个TD信号920和922用于检测有效触发信号。

[0166] 有效TD信号922使得在DI 940到期时开始NRI 932。根据触发信号901的已知预定脉冲间间期910，912和914，下一个NRI 932可以等于或者不等于第一NRI 930。在NRI 932内检测的任何脉冲被作为噪声被抑制，并且TD1 920和TD2 922两者可以被作为噪声被抑制。下一次声学接收器检测到脉冲时，可以重新开始第一NRI 930。

[0167] 如果下一个NRI 932到期而没有TD信号，那么开始有效DI 942。声学接收器在有效DI 942内响应于第三触发信号脉冲906而产生的TD信号924是对有效触发信号901的指示。在DI 942到期时，如果在第三NRI 934内没有检测到脉冲，那么在DI 944之后开始第三NRI 
934。在DI 944内将第四触发信号脉冲908检测为有效触发信号脉冲。

[0168] 在此示例中，有效触发信号901包括在指定的间期910至914中的第四脉冲902至908。有效触发信号可以被定义成具有大于或者小于四的另一数量的脉冲。在说明性示例中，在四个有效检测间期940，942和944内检测到四个连续的TD信号920至926之后，声学接收器检测到有效触发信号901，在NRI930，932和934内没有触发检测信号。治疗递送装置100将响应于检测到有效触发检测信号920至926而递送起搏脉冲。以此方式，可以可靠地检测用于在存在声学噪声的情况下触发治疗递送装置100的触发信号，比如，在超声成像程序期间。

[0169] 因此，已经根据说明性实施例来描述了包括声学触发式治疗递送装置的医疗装置系统的各种示例以及用于触发治疗递送装置来向患者递送治疗的方法的各种示例。然而，本领域的普通技术人员还将理解，可以在不脱离以下权利要求书的范围的状况下对所描述的实施例做出不同的修改。