触发式起搏系统的制作方法

本公开涉及一种可植入医疗装置系统以及一种用于使用触发式治疗递送装置递送治疗刺激脉冲的相关联的方法。

背景技术：

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”)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。

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能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固有或起搏的之前的心房去极化的定时。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。

技术实现要素：

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)系统以及一种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生成控制信号，当需要治疗递送装置递送治疗时将所述控制信号传送至触发信号发射装置。触发信号发射装置发射由治疗递送装置检测的触发信号。响应于检测到所述触发信号，所述治疗递送装置对治疗的至少一部分进行递送。

在一个示例中，本公开提供了一种用于控制由医疗装置系统自动递送治疗刺激脉冲的方法。所述方法包括由第一装置感测多个生理事件并且由所述第一装置控制换能器以响应于感测到的多个生理事件而发射多个触发信号。所述多个触发信号具有跨所述多个生理事件的第一组合总持续时间。所述方法进一步包括由第二装置检测所述多个触发信号并且由所述第二装置响应于检测到所述多个触发信号而递送多个治疗刺激脉冲。所述多个治疗刺激脉冲具有跨所述多个生理事件的第二组合总持续时间，所述第二组合总持续时间大于所述第一组合总持续时间。

在另一个示例中，本公开提供了一种用于控制治疗刺激脉冲的自动递送的可植入医疗装置(IMD)系统。所述系统包括：换能器，所述换能器用于发射触发信号；第一装置，所述第一装置被配置成用于感测多个生理事件并响应于所述感测到的多个生理事件而控制所述换能器产生多个触发信号。所述多个触发信号具有跨所述多个生理事件的第一组合总持续时间。所述系统进一步包括：第二装置，所述第二装置被配置成用于检测所述多个触发信号并响应于检测到所述多个触发信号而递送多个治疗刺激脉冲。所述多个治疗刺激脉冲具有跨所述多个生理事件的第二组合总持续时间，所述第二组合总持续时间大于所述第一组合总持续时间。

在又另一个示例中，本公开提供了一种存储指令集的非瞬态计算机可读存储介质，所述指令集当由可植入医疗装置系统的处理器执行时使所述系统由第一装置感测多个生理事件并且响应于所述感测到的多个生理事件而控制用于发射多个触发信号的换能器。所述多个触发信号具有跨所述多个生理事件的第一组合总持续时间。所述执行指令进一步使所述系统由第二装置检测所述多个触发信号并且由所述第二装置响应于检测到所述多个触发信号而递送多个治疗刺激脉冲。所述多个治疗刺激脉冲具有跨所述多个生理事件的第二组合总持续时间，所述第二组合总持续时间大于所述第一组合总持续时间。

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

图1是IMD系统的概念图，其中，可以实现触发式治疗递送装置。

图2A是概念图，展示了可用于感测心脏电信号并为患者提供治疗的可植入医疗装置(IMD)系统。

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。。

图3A是概念图，展示了根据替代性示例的IMD系统。

图3B是概念图，展示了包括多个医疗递送装置的IMD系统。

图3C是概念图，展示了具有替代性感测装置的IMD系统。

图4是在包括在图2A、图2B和图3所示的ICD的一个实施例中的电子电路的功能框图。

图5是触发式起搏器的概念图。

图6是根据一个示例的触发式起搏器的功能框图。

图7是包括在用于检测触发信号的触发式起搏器中的接收器的一个示例的框图。

图8是被提供给比较器以检测触发信号的经整流且经滤波的电压信号的绘图。

图9是用于控制由可植入医疗装置系统递送的治疗刺激脉冲的方法的流程图。

图10是根据另一个示例用于控制触发式治疗刺激脉冲的方法的流程图。

图11是根据一个示例的触发信号和所产生的起博脉冲的时序图。

图12是用于使用触发信号控制起博脉冲参数的替代性方法的时序图。

图13是展示用于使用触发信号控制起博脉冲递送的另一种示例方法的时序图。

图14是用于使用触发信号控制起博脉冲的另一种方法的时序图。

图15是触发信号的时序图。

图16是根据一个示例用于在触发式起搏器系统中通过执行起博阈值搜索对起博脉冲宽度进行设置的方法的流程图。

图17是当起搏器电池达到阈值电压水平时用于提供起搏器电池警报信号的方法的流程图。

图18是用于使用小于1:1的触发信号与起博脉冲率比控制触发式起搏器的方法的流程图。

图19是时序图，描绘了一种用于确定间期变化度量并控制由触发式起搏器递送的起博脉冲的方法。

图20是时序图，展示了一种用于使用延迟时间控制触发式和非触发式起博脉冲的示例方法。

图21是时序图，描绘了一种用于确定间期变化度量并在降低心率的过程中控制由触发式起搏器递送的起博脉冲的示例方法。

具体实施方式

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。触发信号由感测装置发起并且由包括在治疗递送装置中的换能器检测。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。除其他项外，消除IMD系统的感测部件与治疗递送部件之间的物理连接使能够使用微创植入手术、使IMD系统部件与电源小型化和/或消除某些部件(如医疗引线、治疗递送装置的感测能力以及治疗递送装置中的射频(RF)收发器)。

触发信号是由感测装置生成的命令并且由发射装置从感测装置经发送至治疗递送装置以在检测触发信号时触发由治疗递送装置递送治疗。如在此使用的，“触发信号”是当电信号被施加于换能器时由换能器发射的信号。触发信号的示例包括声信号，例如，其频率在声换能器产生的超声波范围中的声波。触发信号的另一个示例是由发光二极管(LED)、竖直腔面发射激光器(VCSEL)或其他光换能器产生的光信号。在一些系统中，由RF天线发射的RF信号是由治疗递送装置检测并且致使治疗递送装置递送治疗的触发信号。

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。所述电信号与触发信号检测阈值进行比较并且当超过检测阈值时使治疗递送装置将治疗刺激脉冲递送至患者的靶标组织。因此，在此公开的“触发式治疗递送装置”并不作出判定以使用以下换能器基于生理信号的感测和处理来递送治疗，如，压力换能器、光换能器、电极或者产生与生理状况或生理事件相关的时变信号波形(例如，ECG、血压等)的其他换能器。由控制发射触发信号的换能器的感测装置作出递送治疗的判定。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。

图1是IMD系统2的概念图，其中，可以实现触发式治疗递送装置。系统2包括感测装置4、触发信号发射装置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。

感测装置4与触发信号发射装置5进行有线或无线的通信。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发射触发信号7(在图1中被示出为方向性聚焦信号)。在其他实施例中，触发信号7可以是多方向的(例如，非聚焦的)。

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，结合发射装置5的感测装置4可以被植入(或外部地定位)在位于治疗递送装置6的触发信号接收范围内的位置处。在其他应用中，感测装置4和治疗递送装置6的物理位置可以由将禁止由治疗递送装置6可靠地接收触发信号的高反射性组织或衰减结构分离或分隔开得太远。在这些情形中，发射装置5位于与感测装置4间隔开的位置处并且定位以将触发信号可靠地传输至治疗递送装置6。

在各个实施例中，感测装置4可以感测用于确定需要治疗的具体应用中所使用的任何生理信号或生理信号的组合。这种信号可以包括但不限于电信号，如，ECG(心电图)、EGM(心脏电描记图)、EMG(肌电图)或EEG(脑电图)或神经动作电位。此外或替代性地，感测装置4可以被配置成用于感测机械或化学生理信号，所述生理信号可以包括但不限于，血液或其他压力信号、如用于确定血液或组织氧饱和的光信号、如心音的声信号、活性信号或姿势信号。

生理信号可以用于确定治疗需要并且用于控制治疗递送装置6被触发以相对感测到的生理事件递送治疗的时间。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。感测装置4控制由治疗递送装置6经由触发信号发射装置5递送治疗的定时。

当感测装置4确定是时候递送治疗时，控制信号3被传送至信号发射装置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。替代性地，控制信号3是从感测装置4无线地传输至发射装置5的通信信号，如致使发射装置5发射触发信号7的射频(RF)命令信号。

治疗递送装置6包括触发信号接收器8，触发信号接收器包括接收触发信号7并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触发信号7。响应于检测到触发信号7而治疗递送装置6递送治疗，如一个或多个电刺激脉冲。

在一些实施例中，触发信号7是“声触发信号”，所述声触发信号指由发射装置5中的声换能器产生的振动声信号并且由被实现为治疗递送装置6中的声换能器的换能器8接收。所述声触发信号不是例如由患者的作用于换能器上的心脏、肌肉、肺或其他活动身体部位产生的感测到的生理信号。当感测装置4的电路产生电控制信号3(如逻辑信号)时，由发射装置5生成声触发信号。电控制信号3可以是基于由感测装置感测的包括生理声信号的生理信号生成的。然而，声触发信号自身是由感测装置4产生用于激活发射装置5的换能器的装置生成的电控制信号3发起的。声触发信号7不是由生理身体或振动直接作用在被配置成用于检测触发信号的换能器8上产生的信号。

在其他实施例中，触发信号7是“光触发信号”，所述光触发信号指由发射装置5中的光换能器产生的光信号并且由被实现为治疗递送装置6中的光换能器的换能器8接收。光触发信号并非例如通过感测来自患者身体组织或血液的所传送的光产生的用于确定生理参数(如，组织颜色、氧饱和、血红蛋白浓度或其他发色团浓度)的感测生理信号。当感测装置4的电路产生电控制信号3(如逻辑信号)时生成光触发信号。电控制信号3是基于由感测装置4感测的生理信号生成的，所述生理信号可以包括生理光信号。光触发信号自身是由激活发射装置换能器的装置生成的电控制信号3发起的。光触发信号7并非由身体或血液使用换能器8通过测量光衰减产生的信号。而是，换能器8被配置成用于检测装置生成的触发信号7而不是生理信号。

其他类型的触发信号被设想包括射频(RF)信号，所述RF信号由发射装置5的发射天线发射并且由治疗递送装置6的接收天线接收。然而，治疗递送装置6可以不包括用于高保真无线通信的标准RF收发器。例如，治疗递送装置6可以包括用于无放大地接收并检测触发信号7(在此示例中被生成为RF信号)的天线、整流器和滤波器以及数字比较器。

治疗递送装置6一般是被适配成植入靶标治疗递送位点的小型化装置。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。由此，治疗递送装置6可以具有用于感测生理信号、收集并存储数据、射频或其他双向高保真遥测通信的简化功能，或者可以正常地出现在起搏器、ICD、神经刺激器或被配置成用于将治疗自动地递送至患者的其他类型的IMD中的其他功能。

例如，治疗递送装置6可以是具有沿着装置外壳定位的电极的经导管的脉冲发生器。在一些示例中，承载一个或多个电极的短引线可以从装置6延伸。在以下更加详细描述的说明性实施例中，治疗递送装置6是经导管的心内起搏器，所述起搏器被来自发射装置5的信号触发以递送一个或多个心脏起博脉冲。如在此使用的，“经导管的”起搏器或其他经导管的装置是可以经由导管或其他细长的管状工具被植入在靶标位置处的装置，从而将所述装置推入靶标位置而不必在靶标位置处具有直视线。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。

此外，认识到触发式治疗递送装置6不局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。

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以及耦合至血管外引线16被具体化为ICD 14的感测装置。ICD 14被皮下地植入在患者12的左侧。除颤引线16包括除颤电极24和触发信号发射装置18，所述除颤电极可以是细长的线圈电极、被展示为环形电极但可以是其他类型的电极的一对感测电极28和30。触发信号发射装置18包括换能器，所述换能器由ICD 14控制以发射触发信号从而使起搏器100递送一个或多个起博脉冲。

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可以被植入从而使得引线16在胸骨22之上或者横向偏移至胸骨体22的左侧或右侧并且可以被植入皮下(例如，在皮肤与肋骨或胸骨之间)。除颤引线16可以被植入在相对胸骨22的其他位置或角度处或者根据ICD 14的位置、电极24、28和30以及触发信号发射装置18沿着引线16的位置以及起搏器100的位置或其他因素被进一步定位在上方或下方。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。

沿着胸骨22安置除颤引线16，这样使得除颤电极24与第二电极(如ICD14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的一个或两个心室。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(有时被称为“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24与ICD 14的外壳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。

触发信号发射装置18被定位以建立触发信号传输路径，所述路径不过度衰减从发射装置18传输至包括在心内起搏器100中的接收器或检测器的触发信号。例如，发射装置18的位置可以被选择从而使得发射装置18与起搏器100之间的直接路径尽可能地避开高反射性的、分散或吸收所使用的所述类型的触发信号的组织。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。发射装置18可以相对于起搏器100定位以建立高效的触发信号传输路径，所述路径可以是针对所使用的所述类型的触发信号将周围和中间组织的触发信号属性以及传输或衰减属性考虑在内的直接或间接路径。

例如，发射装置18当被具体化为声发射装置时的位置可以被选择从而使得发射装置18与起搏器100之间的直接声路径尽可能地避开肺部组织。在另一个示例中，发射装置18当被具体化为光发射装置时的位置可以被选择从而使得发射装置18与起搏器100之间的直接光路径避开较大的血容量并且主要被引导通过肺部组织。

除颤引线16可以包括在引线16的远端处或朝向引线16的远端的附接特征29。附接特征29可以是用于辅助引线16的植入和/或用于将引线16固定在希望的植入位置的打环、连接或其他附接特征。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。

尽管ICD 14被说明为植入在患者12的腋中线附近，但是也可以将ICD 14植入患者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ICD 14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地触发信号发射装置，所述除颤电极沿着患者的左侧延伸，这样使得第二引线的除颤电极沿着患者的左侧定位，以充当用于对心脏26除颤的治疗向量的阳极或阴极。

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可以围住一种或多种部件，包括处理器、存储器、发射机、接收机、传感器、传感电路系统、治疗电路系统以及其他适当的部件(在此通常称作模块)。在一些情况下，外壳15充当与电极24、28、和30之一组合使用的电极(有时称作外壳电极或罐电极)，以向心脏26递送治疗或以感测心脏26的电活动。

ICD 14可以包括用于接收引线16的近端连接器(未展示)的连接器组件13(有时称为连接块或接头)。连接器组件13包括引电器，通过所述引电器除颤引线16内的导体与在外壳15内所包括的电子部件之间进行电连接。根据ICD 14的预期植入位置，除了由引线16承载的用于将触发信号发射至起搏器100的发射装置18之外的或代替发射装置18的触发信号发射装置可以被包括在连接器组件13和/或外壳15中。

引线16包括在引线16的近端处的连接器，如DF4连接器、分叉连接器(例如，DF-1/IS-1连接器)、或其他类型的连接器。引线16的近端处的连接器可以包括接线销，所述接线销联接到ICD 14的连接器组件13内的端口上。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、和其他适当的材料)形成，并且被成形用于形成一个或多个腔，一个或多个导体在所述一个或多个腔内延伸。然而，技术不限于这种构造。

除颤引线16包括细长电导体(未展示)，所述细长电导体在细长引线体17内从除颤引线16的近端上的连接器向对应电极24、28、30和发射装置18延伸。尽管除颤引线16被说明为包括三个电极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的近端处的连接器连接到连接器组件13上时，对应的导体经由连接器组件13中的连接件(包括相关联馈通)电联接到ICD 14的电路(如治疗递送模块、感测模块或触发信号驱动信号电路)上。

电导体将来自ICD 14内的治疗模块的电刺激脉冲传送到电极24、28和30中的一个或多个，并且将来自电极24、28和30中一个或多个的感测的电信号传送到ICD 14内的感测模块。从邻近引线连接器延伸至发射装置18的电导体将电控制信号传导至发射装置18从而导致发射装置18在合适的时间发射触发信号从而导致心内起搏器100将一个或多个起博脉冲递送至心脏26。

ICD 14可以经由一个或多个感测向量来感测心脏26的电活动，所述一个或多个感测向量包括电极28和30及外壳15的组合。例如，ICD 14可以获得使用电极28与30之间、电极28与导电外壳15之间、电极30与导电外壳15之间或其任意组合之间的感测向量感测的心脏电信号。在一些情形中，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，如除颤电极24与电极28和30之一之间的感测向量、或除颤电极24与ICD 14的外壳15之间的感测向量。

ICD 14响应于感测到的心脏电信号(其可以例如包括P波和R波)而确定起博治疗的需要并且基于那个确定控制发射装置18发射触发信号。可以根据经编程的单腔、双腔或多腔心动过缓或CRT控制参数或者其他心脏起搏治疗参数确定对起博脉冲的需求。ICD 14还可以分析感测到的电信号以检测心动过速(如心室性心动过速或心室纤维性颤动)，并且响应于检测心动过速可以产生并向心脏26递送电刺激治疗。例如，ICD 14可以经由治疗向量递送一个或多个除颤电击，所述治疗向量包括除颤引线16的除颤电极24以及外壳15。

电极24、28、30和外壳50可以用于感测ECG信号，所述ECG信号用于控制ICD 14递送的R波同步电击的定时并且用于控制起搏器100递送的起搏脉冲的定时。在一些情况下，可以在由ICD 14递送除颤电击之前或之后递送一个或多个治疗，如抗心动过速起搏(ATP)或电击后起搏。在这些情况下，ICD 14可以产生并经由治疗向量递送起搏脉冲，所述治疗向量包括电极24、28、30和/或外壳15。替代性地，当需要ATP或电击后起搏时以及当需要心动过缓或CRT起博治疗时，ICD 14致使触发信号发射装置18发射触发信号从而使起搏器100在合适的时间将起博脉冲递送至心脏26。

图2A中所展示的示例ICD 14在本质上是示意性的并且不应该被视为是对触发式治疗递送系统和本公开中所描述的相关联技术中所使用的感测装置的限制。例如，除了感测ECG信号之外，ICD 14可以包括电击治疗能力，仅仅不具有起搏治疗能力。在其他示例中，ICD 14可以耦合至不只一条用于感测ECG信号和/或向起搏器100发送触发信号的引线。在又其他示例中，例如，如图3C中所示，一种感测装置可以取代没有复律/除颤能力的作为单腔或双腔皮下起搏器的ICD 14或者没有治疗递送能力的仅感测装置。这些感测装置中的任何一个可以耦合至基于外壳的电极和/或静脉、心内或血管外、心外引线所承载的电极，以便感测心脏电信号并确定触发起搏器100递送治疗的适当时间。

起搏器100是经导管的心内起搏器，其被适配成用于完全植入心脏26的心脏腔室内，例如，完全在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被定位邻近LV的内壁以提供左心室起搏。在其他示例中，起搏器100定位于邻近右心室的内壁以便提供右心室起搏。在其他示例中，起搏器100可以被定位在心脏26之外或之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之外或之内，例如，以便提供对应的右心房或左心房起博。在其他示例中，起搏器100可以被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。起搏器100在图2A中被示出为无引线装置。然而，考虑到的是，在其他实施例中，起搏器100可以耦合至延伸自起搏器100的引线，从而将治疗递送电极定位在离起搏器100间隔开的位置。

根据植入位置，起搏器100可以被配置成用于将电刺激治疗递送至除了心肌之外的(多个)靶标治疗位点。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，以便在心脏26的多个位点处(如在多个心脏腔室内)递送电刺激治疗以进行多腔室起博治疗。

起搏器100能够产生经由起搏器100的外壳上的一个或多个电极递送至心脏26的电刺激脉冲。起搏器100包括用于接收由发射装置18发射的触发信号的接收换能器。响应于检测到触发信号，起搏器100递送一个或多个起博脉冲。

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接收到触发信号时递送一个或多个起博脉冲。起搏器100可以不被配置成用于感测心脏信号。心脏信号感测由ICD 14进行。ICD 14通过引线16感测ECG信号并且通过由在ICD 14控制下的发射装置18发射的触发信号控制由起搏器100递送的起博。

心内起搏器100可以或可以不被配置成用于感测心脏信号。起搏器100可以单独地依靠来自发射装置18的触发信号用于控制起搏脉冲递送的定时，而不感测任何其他心脏电事件信号或任何其他生理信号。为了使起搏器100的尺寸最小化，一些功能(如心脏信号感测和射频遥测功能)可以被省略，从而使得起搏器100包括具有涉及治疗递送的有限存储、处理和其他功能的脉冲发生器。

在其他实施例中，起搏器100感测它被植入的心脏腔室中的EGM信号。然而，因为起搏器100被完全定位在心脏腔室内，所以由起搏器100感测到的EGM信号将对发生在其他心脏腔室中的P波和/或R波较不敏感或不敏感。在过去实践中，皮下起搏器可以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沿其定位，这样使得可以对多个感测通道进行监测。通过监测多个感测电极，可以将协调的起搏脉冲以限定的时间间期(例如，AV或VV间期)递送至一个或多个心脏腔室。

因为起搏器100可能没有或具有有限的感测能力，所以起搏器100可能“无法看见”发生在相同的心脏腔室中并有待起博的固有事件(如固有R波)或者发生在其他心脏腔室中的固有事件。递送CRT、双腔起搏、或其他多腔室起搏治疗可能需要在另一心脏腔室内(被感测或起搏)的事件之后以预定时间间期递送起搏脉冲。这样，发射装置18响应于ICD 14所感测到的ECG信号向起搏器100提供触发信号，从而使起由起搏器100以期望的时间间期相对于其他心脏腔室事件递送起搏脉冲。与ICD 14(用于感测生理信号并作出治疗递送判定)组合的起搏器100(用于生成起搏脉冲)提供递送各种治疗所需的功能，所述递送在起搏器100与植入分开的植入位点处的ICD 14之间不存在物理连接的情况下可能要求同步或协调发生在相同的或不同的心脏腔室中的心脏事件。

图2A进一步描绘了通过通信链路42与ICD 14无线通信的编程器40。在一些实例中，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以及从用户接收输入的用户接口。应注意，用户也可以经由网络计算装置与编程器40进行远程交互。

用户(诸如内科医生、技术员、外科医生、电生理学家、其他护理人员、或患者)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。用户可以与编程器40进行交互以对ICD 14进行编程，例如，选择ICD 14的运行参数(包括用于控制触发信号发射装置18的参数)的值以用于控制起搏器100。用户可以使用编程器40从ICD 14检索与心脏26的心律、心脏节律随着时间的趋势、或者心律失常事件相关的信息。

如所指示的，ICD 14和编程器40经由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)遥测术，但可以使用其他技术。在一些实例中，编程器40可以包括编程头部，该编程头部邻近患者的身体靠近ICD 14植入位点放置，以便改善ICD 14与编程器40之间的通信质量或安全性。

图2A中所示的实施例是IMD系统10的示例配置，并且不应被认为限制在此描述的技术。在其他实施例中，ICD 14可以耦合至延伸进入右心室(RV)的经静脉的心内引线以用于将RV感测和起博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。在此示例中，发射装置18可以被定位得比引线16上所示的位置更远，从而使得发射装置18被定位在RV中与LV中的起搏器100相对。发射装置18然后可以被启用以将触发信号从RV发射到LV中的起搏器100以协调LV起博脉冲相对于右心房事件或右心室事件的定时。设想可以构思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定位在比引线16上所示的更近或更远的位置处以将发射装置18定位在相对起搏器100的期望位置处。

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被示出在引线16上在胸骨下位置中(在图2B的截面视图中未见)。通过使引线16的远端前进至胸骨下的位置，发射装置18可以被胸骨下地并且更加上方地定位，而非被胸骨上地定位在剑突下方。发射装置18可以被配置成用于方向性触发信号发射，其中，发射装置18被定向以例如沿着由箭头72表示的至起搏器100的信号路径总体上指引触发信号朝向起搏器100的植入位置。

引线16可以安置在纵膈中的、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。引线16可以至少部分地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、但没有必要与心脏26的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、心尖附近、或其他不与心脏26直接接触且不是皮下的位置。在其他实施例中，引线16可以在心包中延伸并与心脏26直接接触。在这些说明性植入位置的任何位置处，引线16可以被定位以便最佳地定位触发信号发射装置18从而将触发信号可靠地发射至起搏器100。

图3A是概念图，展示了根据替代性示例的IMD系统10’。耦合至引线16的ICD 14用于感测患者12内的心脏电信号并如上所述向心脏26提供治疗。心内无引线起搏器100被植入LV内并且响应于接收触发信号而将起博脉冲递送至LV。在此实施例中，触发信号发射装置18由耦合至ICD 14的单独的引线60承载并且例如沿着肋间隙被定位在胸腔外以通过肋间隙和中间肌肉、血液、心肌组织等指引触发信号朝向起搏器100。发射装置18能够接收来自ICD14沿着引线60传导的电控制信号。当接收到控制信号时，发射装置18就发射触发信号从而使起搏器100向LV递送起博脉冲。

承载发射装置18的专用引线60可以被提供以将发射装置18定位在用于将触发信号发射至起搏器100的最佳位置处。最佳位置是发射装置18相对于起搏器100的位置，所述位置允许触发信号以充足的信号强度和信噪比到达起搏器100从而使得所述触发信号由起搏器100可靠地检测到。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、发散或反射信号而衰减触发信号的组织。发射装置18的位置被选择使得沿着所述路径的信号损耗不将触发信号的强度降到可由起搏器100检测到的阈值水平以下。

在一些示例中，发射装置18可以具有其自己的可以是可再充电的电池，从而使得由ICD 14用于感测和治疗递送功能所需的电力以及触发信号发射所需的电力跨两个装置和两个(或更多个)电池或其他电源分布。

发射装置18可以替代性地被具体化为能够接收来自ICD 14用于引起触发信号发射的无线控制信号的无引线装置。例如，发射装置18可以包括用于接收来自ICD 14的无线RF控制信号的RF接收器。

由专用引线60承载的发射装置18或者无引线发射装置可以被定位在用于将触发信号发射至起搏器100的最佳位置处，而没有与用于感测ECG信号并递送电击治疗的电极24、28和30的最佳定位相关联的限制。在不要求引线穿隧的情况下，无引线发射装置可以被植入在期望的位点处。发射装置18可以通过将控制信号转换成被发射至起搏器100并由起搏器100检测的触发信号而充当用于将控制信号从ICD 14发射至起搏器100的延迟装置。

发射装置18可以被定位在胸廓32外部，从而使得触发信号通过肋间隙被指引朝向心脏26。根据被发射的触发信号的类型，沿着通过血液和肌肉组织的路径比通过肺部组织的路径传输触发信号可以更高效或者反之亦然。触发信号的强度或幅度以及频率和/或其他触发信号属性可以被选择以穿过沿着触发信号发射装置18与接收起搏器100之间的路径的组织提供高效的传输。

在一些示例中，多个发射装置可以被包括在系统10或10’中。根据起搏器100的并且可能随时间推移发生偏移的最终植入位置，起搏器100可能对由一个装置而不是由在不同位置处的另一个装置发射的触发信号更加敏感。定位在不同的、间隔开的位置处的多个发射装置可以单独地或组合地被ICD 14选择以发射触发信号从而由起搏器100使用最大的功率效率实现可靠的触发信号检测。

此外，设想触发信号发射装置可以例如沿着其外壳15和/或连接器组件13定位在ICD 14中。在一些实施例中，ICD 14可以相对于起搏器100被植入从而使得触发信号可以从ICD 14可靠地传输至起搏器100。选择ICD 14的植入位置以建立电极24与ICD外壳15之间的除颤向量。

图3B是包括多个医疗递送装置100、100’和100”的IMD系统11的概念图。在所示的示例中，一个起搏器100被示为在LV中，起搏器100’被示为在RV中并且100”被示为在RA中。在包括多个心内起搏器100、100’和100”的实施例中，在每个起搏器100、100’和100”中的接收换能器可以被配置成用于对不同的触发信号频率、信号幅度、信号脉冲数或其他信号特性敏感。在示出的示例中，并且如结合图2A所描述的，感测装置可以被具体化为控制基于引线的发射装置18的ICD 14。发射装置18可以被控制成用于发射具有用于触发RV起搏器100’的第一频率、波长或其他信号特性的触发信号并且用于发射具有用于触发LV起搏器100的第二频率、波长或其他特性的第二触发信号，所述RV起搏器100’被配置成用于检测具有第一频率、波长或其他信号特性的触发信号(并忽略不具有第一频率、波长或其他信号特性的其他触发信号)，所述LV起搏器100被配置成用于检测具有第二频率、波长或其他特性的触发信号。发射装置18可以由ICD 14控制以根据第一特性发射触发信号从而导致递送触发的RV起博脉冲并且根据第二特性发射触发信号从而相对RV中的触发速度以受控的时间间期(正或负)触发LV起博脉冲。类似地，RA起搏器100”可以响应于第三波长被触发而递送起搏脉冲。

替代性地，当两个或更多个治疗递送装置100、100’和100”被包括在IMD系统11中时，可以使用多个发射装置18、18’和18”，每个发射装置被配置成用于将触发信号瞄准在一个特定的治疗装置100、100’和100”处。例如，成对的发射装置18、18’和18”与治疗递送装置100、100’和100”可以相对彼此被植入从而使得每个发射装置18、18’和18”被定位并且被控制成用于将发射的触发信号聚焦在对应的治疗递送装置100、100’和100”处。为了说明，基于引线的发射装置18可以被配置成用于将触发信号发射至定位在RV中的起搏器100’，第二基于引线的发射装置18’可以被配置成用于将触发信号发射至定位在LV中的起搏器100，并且第三基于引线的发射装置18”可以被配置成用于将触发信号发射至定位在RA中的起搏器100”。

根据在发射装置18中所使用的换能器，可以由单个发射装置18按顺序地操纵触发信号并将其集中至不同的靶标治疗递送装置100、100’和100”。例如，如果使用声触发信号发射装置，那么换能器阵列可以被控制成用于将触发信号集中在一个治疗递送装置100处并且然后被控制成用于将触发信号集中在另一个治疗递送装置100’处等等。

在又其他示例中，除了频率或波长之外的其他触发信号参数可以用于发射互斥的触发信号，所述互斥的触发信号被合适的治疗递送装置100、100’和100”识别并检测。例如，互斥触发信号模式(如触发信号脉冲的不同的脉冲数、不同的脉冲间间期、不同的脉冲宽度、不同的上升和/或下降斜率或其任意组合)可以用于排他地触发不同的治疗递送装置100、100’和100”。为了说明，一个治疗递送装置100可以检测具有多于两个脉冲的触发信号为无效的，而另一个治疗递送装置100’可以要求检测最少三个脉冲以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-短脉冲间间期模式的有效触发信号并且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-长脉冲间间期模式的一个触发信号。

在另一个应用中，如由图3C中的系统10”所示，不同类型的感测装置44可以代替可以被植入各种位置处的ICD 14，从而促进触发信号从感测装置44发射至起搏器100而不要求与感测装置44分隔开的基于引线的或无引线的发射装置。可以沿着感测装置44的外壳结合发射装置45。感测装置44可以被具体化为没有治疗递送能力的仅感测装置并且被示出为具有一对用于感测ECG信号的基于外壳的电极46的ECG监测器。基于从ECG信号感测到的心脏事件，感测装置44控制发射装置45发射触发信号从而使起搏器100递送一个或多个起搏脉冲。

认识到包括一个或多个治疗递送装置、一个或多个发射装置以及一个或多个感测装置的任何组合或安排的治疗递送系统可以被设想满足基于本公开的技术的特定治疗应用的需要。分别在图1、图2A、图2B、图3A、图3B和图3C中示出的系统2、10、10’、11和10”旨在并不意图限制性地展示触发治疗递送IMD系统的各种可能的组合和安排。除了附图中所示的组合和安排之外，采用了在此所公开的技术的治疗递送系统可以包括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不同组合和安排。

图4是在包括在图2A、图2B和图3所示的ICD 14的一个实施例中的电子电路的功能框图。ICD 14包括处理和控制模块80(也被称为“控制模块”80)、存储器82、治疗递送模块84、电感测模块86、遥测模块88以及心脏信号分析器90。电源98将电力提供给ICD 14的电路，包括模块80、82、84、86、88、90中的每个模块。电源98可以包括一个或多个能量储存装置，例如一个或多个可充电电池或不可再充电电池。

图4中所示的功能块代表可以包括在ICD 14中的功能，并且可以包括实现能够产生归属于在此的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，这些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。这些模块还可以包括数字电路，例如模数转换器、组合或时序逻辑电路、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、磁性、或电的非临时性计算机可读存储介质，例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电-可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器、或任何其他存储装置。而且，存储器82可以包括存储指令的非临时性计算机可读存储介质，在由一个或多个处理电路执行这些指令时使控制模块80或其他ICD模块执行归属于ICD 14的各个功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上述列出的介质中的任何一种，其中唯一的例外是瞬态传播的信号。用于实现在此所公开的功能的软件、硬件、和/固件的具体形式将主要由IMD系统装置中所采用的具体系统架构来确定。在考虑到在此的公开的情况下，在任何现代IMD系统的背景下提供软件、硬件、和/或固件以完成所述功能在本领域技术人员的能力之内。

归属于在此的这些模块的功能可具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或它们的任何组合。对作为模块的不同特征的描绘旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示此类模块彼此由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块相关的功能可以由分开的硬件或软件部件来执行、或者集成在共同的硬件或软件部件中。例如，由心脏信号分析器90执行的用于确定对由ICD14和/或起搏器100递送的治疗的需求的心律不齐检测操作可以在执行存储于存储器82中的指令的处理和控制模块80中被实现。

处理和控制模块80与治疗递送模块84、心脏信号分析器90和电感测模块86通信，以感测心脏电活动、检测心律、并响应于所感测到的信号而生成心脏治疗。治疗递送模块84和电感测模块86电耦合于例如图2A中所示的由引线16承载的电极24、28和30以及外壳15，所述外壳的至少一部分还充当公共电极或地电极。

电感测信号86耦合至电极28和30，从而监测患者心脏的电活动。电感测模块86可以可选地耦合于电极24和15并且被启用以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可以包括切换电路，所述切换电路用于选择电极24、28、30和15中的哪一个被耦合于包括在感测模块86中的感测放大器。开关电路可以包括开关阵列、开关矩阵、多路调制器或适合于将感测放大器选择性地联接到所选择电极的任何其他类型的切换装置上。电极28与30之间的感测向量可以被选择用于感测ECG信号，尽管认识到在一些实施例中可以例如从电极28至外壳15或者电极30与外壳15中选择利用线圈电极24和/或外壳电极15的感测向量。

一个或多个ECG信号由感测模块86的输入端接收。感测模块86包括用于从(多个)ECG信号中感测心脏事件(例如，P波或R波)的一个或多个感测放大器或其他心脏事件检测电路。感测模块86响应于感测心脏事件而将感测事件信号传送至心脏信号分析器90。例如，当ECG信号越过对应的P波感测阈值和R波感测阈值(所述阈值各自可以是自动调整感测阈值)时，P波感测事件信号和R波感测事件信号可以被传送至心脏信号分析器90。心动过缓或心搏停止通常由定时电路92内的起搏逸搏间期定时器到时确定。响应于起博逸搏间期到时，控制信号95被传送至触发信号发射装置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。

在此所介绍的示意性示例中的控制信号95可以被称为起搏控制信号，因为它使起搏器100向心脏腔室递送起搏脉冲。在其他示例中，控制信号95可以由心脏信号分析器90产生以使其他类型的治疗脉冲由起搏器100(或另一个治疗递送装置)递送。例如，可以产生控制信号95以使起搏器100或另一治疗递送装置递送ATP脉冲、迷走神经刺激脉冲、或其他类型的电刺激脉冲。

控制信号95是当发射装置18有线连接地耦合于ICD 14时沿引线16或60(或承载发射装置18的另一根引线)传送至发射装置18的电信号。控制信号95替代性地为无线遥测信号，所述无线遥测信号经由遥测模块88被传输至发射装置18。发射装置18可以由引线承载但被配置成用于从遥测模块88无线地接收控制信号95。替代性地，发射装置18不是基于引线的发射装置并且从遥测模块88无线地接收例如作为RF遥测信号的控制信号95。被理解的是，在一些实施例中，驱动信号电路34可以包括在ICD 14的外壳15中并耦合至位于外壳15外部的换能器36。

触发信号发射装置18包括驱动信号电路34，所述驱动信号电路从遥测模块88接收作为或者有线电信号或者无线信号的控制信号95。驱动信号电路34将电信号传送至换能器36以启用换能器36发射触发信号。在各示例中，换能器36可以是光换能器或声换能器。在其他示例中，驱动信号电路34耦合至天线，所述天线用于发射触发信号作为RF信号。

触发信号被起搏器100接收并检测，从而使起搏器100将一个或多个起搏脉冲递送至患者的心脏。在一些示例中，触发信号是根据预定频率、幅度、持续时间和其他特性生成的，所述特性并非在控制信号95下由发射装置18有意改变的。换言之，触发信号仅给起搏器100发信号以在没有与多少个起博脉冲、什么样的脉冲幅度或脉冲宽度或其他起博脉冲控制参数有关的任何信息的情况下递送治疗。对起搏器100进行编程以当检测到触发信号时根据预定脉冲控制参数递送预定数量的起博脉冲。

替代性地，控制信号95可以包括编码的起搏脉冲控制信息。由驱动电路34生成的控制信号95可以使换能器36根据触发信号的频率、持续时间、幅度或其他有意改变的以包括起博脉冲控制参数信息的特性发射触发信号。如下所述，由换能器36发射的触发信号的参数可以由控制信号95和驱动电路34可控制地改变以使起搏器100调整起博脉冲控制参数(如起博脉冲宽度、脉冲数等)。可以在信号95和驱动电路34的控制下变化的触发信号参数包括但不限于触发信号幅度、信号频率、脉冲宽度、脉冲数和脉冲间间期。

换能器36可以被具体化为被配置成用于例如在从电路34接收驱动信号时发射声音或光的一个或多个换能器。换能器36可以包括以下各项的任意组合：一个或多个陶瓷压电晶体、聚合物压电晶体、电容式微机超声换能器(CMUT)、压电微机超声换能器(PMUT)、或其他超声换能器、发光二极管(LED)、竖直腔面发射激光器(VCSEL)或者在选定光波长处具有高量子效率的其他光源。换能器36可以包括被安排在阵列中和/或被配置成用于从发射装置18在多个方向上发射信号以便不管发射装置18与起搏器100关于彼此的相对取向的移位、旋转或其他改变来促进起搏器100接收触发信号的多个换能器。所述多个换能器可以是可由驱动电路34可选择的，从而使得选择在接纳换能器的起搏器处产生最佳信噪比一个换能器或换能器组合。

在一个示例中，换能器36可以包括由驱动信号电路34激活的用于发射声波的多个声换能器，所述声波相长干涉以提高声信号传输的效率。发射装置18被示出为单个装置但是可以被实现为多于一个装置从而使得触发信号的传输分布在两个或更多个发射装置之上。当使用两个或更多个发射装置时，发射装置18可以包括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/或一个或多个并入ICD 14中的发射装置。两个或更多个发射装置可以被同步地激活以产生在起搏器100的接收器处重叠的超声波从而提高传输效率和/或提高信号接收。可被独立地施加脉冲以发射声音的换能器的相控阵列可以用于将声信号集中至起搏器100中的预期接收换能器。当包括多个起搏器100或其他治疗递送装置时，包括在换能器36中的换能器的相控阵列可以被驱动信号电路34控制以便以编程的时间关系对换能器施加脉冲从而将触发信号集中在预期治疗递送装置的接收器上。

换能器36可以包括具有用于发射不同频率的声音、光或RF信号的不同属性的多个换能器。不同的换能器可由驱动电路34选择从而使能够传输不同频率的触发信号。例如，不同频率或不同模式的幅度、频率、脉冲数等可以被发射用于触发起搏器100作出不同的响应或者用于当植入多个起搏器时触发不同的心内起搏器。如以上指示的，不同的触发信号可以用于使起搏器100根据不同的起博脉冲控制参数(如不同的脉冲形状、脉冲幅度、脉冲宽度、脉冲速率或脉冲数)递送起博脉冲。

换能器36被配置成用于发射其幅度和频率在由沿着换能器36与起搏器100之间的路径的身体组织衰减之后可由起搏器100的接收换能器检测到的触发信号。在一个示例中，换能器36被配置成用于发射在约40kHz至超过1MHz范围中的声音。可以发射其波长大于约1000nm的光触发信号。可以从天线辐射频率在400MHz与3GHz之间的RF信号。触发信号的频率部分地是基于沿着信号路径遇到的身体组织的类型和厚度选择的。

定时电路92可以根据存储在存储器82中的起博算法和定时间期生成控制信号95以触发起搏器100提供心动过缓起博、抗心动过速起博、心脏再同步治疗、AV结刺激、或其他起博治疗。心动过缓起博可以由起搏器100暂时地递送以在由ICD 14递送心脏复律除颤电击之后随着心脏恢复返回至正常功能后电击而维持心输出量。

心脏信号分析器90包括快速心律失常检测器94用于检测和区别室上性心动过速(SVT)、心室性心动过速(VT)和心室纤维性颤动(VF)。感测和处理皮下ECG信号的一些方面总体上在共同转让的第7,904,153号美国专利(格林哈特(Greenhut)等人)中公开，该专利由此通过引用以其全文结合在此。来自感测模块86的R波感测事件信号的定时由心动过速检测器94用于测量R-R间期，以用于对不同检测区域中的RR间期进行计数或者确定用于检测室性快速性心律失常的基于心率或其他速率的测量。电感测模块86可以另外地或替代性地为心脏信号分析器90提供数字化ECG信号以用于检测心动过速。可以被适配成用于触发式起搏器100的ICD的示例以及可以由用于检测、区别和治疗快速心律失常的快速心律失常检测器94检测的操作总体上在第7,742,812号美国专利(加尼姆(Ghanem)等人)、第8,160,684号美国专利(加尼姆(Ghanem)等人)、第5,354,316号美国专利(凯梅尔)，第6,393,316美国专利(吉尔伯格(Gillberg)等人)、第5,545,186号美国专利(奥尔森(Olson)等人)、和第5,855,593号美国专利(奥尔森(Olson)等人)中公开，所有这些专利通过引用以其整体结合在此。

检测算法对威胁生命的VT和VF的存在或不存在高度敏感和特定的。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，HV电容器通过HV充电电路被充电至预编程电压水平。当检测到来自治疗递送模块84的反馈信号时，控制模块80应用信号来触发HV电容器的放电，所述反馈信号是HV电容器已经到达了递送编程电击能量所需的电压。以这种方式，控制模块80控制治疗递送模块84的高压输出电路的运行，从而使用线圈电极24和外壳电极15递送高能量心脏复律/除颤电击。

应当注意的是，所实现的心律失常检测算法不仅可以利用ECG信号分析法，而且还可以利用补充传感器96，如组织颜色、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等，以便由处理和控制模块80促进判定是施加治疗还是拒给(withhold)治疗。传感器96还可以用于确定由起搏器100进行起博的需求和定时。例如，活动传感器信号或其他速率响应传感器信号(如每分呼气量信号)可以用于确定起搏速率满足患者的新陈代谢需求。定时电路92产生控制信号95来使发射装置18生成触发信号，所述声触发信号使起搏器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处延伸的或者在外壳15和/或连接块13内或者沿着所述外壳和/或连接块的引线承载的一个或多个传感器。

当被配置成用于无线地接收控制信号95时，遥测模块88包括用于与另一个装置(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或另一个外部装置接收下行遥测并向其发送上行遥测。遥测模块88可以向发射装置18无线地发射控制信号95(例如，作为RF信号)。

图5是起搏器100的概念图。起搏器100包括沿着起搏器100的外壳150的间隔开的电极162和164。电极164被示为延伸自起搏器100的远端102的尖端电极，并且电极162被示为沿着外壳150的中间部分的环形电极，例如与近端104相邻。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沿着起搏器外壳150暴露的其他类型电极，用于向心脏26递送电刺激。电极162和164可以不限于钛、铂、铱或其合金，并且可以包括低偏光涂层，如氮化钛、氧化铱、氧化钌、尤其铂黑。电极162和164可以位于除了所示位置之外的沿着起搏器100的位置。

外壳150包括控制电子设备子组件152，所述控制电子设备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设备。作为一个示例，控制电子设备子组件152可以包括脉冲发生器和接收换能器，用于从发射装置18接收触发信号并响应于所述触发信号触发脉冲发生器而经由起博尖端电极164递送起博脉冲并返回阳极电极162。

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设备子组件152提供电力。电池子组件160可以包括共同转让的第8,433,409号美国专利(约翰逊(Johnson)等人)以及第8,541,131号美国专利号(伦德(Lund)等人)中所公开的电池的特征，所述两个专利的全部内容通过引用以其全文结合在此。外壳150由生物相容性材料(如不锈钢或钛合金)形成。在一些示例中，外壳150可以包括绝缘涂层。绝缘涂层的实例包括聚对二甲苯、氨基甲酸乙酯、PEEK、或聚酰亚胺以及其他涂层。外壳150的全部可以是绝缘的，但只有电极162和164是非绝缘的。在其他示例中，外壳150的全部可以起电极的作用而非提供局部电极如电极162。替代性地，电极162可以与控制外壳150的其他部分电绝缘。电极162和164形成用于双极心脏起搏的正极或负极。

起搏器100可以包括一组活动的固定齿166用于将起搏器100固定至患者组织，例如通过与心室骨小梁相互作用。固定齿166可以被配置成用于将起搏器100锚定，从而将电极164定位成操作地邻近靶标组织，以便递送治疗电刺激脉冲。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，控制电子设备子组件152包括感测电路。可以采用许多种类型的有源和/或无源固定构件用于将起搏器100锚定或稳定在植入位置。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(格鲁巴茨(Grubac)等人)中公开的一组主动固定齿，该公开由此通过引用以其全文结合在此。

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递送装置(如导管)，所述递送装置用于在植入过程中将起搏器100定位(例如)在植入位置，例如心脏腔室内。

起搏器100包括耦合构件180，所述光学耦合窗口用于将来自发射装置18的触发信号耦合至外壳150中所封闭的换能器。例如，耦合构件180可以是用于沿着耦合构件180的内表面将声波传送至外壳150中所封闭的接收换能器(未示出)的声耦合构件。在另一个示例中，耦合构件180可以是用于沿着构件180的内表面将由发射装置18发射的光传送至外壳150中所封闭的光接收换能器的透明窗。

当起搏器100经静脉地推入心脏腔室中时，起搏器100的最终取向可以变化。耦合构件180相对于患者解剖的最终取向并因此相对于发射装置18的最终取向可以是未知的。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的移位或者由于心脏运动、呼吸运动、或者其他身体运动而随时间波动。由此，耦合构件180可以是环绕外壳150的用于从起搏器100的多侧接收触发信号的连续构件。在其他实施例中，窗口180可以是非连续的并且包括沿着外壳150的圆周的多个分段式构件。设想的是，可以设想针对沿着远端102、近端104和/或沿着外壳150的外圆周的一个或多个耦合构件的多种配置。

图6是起搏器100的示例配置的功能框图。起搏器100包括脉冲发生器202、光感测模块204、控制模块206、存储器210、触发信号接收器212和电源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响应于从接收器212接收到触发检测(TD)信号216而控制脉冲发生器202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通过从接收器212接收的输入信号被启用以递送刺激脉冲。例如，响应于接收器212所产生的触发检测信号216的开关可以启用脉冲发生器202以经由电极162和164将刺激脉冲递送至靶标组织。

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等待来自接收器212的触发检测信号216的同时，起搏电容器可以被充电至起搏脉冲电压。在检测到触发信号时，电容器耦合至起搏电极162、164从而对电容器电压放电并借此递送起搏脉冲。替代性地，对触发信号的检测发起起搏电容器充电，并且当达到预定的起博脉冲电压时，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206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。

替代性地，脉冲发生器202可以包括将电源214连接至起搏电极162和164以递送起搏脉冲的开关。开关由触发检测信号216或者由来自控制模块206的控制信号打开，并且电源214将能量递送至脉冲发生器202以生成起博脉冲。

如以下所描述的，控制模块206可以从触发检测信号216中确定起博脉冲控制参数并且使用所确定的起博脉冲控制参数来控制脉冲发生器202根据所确定的控制参数递送一个或多个起博脉冲。例如，触发信号的脉冲宽度或其他方面可以由控制模块206确定并且用于对起博脉冲的脉冲宽度(或另一个方面)进行设置。

接收器212通过耦合构件180来接收触发信号。接收器212包括一个或多个接收换能器，所述接收换能器可以沿着耦合构件180的内表面直接安装，例如，用于接收声波或光。触发信号使接收换能器产生电压信号，所述电压信号被传送至包括在接收器212(或控制模块206)中的比较器，用于与触发信号检测阈值进行比较。如果接收换能器产生的电压信号大于检测阈值，那么触发检测信号216被传送至控制模块202，或者直接到脉冲发生器206，以便引起起搏脉冲递送。

在一些实施例中，接收器212被配置成用于仅检测发射装置生成的触发信号。例如，接收器212可以被“调谐”以检测具有在声或光信号感测的正常生理范围之外的特定信号频率或带宽的声或光信号。在一些示例中，接收器212不可以被配置成用于感测并处理任何生理声信号或光信号以便确定生理事件、条件或状态。

控制模块206控制脉冲发生器202根据可以存储在存储器210中的治疗递送控制参数(如脉冲幅度、脉冲宽度、脉冲数等)递送起搏脉冲。在一些示例中，启用脉冲发生器202以在或者直接从接收器212或者经由控制模块206接收触发检测信号216时立即递送起搏脉冲。替代性地，可以在预定的时间延迟之后递送起博脉冲。

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。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时之前，R波感测信号被控制模块206从感测模块204接收到，则并不禁止所调度的起搏脉冲。脉冲发生器202不递送起博脉冲。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，则控制模块206启用脉冲发生器202以在起博定时间期到期时递送所调度的起搏脉冲。

起搏定时间期可以例如是用于相对于ICD 14所感测的固有R波控制向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ICD 14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另一心脏腔室中递送的起搏脉冲，所述起搏脉冲还可以由另一无引线心内起搏器递送，所述另一无引线心内起搏器被来自发射装置18的触发信号触发以递送起搏脉冲。例如，ICD 14可以控制发射装置18产生触发信号。植入两个不同的心脏腔室中的两个不同的起搏器可以检测触发信号。植入一个心脏腔室中的一个起搏器一旦检测到触发信号就可以递送第一起博脉冲。植入不同的心脏腔室中的另一个起搏器一旦检测到触发信号就可以开始起博定时间期。只要感测模块204在起搏定时间期到期之前不产生固有感测事件，第二心脏腔室中的起搏器在起搏定时间期到期时递送第二起博脉冲。第二起搏器在第一起博脉冲之后在期望的延迟处递送第二起博脉冲。以此方式，ICD 14可以控制多个心内起搏器使用公共触发信号或使用单独的时延触发信号彼此同步协调地递送起博脉冲。

接收器212可以包括用于感测触发信号的多个接收换能器。例如，可以对由多个换能器产生的电压信号进行求和以与触发信号检测阈值进行比较。在一些实施例中，可以包括对不同频率带宽响应的多个接收换能器。提供不同信号频率的检测可以使能够传输不同的触发信号以使起搏器100执行不同的起博功能和/或提高触发信号检测。

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储存装置，例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，所述诊断测试可以包括监测电源214的剩余电荷并提供更换或寿命终止指示符。控制模块206被示出包括用于监测电源214的电池监测模块218。如以下结合图17所描述的，当电源214的剩余电池电荷达到阈值水平时，控制模块206被配置成用于调整由脉冲发生器202递送的起博脉冲的参数。为清楚起见，图6中未示出电源214与其他起搏器模块和部件之间的连接。

在一些示例中，控制模块206包括用于分析经检测的触发信号以确定包括在触发信号中的起博脉冲参数信息的触发信号(TS)分析模块220。触发检测信号216可以是无论接收器换能器电压信号何时超过触发检测阈值被设置为高的逻辑信号。TS分析模块220可以分析带宽、脉冲数和/或触发信号脉冲之间的时间间期以确定来自触发信号的起博脉冲控制参数。控制模块206根据所确定的起博脉冲控制参数控制脉冲发生器202递送起博脉冲。以下例如结合图11至图15描述了包括起博脉冲控制信息的触发信号的示例。

由图6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。归属于在此的起搏器100的功能可具体化为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或它们的任何组合。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。

存储器210可以包括计算机可读指令，这些计算机可读指令在由控制模块206执行时，使控制模块206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存储由控制模块206使用以控制由脉冲发生器202响应于检测到由接收器212接收的触发信号而递送起搏脉冲的间期、计数或其他数据。

在一个实施例中，起搏器100仅包括接收器212、脉冲发生器202(其包括低压充电电路和起搏电容器)、电源214以及控制模块206(其可以被实施为用于响应于触发信号检测而控制起搏脉冲递送的逻辑电路)。此示例中的起搏器100在尺寸和功能上被最小化并且不包括用于接收生理信号的感测模块204并且不包括包含在标准双向遥测电路中的RF收发器或放大器。

图7是起搏器100的接收器212的一个示例的框图。可以包括以上列举的一个或多个换能器或RF天线的接收换能器282当经受由发射装置18发射的触发信号时产生电压输出信号283。接收换能器282可以具有由近似匹配包括在触发信号发射装置18中的传输换能器的中心频率或波长的中心频率或波长表征的相对窄或宽的带宽。

整流和滤波电路284接收电压输出信号283并产生与由换能器282转换成电信号的触发信号相关的经整流且经滤波的信号285。经整流且经滤波的信号285被提供作为比较器286的输入。比较器286接收例如来自电源214的检测阈值信号V_阈值(V_thresh)287，所述检测阈值信号与经整流且经滤波的信号285进行比较。当信号285超过V_阈值287时，产生触发检测信号216，并将其传送至起搏器控制模块206以用于触发起搏脉冲递送。在一些示例中，触发检测信号216仅是引起起博脉冲递送的触发信号。

在其他示例中，触发检测信号216包括起博脉冲控制参数信息，在这种情况中，控制模块206分析触发检测信号216以确定起博控制参数。从接收器212输出的触发检测信号216可以是只要经滤波经整流的信号285大于V_阈值287就为高的逻辑信号。包括在触发检测信号216中的脉冲的特性(如脉冲数、脉冲宽度、脉冲间间期等)可以由起搏器100的TS分析模块220解释以对起博脉冲参数进行设置并控制由脉冲发生器202递送起博脉冲。

图8是向比较器7所示的接收器212的比较器286提供的经整流且经滤波的电压信号285的绘图。只要经整流经滤波的信号285大于V_阈值287，比较器286就将触发检测信号216传送至起博控制模块206。触发检测信号216的前沿292开始于V_阈值287与信号285的上升交叉点293。触发检测信号216的后沿294出现于V_阈值287与信号285的下降交叉点295。触发检测信号216具有等于经整流经滤波的电压信号285大于V_阈值287的时间的宽度(持续时间)296。在一些示例中，控制模块206可以确定此信号宽度296并且响应于信号宽度296而设置起博脉冲控制参数(如起博脉冲宽度)。在其他示例中，如下所述，控制模块206可以在接收触发检测信号216时控制开始和/或偏移起博脉冲，而无需确定信号宽度296。在又其他示例中，控制模块可以对触发检测信号216的数量进行计数以用于选择起博脉冲控制参数并控制起博脉冲递送。

在另一个实施例中，除了V_阈值287以外，可以添加第二阈值287’来确定在第一阈值交叉点293与第二阈值交叉点293’之间的时间间期297。可以通过实现接收器212的比较器286中的第二比较器来检测第二阈值交叉点293’以产生第二触发检测输出信号216’。在两个不同的阈值交叉点293与293’之间的时间间期297由起搏器100的TS分析模块220确定以确定触发信号285的上升和/或下降斜率298。所确定的斜率298可以用于验证所检测的触发信号285、当植入多个治疗递送装置时在旨在用于不同治疗递送装置的互斥触发信号之间进行区分、和/或指示编码在触发信号285中的起搏脉冲参数设置。

图9是用于控制由可植入医疗装置系统(如在图1至图3C中所示的系统2、10、10’、10”或11)递送的治疗刺激脉冲的方法的流程图250。流程图250以及在此呈现的其他流程图旨在展示系统的功能操作并且不应被解释为反映实践所描述的方法所需的软件或硬件的具体形式。认为软件的软件、硬件和/或固件的具体形式将主要通过感测装置4和治疗递送装置6中采用的具体系统架构并且通过由装置和/或系统2采用的具体感测和治疗递送方法来确定。在考虑到在此的公开的情况下，在任何现代起搏器系统的背景下提供软件、硬件、和/或固件以完成所述功能在本领域技术人员的能力之内。结合在此呈现的流程图所描述的方法可以在计算机可读介质中实现，所述计算机可读介质包括用于使可编程处理器执行所述方法的指令。所述指令可以被实现为一个或多个软件模块，所述软件模块由它们自己活着与其他软件组合地执行。

在框252处，并且参照图1的系统2，感测装置4感测用于协调治疗刺激脉冲的生理事件。生理事件可以是从ECG信号中感测到的R波或P波。在框254处，感测装置4通过将驱动信号施加于发射装置换能器而控制发射装置5发射触发信号7。在框256处，由治疗递送装置6检测触发信号，所述治疗递送装置可以是起搏器，如起搏器100。治疗递送装置6响应于检测到触发信号7而递送治疗刺激脉冲。在引起在框258处递送治疗刺激脉冲的时间间期处发射触发信号7，所述时间间期在相对于感测到的生理事件的目标时间间期的范围内。例如，心室起搏脉冲可以由治疗递送装置6在由感测装置4感测的P波之后的目标AV延迟的范围内递送。

一个触发信号7可以在每个感测到的事件之后被递送以利用每个感测到的时间协调治疗刺激脉冲，例如，针对每个P波感测事件的一个心室起搏脉冲。触发信号7是在相对于感测到的生理事件的时间间期处被发射的，从而使治疗递送装置6在来自感测到的生理事件的目标时间间期的范围内递送治疗刺激脉冲。换言之，由发射装置5发射的触发信号与治疗刺激脉冲具有1:1的对应关系。

经过包括两个或更多个感测到的生理事件的时间间期发射的触发信号可以具有总组合持续时间，所述总组合持续时间等于相关联的触发式治疗刺激脉冲的总组合持续时间。换言之，针对每个触发信号，一个起博脉冲可以被递送并且触发信号和起博脉冲可以具有相同的信号宽度。然而，因为触发信号发射可能要求大量的电池消耗，所以在其他示例中，触发信号的总组合持续时间小于由触发信号调用的治疗脉冲的总组合持续时间。触发信号可以以小于治疗刺激脉冲的速率的速率被发射。触发信号可以以小于治疗刺激脉冲的脉冲宽度的信号宽度被发射。在一些示例中，触发信号以小于治疗刺激脉冲的速率和脉冲宽度的速率和信号宽度被发射。换言之，在一些示例中，触发信号与治疗刺激脉冲在持续时间和/或个数(速率)方面可以具有小于1:1的对应关系。例如，一个触发信号可以触发治疗递送装置6递送一系列的治疗刺激脉冲从而使得触发信号并非在每次递送刺激脉冲时被递送。为了说明，可以由发射装置5响应于感测装置4感测到的P波发射一个触发信号，从而使得治疗递送装置6响应于一个触发信号而以固定的速率递送一系列的2个、4个、6个、8个或其他数量个起博脉冲。

在另一个示例中，触发信号可以具有小于刺激脉冲持续时间(宽度)的脉冲持续时间。治疗刺激脉冲可以以与检测到的触发信号7的1:1的对应关系由治疗递送装置6递送，但是触发信号7可以以比刺激脉冲的脉冲宽度短的信号宽度被发射。通过使用相比于治疗刺激脉冲的总组合时间减小了触发信号的总组合时间的技术节省了电池能量。

图10是根据另一个示例用于控制触发式治疗刺激脉冲的方法的流程图270。参照图1的系统2，在框272处由感测装置4感测到生理事件。在框274处，通过来自感测装置4的控制信号3控制发射装置5的换能器发射包括刺激脉冲控制参数信息的触发信号7。治疗递送装置6可以不包括针对标准RF通信能力的收发器，所述标准RF通信能力使与接收信号的放大进行的双向通信成为可能，从而使能够使用外部编程器对治疗递送控制参数进行编程。由此，触发信号7可以用于将治疗控制参数信息传送至治疗递送装置(另外触发刺激脉冲定时)。治疗控制参数信息可以包括但不限于刺激脉冲幅度、刺激脉冲宽度、刺激脉冲序列频率、在脉冲序列中的刺激脉冲数、或者其他刺激脉冲特性。

在框276处，治疗递送装置6检测触发信号7并从触发信号7中确定控制参数。通过对触发信号7的触发信号脉冲宽度、信号频率、信号幅度、脉冲数、脉冲间期或其他方面进行编码而将控制参数信息包括在触发信号7中，所述触发信号可由治疗递送装置7检测，例如，如由图6中所示的TS分析模块220确定。

响应于触发信号，治疗递送装置6根据从触发信号7中确定的控制参数以目标时间间期将一个或多个治疗刺激脉冲递送至靶标组织。在检测触发信号7之后在预定的时间延迟之后或者立即递送刺激脉冲，从而使得在来自感测装置4所感测的生理事件的目标时间间期范围内递送刺激脉冲。刺激脉冲自身至少部分地由确定的控制参数定义。例如，可以基于编码在触发信号7中的确定的控制参数对脉冲宽度或脉冲幅度进行设置。以此方式，触发信号7控制由治疗递送装置6递送的脉冲的定时和特征两者。

图11是根据一个示例的触发信号306和所产生的起博脉冲314的时序图300。感测装置4(或ICD 14)监测ECG信号301，用于感测例如P波或R波的心脏事件302。当ECG信号301穿过感测阈值304时，感测到心脏事件302。在一个说明性示例中，感测到的心脏事件302是P波。感测装置4在感测事件302时开始起博定时间期312，例如，房室(AV)间期。起博定时间期312是基于感测到的心脏事件302与起博脉冲314之间的小于发起触发信号306、产生触发检测信号310与递送起博脉冲314之间的任何系统延迟的期望时间间期设置的。

在起博定时间期312到期时，发射装置18被启用以在定义了触发信号脉冲宽度308的持续时间内发射具有预定频率或波长的触发信号306。触发检测信号310是由治疗递送装置6的接收器(例如，图6中所示的起搏器接收器212)产生的，使得在整个触发信号宽度308之上，经整流的触发信号306超过触发检测阈值(未在图11中展示)。

治疗递送装置4响应于触发检测信号310而开始治疗刺激脉冲314(其在此示例中是起博脉冲)。例如，起搏器100的起博电容器可以通过起博电极162和164放电直到经整流的触发信号306下降低于触发信号检测阈值。起博脉冲314可以以触发检测信号310的后沿终止，即，当经整流的触发信号306下降低于触发检测阈值时，通过将起博电容器从起博电极162和164断开。起博脉冲宽度316等于触发检测信号310为高的时间间期，所述起博脉冲宽度与发射的触发信号306的宽度308相匹配。在其他示例中，治疗递送装置6可以被配置成用于在触发检测信号310的开始之后的时间延迟之后开始起博脉冲314的前沿并且具有等于触发信号306的宽度308的脉冲宽度。在图11所示的示例中，在触发信号306的宽度308与起博脉冲宽度316之间存在1:1的对应关系。

在一些示例中，起博脉冲幅度318可以是固定的参数。起博脉冲幅度可以被设置在固定电压处，例如，1.5V。替代性地，起博脉冲幅度318可以被设置为治疗递送装置电池电压的固定比例，例如，图6的电源214的电池电压的一半。起博脉冲宽度316由触发信号宽度308控制以递送成功地夺获心脏组织(或其他靶标组织)的起博脉冲能量。

图12是用于使用触发信号控制起博脉冲参数的替代性方法的时序图400。参照图2A的系统10，ECG信号401由ICD 14监测以检测心脏事件402。在一个示例中，感测到的事件402是由ICD 14基于感测阈值404感测到的P波。一种用于由ICD 14感测P波的方法总体上在于2014年10月27日提交的共同转让的美国专利申请号14/524,090(格林哈特(Greenhut)等人)中公开，所述专利通过引用以其全文结合在此。起博定时间期412(其在这个示例中为AV间期)是由ICD 14的控制模块80开始的。一旦AV间期412到期，定时模块92就将控制信号95发送至发射装置18。发射装置18针对相对短的信号宽度408以预定的触发信号频率或波长发射触发信号406。接收器212检测触发信号406并产生触发检测信号410。只要经整流的触发信号406保持在触发检测阈值(未展示)之上，触发检测信号410就被传送至起搏器控制模块206。

起搏器触发信号分析模块220基于触发检测信号410的持续时间确定触发信号宽度408并且控制脉冲发生器202递送其脉冲宽度416为多倍触发信号宽度408的起博脉冲414。触发信号406可以以具有与由起搏器100递送的起博脉冲414的个数之比为1:1的速率被发射，但是每个触发信号406的传输时间(即，信号宽度408)比起博脉冲宽度416短以便保存从ICD 14供应至发射装置18的电池能量和/或保存专用发射装置电池。替代性地，触发信号406的速率与起博脉冲414的速率之比可以小于1:1，从而使得针对每个触发信号406，以固定的速率递送多于一个的起博脉冲414。

可以如上所述固定起博脉冲幅度418。针对不同的、增加的信号宽度408，触发信号406可以由控制信号3控制以进行发射。经检测的触发信号410的宽度由起搏器100使用以将起博脉冲宽度416控制为触发信号宽度408的固定倍数。以此方式，触发信号宽度408不要求等于起博脉冲宽度416，但是触发信号408包含脉冲起博控制参数信息。

为了说明，倍数N可以被存储为起搏器存储器210中的固定值(例如，8)。发射装置18受控制信号95控制以发射持续0.05ms(例如，1MHz信号频率50次循环)的触发信号406。触发检测信号410是由起搏器接收器212产生的，所述触发检测信号的宽度基本上等于触发信号406大于触发检测阈值(例如，图10中所示的V_阈值287)的时间。起搏器控制模块206例如使用包括在控制模块206的TS分析模块220中的数字定时器或计数器测量触发检测信号410的宽度。控制模块206包括用于将触发检测信号宽度乘以存储的倍数N以对起博脉冲宽度416进行设置的倍增器。控制模块206启用脉冲发生器202以递送具有固定的脉冲幅度418以及在此示例中为0.4ms(0.05ms乘以8)的确定的脉冲宽度416的起博脉冲414。

图13是展示用于使用触发信号控制起博脉冲递送的另一种示例方法的时序图500。ICD 14基于感测阈值504从ECG信号501中感测心脏事件502。ICD14基于感测事件502开始起博定时间期512，并且在起博定时间期512到期时控制发射装置18发射第一触发信号脉冲506a。

在此示例中，触发信号包括一对脉冲506a和506b(统称506)。ICD控制模块80将第一控制信号发送至发射装置18以引起第一触发信号脉冲506a的发射、等待定时的脉冲间间期520、并且然后将第二控制信号发送至发射装置18以引起第二触发信号脉冲506b的发射。触发信号506的总触发信号宽度508是由第一脉冲506a、脉冲间间期520以及第二脉冲506b定义的。可以使每个单独的脉冲506a和506b的持续时间最小化以便减小产生触发信号脉冲506a和506b所需的电池消耗。

当对应的触发信号脉冲506a和506b大于触发检测阈值(例如，图8中的V_阈值287)时，起搏器接收器212产生一对触发检测信号510a和510b。接收器212检测由脉冲间期520间隔开的每个触发信号脉冲506a和506b。响应于触发检测信号510a，脉冲发生器202通过将起博电容器耦合至起博电极162、164而开始起博脉冲514。在一些情况中，脉冲发生器202的起博电容器被预先充电。在其他情况中，起博电容器充电是在触发检测信号510a时开始的，从而使得触发检测信号510a与起博脉冲514之间可能存在较短的系统延迟。

响应于第二触发检测信号510b，脉冲发生器202将起博电容器从起博电极162和164上解耦合以确定起博脉冲514。起搏器控制模块206控制脉冲发生器202递送具有与触发检测脉冲510a一致的前沿522以及与触发检测脉冲510b一致的后沿524的起博脉冲514。

以此方式，针对信号宽度508的整个持续时间在不要求触发信号发射的情况下递送其起博脉冲宽度516基本上等于触发信号脉冲宽度508的起博脉冲514。可以如之前所述的固定起博脉冲幅度518。通过改变触发信号脉冲间间期520并由此改变第二触发检测信号510b的定时和起博脉冲514的一致的后沿524来控制被递送用于夺获心脏的起博脉冲能量。

在另一个示例中，起搏器100可以被配置成用于通过确定触发检测信号510a和510b之间的时间间期并将脉冲间间期520乘以固定值来测量脉冲间间期520以获得起博脉冲宽度516。可以在作为总起博脉冲宽度516的一小部分的脉冲间间期520处递送触发信号脉冲506a和506b。

脉冲506a和506b可以是完全相同的脉冲。在其他示例中，脉冲506b可以具有与脉冲506a不同的至少一个脉冲特性，以便可区分为终止脉冲506b和起始脉冲506a。例如，起始脉冲506a可以具有大于或小于脉冲506b的脉冲宽度、大于或小于506b的频率、或者大于或小于脉冲506b的幅度。以此方式，如果终止脉冲506b被检测前面没有起始脉冲506a，则起搏器100将不会发起起博脉冲。同样地，如果在某个最大时间间期内检测到起始脉冲506a但是未检测到终止脉冲506b，则起博脉冲514被自动地缩短为预定最大脉冲宽度。

图14是用于使用触发信号控制起博脉冲的另一种方法的时序图600。当ECG信号601与感测阈值604交叉时，ICD 14感测到心脏事件602。起博定时间期612是由ICD控制模块80在感测事件602时开始的。在起博定时间期612到期时，ICD 14将控制信号95发送至发射装置18，从而使发射装置18发射具有可变数量的脉冲的触发信号606。脉冲数N由控制信号95设置。

起搏器接收器212检测触发信号脉冲并产生具有N个脉冲的触发检测信号610，N等于超过触发检测阈值的触发信号606中的脉冲数。起搏器控制模块206的TS分析模块220对触发检测信号610中的脉冲数量进行计数并且将所述数量乘以存储在存储器208中的固定时间间期(例如，0.10ms)以便确定起博脉冲宽度616。

控制模块206控制脉冲发生器202递送具有固定脉冲幅度618和可变脉冲宽度616的起博脉冲614，所述可变脉冲宽度被设置为等于触发检测信号610的脉冲数乘以存储在存储器208中的时间间期。ICD 14由此通过控制发射装置18在每个触发信号606中发射多少个脉冲而对起博脉冲宽度616进行控制。起博脉冲宽度616可以通过增加或减小存储在触发信号606中的脉冲的个数而增加或减小存储在起搏器存储器208中的时间间期。在所述示例中，在触发信号606中示出的四个脉冲被检测为触发检测信号608中的四个脉冲。起搏器控制模块206将存储的时间间期(例如，0.1ms)乘以四，以获得0.4ms的起博脉冲宽度616。

以针对可以被最小化以减小电池消耗的单独的脉冲宽度的触发信号频率(例如，1MHz)或波长(例如，1100nm)递送触发信号606中的脉冲。然而，单独的脉冲宽度必须可由起搏器接收器212检测。脉冲间间期620足够长从而使得触发信号606的单独脉冲可以被起搏器接收器212检测。由N个单独的脉冲和脉冲间间期620定义的触发信号606的总宽度608不大于起博脉冲宽度616并且将通常短于起博脉冲宽度616从而使得起博脉冲614可以终止在正确的宽度616处。

在图14的示例中，脉冲间间期620在触发信号606的所有脉冲之间相等。起搏器控制模块206在确定起博脉冲宽度之前可以等待至少两个脉冲间间期620，从而使得如果一个脉冲丢失(未检测到)，下一个脉冲出现两次，则可以对预期的触发信号脉冲间间期620计数两次以解释丢失的脉冲。

在图13和图14的要求起搏器100从触发信号宽度或触发信号脉冲数中确定起博脉冲宽度的示例中，起博脉冲514、614的开始可以被设置为发生在来自触发检测信号506、606的开始的延迟间期之后从而允许确定最终起博脉冲宽度所需的处理时间。理解的是，在ICD 14将控制信号95发送至发射装置18的时间与起搏脉冲514或614可以被发起或终止的最早时间之间可以存在固有信号处理延迟。各种定时间期(如起博定时间期512和612以及脉冲间520和620)以及在递送起博脉冲514或614之前施加于任何起搏器的延迟时间将被选择以解释从触发检测信号510或610中确定起博脉冲参数所需的此信号处理延迟并仍提供起博脉冲514和614分别相对于感测到的心脏事件502和602的准确的定时。

图15是包括具有四个脉冲652、654、656和658的序列的触发信号651的时序图650。针对至少是由起搏器接收器212可检测到的最小脉冲持续时间的单独的脉冲持续时间以选定的触发信号频率或波长递送每个脉冲652、654、656和658。在此示例中，与图14的示例中所示的相等的脉冲间间期620形成对照，脉冲间间期670、672和674彼此不同。彼此不同的预定的脉冲间间期670、672和674可以通过起搏器100促进校正触发信号脉冲652、654、656和658的数量的计数。在连续的脉冲之间，脉冲间间期670、672和674可以减小预定的量。替代性地，在连续的脉冲之间，脉冲间间期可以增加或双向变化。

触发信号651的第一脉冲652和第二脉冲654由脉冲间期670分隔开，所述脉冲间间期可以对应于最小起博脉冲宽度或最小起博脉冲宽度的一小部分。在检测到第一脉冲652时，起搏器100对包括在触发信号分析模块220中的脉冲计数器加一并且在间期670处等待第二脉冲654。在检测到第二脉冲654时，脉冲计数器将计数二增加一。在递减的间期672处期待下一个脉冲656。如果脉冲656未被起搏器100检测到(如由虚线所示)，则起搏器100可以等待至少一个下一个脉冲间间期674以确定是否检测到任何附加的触发信号脉冲。如果在等于间期672加上间期674的组合间期处由起搏器100检测到脉冲658，则起搏器100确定脉冲656丢失。起搏器100将基于检测到的脉冲674以及确定脉冲656丢失而将脉冲计数器增加二(至计数四)。起搏器100然后等待下一个递减间期676。

在此示例中，触发信号651长四个脉冲(670至674)。短虚线660和662表示可以在触发信号不止四个脉冲之长的情况下存在的附加触发信号脉冲。所有六个脉冲(652至662)可以表示触发信号脉冲的最大数量并且对应于最大起博脉冲宽度。如果在间期676处未检测到脉冲，则起搏器100可以等待至少再多一个间期678以确定脉冲660是否丢失。如果两个预期脉冲间间期676和678到期而未检测到任何附加脉冲，则起搏器控制模块206基于三个检测到的脉冲652、654和658对总共四个脉冲(即使脉冲656未被检测到)以及在指示脉冲656丢失的检测到的脉冲654和658之间的间期672和674的总时间进行计数。

起搏器控制模块206控制脉冲发生器202递送起博脉冲682，所述起博脉冲可以具有固定的幅度690、具有脉冲宽度688，所述脉冲宽度被确定为触发信号651中的经计数的脉冲数的倍数。起博脉冲682基于确定的脉冲宽度688终止在后沿686处。

在此示例中，脉冲682的前沿684是在延迟间期680之后开始的从而允许起搏器接收器212定时以接收前三个脉冲652、654和656。如果在等待第二脉冲654和第三脉冲656之后仅检测到一个脉冲652，则起博脉冲宽度可以被设置为最小脉冲宽度(一个检测到的脉冲乘以存储在存储器210中的固定时间间期)。因此，延迟间期680允许起搏器100定时以在确定和设置起博脉冲宽度688之前至少检测前三个触发信号脉冲652、654和656。

在其他示例中，脉冲间间期670、672、674、676和678可以足够短从而使得起博脉冲682的前沿684可以在检测到第一触发信号脉冲652时开始，并且起搏器100在起博脉冲682期间通过对出大信号脉冲总数量进行计数并且将那个数量乘以存储在存储器210中的固定间期来确定起博脉冲宽度688。在又其他示例中，延迟间期680可以被设置为大于最大触发信号宽度664的值，从而启用起搏器100来检测多达最大数量个脉冲的所有脉冲(在此示例中为六)，并且在开始起博脉冲682之前确定起博脉冲宽度688。

另外，起搏器信号接收器212可以在脉冲间间期670至678期间施加噪声拒绝(noise rejection)间期(NRI)666。NRI 666是在其期间检测到的信号脉冲作为噪声被拒绝(reject)的时间间期。在NRI 666之外检测到的前面的信号脉冲还可以作为无效脉冲被拒绝。例如，如果接收到信号脉冲652，则起搏器信号接收器可以开始NRI 666。如果在NRI 666期间检测到另一个信号脉冲，则所述另一个信号脉冲作为噪声被拒绝掉并且使NRI 666开始的信号脉冲652也作为噪声和不是有效触发信号的一部分被拒绝掉。下一次检测信号脉冲时，开始新的NRI 666。

如果在NRI 666期间没有检测到信号脉冲，则在NRI 666到期时开始检测间期668。检测间期668是在脉冲间间期670结束处或刚好在其结束之前开始的，所述脉冲间间期可以被存储在起搏器存储器210中。在NRI 666期间未检测到任何中间脉冲的情况下，在检测间期668期间检测到的信号脉冲654，连同之前检测到的信号脉冲652是有效触发信号的证据。在每个检测到的触发信号脉冲(或者在丢失脉冲(例如，脉冲656)的情况中的每个检测间期668)之后开始随后的NRI 666。在任何NRI 666期间检测到的任何信号脉冲将使任何之前检测到的脉冲在检测间期668期间被确定为噪声并且不被算作触发信号脉冲并且将不会导致有效触发信号的检测。

如图15中所示，NRI可以随着脉冲间间期670至678的持续时间减小而减小持续时间。每个NRI 666可以是已知的脉冲间间期的一部分或百分比。每个检测间期668可以是每个触发信号脉冲(652至662)的宽度的倍数。在任何NRI 666期间检测到的触发信号脉冲可以导致拒绝所有检测到的脉冲，包括在检测间期668期间检测到的那些脉冲。当在任何NRI 666期间未检测到脉冲时，在检测间期668期间检测到的脉冲被算作并导致由起搏器100检测有效的触发信号。

如上所述，起搏器100可以对有效触发信号651的触发信号脉冲的个数进行计数，以用于乘以存储的因子从而确定起博脉冲宽度688。替代性地，起搏器100可以对有效触发信号651的触发信号脉冲的个数进行计数，从而导致对之前递送的起博参数(如，脉冲宽度)进行调整。例如，如果有效触发信号651中的脉冲的最大可能数量为四，恰好具有两个脉冲的触发信号的检测可以使起搏器100递送具有与前一个脉冲相同的脉冲参数(例如，相同的脉冲宽度688)的起博脉冲682。如果恰好三个触发信号脉冲被计数，则起搏器100可以将起博脉冲参数增加存储的量，例如，将起博脉冲宽度增加100μs。如果有效触发信号651中的全部四个可能的触发信号脉冲被计数，则起搏器100可以将起博脉冲参数减小存储的量，例如，将起博脉冲宽度682减小100μs。

图16是根据一个示例用于在触发式起搏器系统(如系统2、10、10’、10”或11)中通过执行起博阈值搜索对起博脉冲宽度进行设置的方法的流程图700。在虚线框701中示出的判定和框代表由感测装置执行的操作，所述感测装置正产生被传送至发射装置的控制信号。在本文所描述的示例中，框701代表由ICD14和发射装置18执行的功能。在虚线框703中示出的判定和步骤代表由治疗递送装置执行的功能，所述治疗递送装置正检测触发信号并递送治疗刺激脉冲。在所展示的示例中，框703代表由起搏器100执行的功能。

在一个示例中，根据流程图700执行阈值搜索以确定LV的夺获阈值。在此示例中，LV由起搏器100在用于递送CRT的P波之后的靶标AV间期处起博。然而，认识到，阈值搜索方法可以应用于其他起博或电刺激治疗应用。由感测装置感测到的用于开始起博定时间期的具体的心脏事件可以例如是心房或心室起博或感测事件。在心脏事件时开始的起博定时间期可以对应于AV间期、VV间期或VA间期。接收起博脉冲或电刺激治疗的靶标组织可以是任何心脏或神经组织。此外，认识到，如结合图16一般性描述的用于控制起博脉冲宽度的阈值搜索和方法可以被适配成其他的非心脏治疗(如膈神经刺激)或者要求夺获靶标肌肉或神经的其他治疗。

在判定框702处，ICD 14判定是否是时候执行阈值搜索。可以响应于用户命令或者响应于ICD 14正监测的可以指示已经发生夺获丢失的生理信号的变化而在所调度的一天内时间时执行阈值搜索。如果是时候进行阈值搜索，则ICD 14通过前进至框710进入阈值搜索操作模式，在所述操作模式中对初始测试脉冲宽度(PW)进行设置。在本文所描述的示例中，起博脉冲幅度固定并且PW被调整以实现靶标组织(例如，LV心肌)的夺获。初始PW可以被设置为最大PW或之前已知用于引起夺获的PW。执行阈值搜索以确定最大PW，当脉冲起博幅度被设置为固定值时所述最大PW实现LV的夺获。

在框712处，ICD 14感测P波并在框714处开始一个测试AV间期。所述测试AV间期可以是相比于在正常LV起博期间使用的AV间期的缩短的AV间期。缩短的AV间期可以早于LV的固有导电去极化在阈值搜索期间被使用以促进起博脉冲递送从而避免由在起博诱导去极化之前到达的或者与起博诱导去极化同时到达的固有去极化引起的错误夺获检测。为了说明，AV间期可以被设置为80ms以用于在CRT期间递送LV起博。AV间期在阈值搜索期间可以缩短为50ms。

当测试AV间期到期时，ICD 14在框716处将控制信号95发送至发射装置18从而使发射装置18发送包括PW信息的触发信号。所述触发信号可以具有等于如结合图11所述在框710处设置的PW的信号宽度、包括如结合图13所述指示起博脉冲的前沿和后沿的时间的起始脉冲和终止脉冲、或者具有如结合图12、图14和图15所述用于确定初始起博脉冲宽度的起搏器100所使用的脉冲的信号宽度或个数。

现在参照起搏器操作701，起搏器接收器212在框752处检测触发信号。起搏器100在等待接收触发信号时可以在框750处对起博电容器进行充电。在接收到触发信号时，延迟定时器在框754处被启动。可以由在起搏器接收器212产生的触发检测信号与触发式起博脉冲的递送之间的起搏器设置延迟时间，例如，图15中所示的延迟时间680。延迟定时器是可选的或者可以在阈值搜索期间被设置为零。

触发检测信号可以由控制模块206的TS分析模块220分析以确定触发信号是否是阈值搜索触发信号或者治疗触发信号。例如，在框756处，起搏器100判定触发信号是否短于用于在治疗起博触发信号与阈值搜索触发信号之间进行区分的阈值信号宽度。治疗起博触发信号可以被设置成可由起搏器可靠地检测到的最小持续时间。检测到的触发信号可以在框756处通过确定由起搏器接收器212产生的触发检测信号的宽度并且将所述触发检测信号宽度与阈值宽度进行比较被确定为“短”触发信号。如果检测到的触发信号小于阈值宽度，则触发信号是治疗阈值信号而不是阈值搜索触发信号。如果触发检测信号宽度大于阈值宽度，则触发信号是阈值搜索触发信号并且包括由起搏器100使用以将起博PW设置为测试PW以用于确定夺获的信息。

响应于在框756处检测到阈值搜索触发信号，起搏器100在框758处从检测到的触发信号中确定起博PW。如以上讨论的，根据结合图11至图15所述的方法中的任何方法可以控制阈值搜索触发信号以包括PW信息。

在框760处将由起搏器100存储的之前使用的起博PW更新为在框758处从阈值搜索触发信号中确定的PW。在框762处，在延迟定时器(如果被设置)到期时，通过将存储的电荷耦合至起博电极162和164开始起博脉冲并且启动PW定时器。PW定时器被设置为在框760处存储的PW。当PW定时器到期时，起博脉冲在框764处终止。起博电容器在框750处被再次充电，而起搏器100等待下一次触发信号。

同时，再次参照ICD操作701，ICD 14在框720处监测ECG信号以判定在框716处发送触发信号之后是否发生LV的夺获。可以由ICD 14基于由感测模块86在测试AV间期感测R波或者基于由心脏信号分析器90检测不同于固有R波形态的起搏R波形态或者其组合来检测夺获。

如果在框720处检测到夺获，则在框722处减小起博PW。过程返回至框712处以感测P波并在框714处开始另一个测试AV间期。当测试AV间期到期时，控制发射装置18发射触发信号以用于在716处设置新的、减小的起博PW。如上所示，起搏器100在框756处接收触发信号并将其检测为阈值搜索触发信号。起搏器100在框758处通过分析触发信号(例如，如上所述分析触发信号宽度或脉冲数)来确定新的减小的PW、在框760处更新之前存储的PW、并且在框762和764处在新的PW处递送起博脉冲。

此过程在框720处继续直到ICD 14不再检测到夺获。未能检测到夺获指示当前存储在起搏器100中的PW小于夺获阈值。PW需要被重置为超阈值间期。在框724处，PW被设置成之前的PW，所述PW导致夺获加上标称安全间期，例如，0.10ms。导致夺获的之前的PW被确定为夺获阈值PW。用于治疗递送的起博PW被设置成夺获阈值PW加上安全裕度间期以减小由于夺获阈值的小波动引起的夺获丢失的可能性。

在框726处，设置指示阈值搜索完成的测试完成标记。在下一个感测的P波处(框712)，测试AV间期再次开始(框714)并且在框716处发送触发信号以用于将PW设置在阈值PW加上安全裕度处。利用如在框718处确定的测试完成标记设置，ICD 14现在通过前进至框704以等待下一个P波而转换到治疗递送操作模式。

同时，起搏器100接收将PW设置为阈值PW加上安全裕度的最终阈值搜索触发信号。在框752处，设置阈值PW加上安全裕度的触发信号被起搏器100检测。在框754处可选地启动延迟定时器，并且在框756处将触发信号检测作为阈值搜索触发信号以用于设置PW。在框758处，从触发信号中确定PW。在框760处，将存储在起搏器存储器210中的PW更新为从这个最终阈值搜索触发信号中确定的PW，即，阈值PW加上安全裕度。在框762和764处，在更新的存储的PW处递送起博脉冲。ICD 14可以监测ECG信号以验证响应于在更新的PW处递送的这个起博脉冲而发生夺获。

现在运行在治疗递送模式中，ICD 14在于框704处感测P波之后在框706处开始AV间期。在治疗递送模式中，AV间期在框706处被设置为用于促进心脏腔室之间的同步的最优间期。当AV间期到期时，ICD 14在框708处控制发射装置18发射短治疗触发信号。治疗触发信号被递送持续最小的持续时间(信号宽度)，所述持续时间可由起搏器可靠地检测到并且不包括起博PW信息。

在框752处，起搏器100检测触发信号并且在框754处启动可选的延迟定时器。在框756处，起搏器控制模块206将由接收器212产生的触发检测信号216的持续时间与阈值搜索间期进行比较。如果触发检测信号216被确定为“短”触发(即，小于阈值搜索间期)，则触发信号被认为是起博治疗触发信号而不是阈值搜索触发信号。起搏器100不从触发信号中确定PW。起博脉冲在块762处开始，并且使用存储的PW启动PW定时器，所述存储的PW是基于在前一个阈值搜索过程中确定的阈值PW最近更新的。

在PW定时器到期时，在框764处终止起博脉冲。在框750处对起搏电容器再次充电。系统继续在起博治疗模式中操作(针对ICD 14的块704至708以及针对起搏器100的块750至756、762和764)直到下一次阈值搜索的时候。在起博治疗模式期间，最小能量用于生成触发信号，并且递送具有存储在起搏器存储器210中的PW而没有在连续的基础上从触发信号中确定PW的起搏脉冲。触发信号仅在阈值搜索模式(针对ICD的块710至726)期间与PW信息一起被传输。否则，触发信号仅是定时信号，没有PW信息，以供起搏器100用于在治疗AV间期处递送起搏脉冲。

图17是当起搏器电池达到阈值电压水平时用于提供起搏器电池警报信号的方法的流程图800。例如，当(电源214的)起搏器电池电压降到预定水平以下时，可以由ICD 14生成选择性替代指示符(ERI)警报信号。ERI是当起搏器电池电压将到预定水平以下时由起搏器100设置的标记。由ICD 14生成的ERI警报信号通知患者和/或临床医生推荐更换起搏器以避免起搏器电池达到终止寿命从而导致患者治疗的中断。因为起搏器100可能不具有用于将ERI警报传输至外部编程器或其他装置的无线RF遥测能力，所以ICD 14可以被配置成用于检测起搏器100的ERI条件并经由遥测模块88将ERI警报信号传输至外部装置以向临床医生和/或患者通知ERI条件。

在流程图800中，由虚线803封闭的操作和判定代表由起搏器100执行的功能。由虚线801封闭的操作和判定代表由ICD 14执行的功能。从起搏器操作803开始，在框850处，起搏器控制模块206判定是否检测到ERI条件。起搏器控制模块206包括电池监测器218，用于检测电源214的小于ERI电压阈值的电池模块。例如，电池监测器218可以包括比较器，用于将电池电压与预定ERI阈值进行比较。ERI阈值可以是固定值或者可以基于起博历史(例如，频率和PW)以及基于起博历史的剩余电池寿命的估计。参照共同转让的美国专利号5,402,070(马科维茨(Markowitz)等人)以及美国专利号6,016,448(布赛科尔(Busacker)等人)来描述ERI确定，所述两个专利通过引用以其全文结合在此。

只要在框850处未检测到ERI条件，起博脉冲幅度(PA)就在框852处保持在被称为“低”设置的固定的、初始的设置处，因为所述固定的初始设置低于当检测到ERI条件时将被使用的PA。固定的“低”设置可以是电池电压的固定百分比，例如，电池电压的50％。替代性地，PA可以被设置在固定电压处，例如，1.5V。

起搏器100在框856处对起搏脉冲之间的起博电容器进行充电并且在框858处响应于检测到触发信号而对电容器进行放电以在框860处递送起博脉冲。在可选的延迟间期之后使用“低”PA以及或者存储的PW或者如结合图16所述的从触发信号中确定的新PW来递送起博脉冲。

在递送起博脉冲之后，起搏器控制模块206在框862处判定是否是时候检查电池电压以检测ERI条件。若否，则脉冲发生器202在框856处开始将(多个)电容器充电到“低”PA。

如果是时候检查电池电压，那么控制模块206执行ERI分析以在框850处检测ERI条件。如果检测到ERI条件，即，如果电池电压降至ERI电压以下，则在框854处将PA设置为“高”设置。所述“高”设置是大于在ERI条件之前使用的初始固定PA设置的设置。例如，“高”设置可以是大于“低”设置的固定电压，例如，2.0V。替代性地，“高”设置可以是电池电压的增加的百分比，例如，剩余电池电压的100％。

脉冲发生器202在框856处将(多个)起博电容器充电至“高”PA，并且起搏器100在框858和860处根据上述方法响应于检测到的触发信号而继续递送起博脉冲。当起博PA被设置为“高”设置并且PW保持不变时，起搏器100递送极可能继续夺获心脏的起博脉冲。下一次执行起搏PW夺获阈值搜索时，如结合图16所述的，PW夺获阈值将由于“高”PA而更低。PW将被调整成较短的PW夺获阈值以避免过度的电池耗竭。然而，通过将PA从“低”增加到“高”设置，ICD 14能够检测ERI条件并下发如接下来描述的起搏器ERI警报。

现在参照ICD操作801，ICD 14在框802处监测ECG以感测P波并且在框804处响应于感测到的P波而开始AV间期。在框806处，ICD 14控制发射装置18在AV间期到期时发送触发信号。

在发送控制信号95以引起触发信号传输之后，ICD 14可以针对如在判定框808处所指示的丢失起博夺获(LOC)监测ECG信号。LOC监测可以在每次起博跳动、每小时地、每天地或者其他所调度的间期上执行。

LOC可以通过分析ECG信号而被检测。例如，如果在从发送触发信号的预期时间间期内或者在检测关于ECG信号的起博脉冲信号之后未检测到R波，则可以检测到LOC。此外或替代性地，在触发信号之后感测到的R波的形态分析可以被执行以检测对应于固有导电去极化而不是起博诱导R波(即，诱发响应)的R波形态。

如果检测到LOC，则可以在框814处执行起博PW阈值搜索以检测PW阈值的增加。如之前结合图16所述的，通过发送包含PW信息的触发信号，基于起博阈值搜索结果根据需要对存储在起搏器100中的PW进行调整。

如果未检测到LOC，则ICD 14被配置成用于在框810处监测ECG信号以检测起搏器100的可能的ERI条件。可以基于所调度的基础例如每24小时或另外的时间间期针对ERI条件监测ECG信号。一种可能的ERI条件是存在于监测到ECG信号上的由于起博器100将起博PA增加到“高”PA设置引起的起博脉冲信号幅度的增加。ICD 14可以测量关于ECG信号的起博脉冲的幅度并将所述幅度与之前测量的幅度、平均幅度或预定幅度阈值进行比较。ICD14可以设置用于测量关于ECG信号的起博脉冲信号幅度的时间窗，因为ICD14经由触发信号控制起博脉冲的定时。

如果ICD 14在框812处检测到关于ECG信号的起博脉冲幅度信号的阈值增加，则起搏器100可以具有达到的ERI条件，所述ERI条件使起搏器100将起博PA增加到“高”设置。如结合图16所描述的，ICD 14可以前进至框814以执行起博PW阈值搜索。

如果所述PW相比于一个或多个最新确定的PW已经降低了阈值量，如在判定框816处确定的，则起搏器ERI条件在框818处被确认。如果起搏器100已经增加了起博PA，则实现夺获所需的PW将减小。从ECG信号确定的增加的起博PA(在框812处)和/或减小的PW夺获阈值(在框816处确定的)提供起搏器100已经由于ERI条件改变起搏PA的证据。起搏器ERI警报信号是由ICD 14在框818处生成的，所述信号由ICD RF遥测通信模块88传输至外部装置40(如，编程器或家庭监视器)。

替代性地，ICD 14可以直接响应于在框812处检测到PA的增加而在框818处生成ERI警报信号，而无需通过执行阈值搜索验证ERI条件。ICD 14可以被配置成用于通过检测关于ECG信号的预定最小数量的连续起博脉冲来检测ERI条件，所述每个起博脉冲相比于之前测量的起博脉冲信号幅度具有起博脉冲信号幅度的阈值变化。例如，如果ICD检测到关于ECG信号的三个连续的各自具有比在前一天测量的起博脉冲信号幅度大50％(或另一个百分比)的信号幅度的脉冲，则ERI条件被检测到。

在其他示例中，每次执行起博阈值搜索时，可以将PW夺获阈值与之前确定的额PW夺获阈值进行比较。PW夺获阈值的急剧下降是意料之外的并且可以指示由于ERI条件而由起搏器增加的PA。例如，非限制性地，如果因为之前的起博阈值搜索已经发生了多于25％的PW夺获阈值的减小，则PW夺获阈值的急剧下降被检测到。如果检测到PW夺获阈值的急剧下降，则在框818处产生起搏器ERI警报而不必在框812处检测起博脉冲PA。

图18是用于使用小于1:1的触发信号与起博脉冲率比控制触发式起搏器的方法的流程图900。在一些应用中，刺激脉冲可以与频繁感测到的事件同步化，这将要求频繁的触发信号以及由发射装置消耗的大量的功率。例如，在CRT中，在每次心动周期上(例如，在每个感测到P波之后)递送LV起博脉冲，以便改善心室同步性。为了减小用于在每次心动周期上触发心内起搏器的功率消耗，可以响应于以触发信号与起博脉冲之比小于1:1的比值产生的一个触发信号而递送多于一个的起博脉冲。换言之，触发信号速率在相同的时间间期之上小于递送的起博脉冲的速率。

在流程图900中，虚线框901中的操作代表ICD 14(或其他感测装置)的功能。虚线框903中所示的操作代表起搏器100的功能。结合流程图900所述的方法可以在患者的心率预期保持为相对稳定的时段期间(例如，在睡眠期间或在低活动水平期间)被实现。由此，可以在一天的具体时间期间响应于患者活动信号和/或姿势信号，或者心率可能维持相对稳定的其他指示启动用于使用比递送的起博脉冲更少的触发信号控制起博的技术。

在框902处，ICD感测P波。在框904处，响应于感测P波而开始AV间期定时器。在框906处，将PP间期(PPI)确定为感测到的P波与紧挨着的前一个感测到的P波之间的时间间期。在框908处，PPI用于确定间期变化度量。当心率(HR)稳定时，起搏器100可以以重复的、固定的时间间期在不需要新的触发信号的情况下递送起博脉冲。例如，如果HR为60bpm(等效于稳定的1000ms PPI)，则从两个连续感测的P波中的每个P波在80ms AV间期处递送的两个连续的触发信号将被递送分开1000ms。起搏器100可以确定两个连续的触发信号之间的时间间期并且将此时间间期存储为触发间期以用于响应于两个触发信号而在触发间期处自动地递送一系列的起博脉冲。如果在存储的触发间期到期之前未检测到新的触发信号，则起搏器100可以在存储的触发信号间期处(其在当前示例中为1000ms)自动地递送起博脉冲。只要HR保持稳定在60bpm处，则递送的由触发间期在时间上间隔开的LV起博脉冲将在每个心动周期期间不要求触发信号的情况下在每个心动周期期间在目标AV间期处被递送。

然而，如果HR改变，则存储的触发信号间期可以导致实际的AV间期与目标AV间期不可接受的相异。因此，随着HR改变，新的触发信号需要被发射装置18发送以校正起搏器定时并使LV起博脉冲在目标AV间期处或者在AV间期的可接受的范围内被递送。

因此，在于框902处感测P波并且在框906处测量当前PPI之后，ICD 14对一个或多个最近测量的PPI进行评估。ICD 14判定PPI的变化是否导致不可接受的起博脉冲定时。在感测到的P波与即将来临的起博脉冲之间的实际AV间期将由起搏器100在存储的触发间期处递送，所述存储的触发间期可以在目标AV间期的可接受范围之外。

在框908处，ICD 14使用当前PPI确定间期变化度量(ICM)。ICM可以是当前PPI与一个或多个之前PPI之间的差异、在连续的PPI之间累积的(累加的)差异、PPI差异的趋势、或者从测量的PPI和一个或多个前面的PPI计算的其他指标。认识到，在替代性实施例中，ICD 14可以确定RR间期并从RR间期中确定间期变化度量。

在框910处，将ICM与变化阈值进行比较。如果ICM大于变化阈值，则目前存储在起搏器100中的在触发间期处的LV起博将导致在与目标AV间期不可接受地相异的实际AV间期处递送起博脉冲。因此，如果ICM大于变化阈值，则ICD 14在框914处在AV间期到期时控制发射装置18发送触发信号。在一些示例中，可以在基于ICM确定需要那个触发信号之后启动AV间期定时器。例如，当ICM超过变化阈值时，可以基于下一个感测到的P波启动AV间期定时器以在下一个心动周期上产生触发信号。

在框916处，在发送触发信号之后，将计数器P重置为零。计数器P用于对在未发送触发信号的情况下感测到的P波的数量进行计数。如下所述，起搏器100可以包括封锁安全性特征，所述封锁安全性特征限制在不接收触发信号的情况下载存储的触发间期处递送的起博脉冲的数量。当未检测到触发信号时在存储的触发间期处递送的起博脉冲被称为“非触发式”起博脉冲。如果递送最大数量的非触发式起博脉冲，则起搏器100停止递送起博脉冲直到检测到新的触发信号。非触发式起博脉冲因此由起搏器100计数，并且ICD 14对感测到的P波进行计数，针对所述P波未发送用于跟踪非触发式起博脉冲的数量的触发。在框916处重置的P计数器因此是跟踪起搏器100已经可能使用存储的触发间期递送非触发式起博脉冲但是没有触发信号被发射装置18发送的次数的计数器。因为触发信号在框914处被发送，所以由P计数器存储的任何计数被清零并且被重置为零。

在框918处，ICD控制发射装置在下一个连续的P波之后发送至少再多一个触发信号以便递送指示至少两个连续的触发信号(在框914和918处)，所述两个连续的触发信号由起搏器100用来更新存储的触发间期。在两个连续的感测到的P波之后再AV间期处发送的两个连续的触发信号建立与当前心动周期的HR匹配的触发间期。此单个触发信号对可由起搏器100用来更新存储的触发间期。

替代性地，ICD 14可由在多于两个的连续感测到的P波之后在AV间期处递送触发信号，从而使得由起搏器100确定两个或更多个连续的触发间期以建立与患者心率匹配的并且存储更新的触发间期的新的触发间期。由ICD 14发送的用于在起搏器100中建立更新的触发间期的连续的触发信号的数量可以是预先确定的固定数量或者可以基于HR的可变性被自动地调整。

在于918处发送所需数量的连续触发信号之后，发送触发信号之间的时间间期在框920处被存储在ICD存储器82中。时间间期可以是单个触发间期或者两或更多个触发间期的平均。由ICD 14存储的时间间期与由起搏器100在检测在框914和918处被发送至起搏器100的连续触发信号之后存储的更新的触发间期相匹配。在ICD 14中存储的触发间期以及在起搏器100中存储的触发间期将与彼此以及在可接受误差内的患者当前HR相匹配。在一些示例中，ICD 14可以使用存储的触发间期来确定间期变化度量和/或判定间期变化度量是否超过将导致非触发式起博脉冲的不可接受的定时的变化阈值。

ICD 14在框902处返回以感测P波并且监测ICM以便确定何时再次需要触发信号来校正由起搏器100递送的即将到来的起博脉冲的定时。如果ICM在判定框910处未超过变化阈值，则P计数器在框930处与可允许的非触发式起博脉冲的最大数量进行比较。如果非触发式起博计数在来自非触发式起博脉冲的最大可允许数量的预定限制内，例如比最大可允许非触发式起博脉冲小一，则在框904处开始的AV间期被允许超时。ICD 14在框914处控制发射装置18发送触发信号。

即使间期变化度量还未达到变化阈值，仍发送触发信号。发送触发信号以防止起搏器100达到非触发式起博脉冲的封锁数量。在不更新存储的触发间期的情况下，单个触发信号可以被发送至起搏器100以在框916处重置非触发式起博脉冲计数以及在起搏器100中的类似的计数器。ICD 14可以可选地前进至框918以发送一个或多个附加的触发从而更新存储的触发间期。

在一些示例中，当还未达到ICM阈值(框910)但是连续的非触发式起博脉冲的数量正达到最大封锁数量(框930)时发送单个触发信号。因为由起搏器100存储的触发间期可以仍为有效的，所以起搏器100可以忽略用于更新存储的触发间期的单个触发信号。所述单个触发信号因为最后一个触发信号可以是多于一个心动周期并且可以多于一个心动周期直到下一个触发信号。因此，所述单个触发信号不指示有效的触发间期并且不用于更新存储的触发间期。单个的触发信号可以用于确认存储的触发间期仍是有效的。由此，当单个触发信号用于防止起搏器封锁时，所述单个触发信号可以具有与用于建立新的更新的触发间期的触发信号不同的特性。当已经达到ICM阈值时，所述单个触发信号的幅度、信号宽度、信号频率、脉冲数、脉冲间期或其他方面可以与用于更新存储的触发间期的触发信号不同地设置。

例如，当发送一系列的触发信号以响应于达到ICM阈值来更新触发间期时，在框914处发送的第一触发信号可以被发送具有比随后在框918处发送的触发信号相对更长的信号宽度并且比被发送用于防止封锁的单个触发信号更长。替代性地，被发送用于防止封锁的单个触发信号相比被发送用于更新触发间期的触发信号具有相对更长的信号宽度。起搏器100被配置成用于检测不同的触发信号以通过或者更新存储的触发间期或者将存储的触发间期保留原样来作出回应。

如果非触发式起博脉冲计数P还未达到如在判定框930处确定的最大封锁数量(或者未在最大封锁数量的预定范围内)，则AV间期定时器在框932处停止并且不再发送触发信号。在框934处，非触发式起博脉冲计数(P计数)增加一。ICD 14返回至框902以感测下一个P波。

现在参照在虚线框903中所示的起搏器功能，起搏器100在递送前一个起博脉冲之后在等待下一个触发信号时在框952处对(多个)起博电容器进行充电。如果在框954处检测到触发信号，则在框956处启动可选的延迟定时器。起博电容器充电可以根据需要在延迟时间期间继续。

起搏器控制模块206中的计数器对已经被连续递送的非触发式起博脉冲的数量进行计数。在框958处，响应于在框954处检测到的触发信号而将非触发式起博计数重置为零，因为下一次起博将是触发式起博脉冲。如上所述，如果已经达到了非触发式起博脉冲的最大数量，则非触发式起博计数用于将起博锁定为安全特征。

起搏器控制模块206中的另一个计数器可以对连续的触发式起博脉冲的数量进行计数。在框960处，触发式起博计数增加一。触发式起博计数可以用于使用当前触发信号和一个或多个之前的触发信号确定应在何时更新触发间期。

基于延迟定时器到期，在框962处递送起博脉冲。可以使用存储在起搏器存储器210中的或者使用例如结合图11至15的上述任何方法从触发信号中确定的固定的PA和PW递送起博脉冲。如果触发式起博计数大于一，如在框964处确定的，在框966处更新存储的触发间期。例如，如果已经接收到至少两个连续的没有中间非触发式起博脉冲的触发信号，则两个检测到的触发信号之间的时间间期由起搏器控制模块206中的定时器确定。在框966处，确定的触发间期被存储为更新的触发间期。如上所述，两个或更多个连续的触发信号可以被递送以由起搏器100用来更新触发间期。当已经检测到所需数量的连续触发信号时，起搏器100使用在触发信号之间测量的间期来确定在框966处更新的触发间期。

如以上所指示的，基于由TS分析模块220对触发信号的分析，有待由起搏器100用来更新存储的触发间期的触发信号可以由可由起搏器100识别的不同信号特征指定。在框968处，起搏器控制模块206中的定时器被设置成更新的触发间期并且被启动。处理返回至框952以在触发间期期间对起博电容器进行再次充电。

在触发间期期间，起搏器100在框954处等待下一个触发信号。如果触发间期在检测到触发信号之前到期(如框980处所指示的)，则在框986处将触发式起博计数重置为零。在框988处，非触发式起博计数增加一。在框962处，递送非触发式起博脉冲。因为触发式起博计数已经被重置为零(框986)，所以将不更新存储的触发间期(框964处的否判定)。在框990处，将非触发式起博计数与封锁阈值进行比较。如果还未达到封锁数量N，则控制模块206在框968处启动被设置为之前存储的触发间期的定时器。如果未检测到新的触发信号，则可以在存储的触发间期处递送多达N个非触发式起博脉冲。

如果达到了封锁数量N，则在框992处暂停起博脉冲递送。起博递送可以被锁定直到检测到新的触发信号(通过返回至框954)以确认当前存储的触发间期仍有效，或者新的触发信号与用于更新存储的触发间期的至少再多一个触发信号一起使用。

理解的是，在流程图900以及在此呈现的其他流程图中示出的操作序列可以按与所示的框的顺序不同的顺序被执行。在一些情况中，操作可以基本上同时地执行，如调整计数器和设置计数器。例如，框956、958和960可以在框954处检测到触发信号时同时地执行。在本文所呈现的流程图中所示的操作可以与除了所示的那些的其他组合相组合，并且在一些示例中，一些操作可以被省略或添加。

图19是时序图1000，描绘了一种用于确定间期变化度量并控制由触发式起搏器递送的起博脉冲的方法。ICD 14(或其他感测装置)感测P波(PS)1002、1004、1006和1008。感测到的P波1002和1004最初达到稳定的心率，所述心率具有与存储的触发间期(STI)相匹配的PPI 1010。存储的触发间期1010是由ICD 14存储的触发间期并且预期与由起搏器100存储的触发间期(TI)1030相匹配。

在一个实施例中，ICD 14确定STI与在两个连续感测的P波1002至1008之间测量的PPI 1010、1012和1014中的每个PPI之间的差异。对测量的PPI与STI之间的连续差异进行求和以累积PPI与STI之间的差异。间期变化度量(ICM)可以被ICD 14确定为针对在最后一个触发信号后的每个PPI确定的PPI-STI差异之和。

在图19所示的示例中，第一个PPI-STI间期差异为0ms。HR初始为稳定的。ICM在感测P波1004之后具有值0ms。ICD 14不递送触发信号。由起搏器100存储的触发间期(TI)1030在没有检测到触发信号的情况下超期。LV起博脉冲(VP)1022是由起搏器100在前一个VP 1020后的TI 1030处递送的。因为感测到的P波1004发生在STI处，所以在PS 1004与VP 1022之间的实际AV间期1032等于目标AV间期。

下一个感测到的P波1006发生在比STI短X ms(例如，短6ms)的PPI1012处。所述ICM被设置为等于前一个ICM(0ms)与当前PPI-STI差异之和。因此，ICM等于PS 1006之后的-6ms。在每个感测到的P波1002、1004、1006和1008之后，ICD 14将ICM与变化阈值进行比较。如果ICM小于阈值，则不发送触发信号。在此说明性示例中，变化阈值被设置在+10ms处。因为ICM是PS 1006后的-6ms，所以不发送触发信号。

在由起搏器100存储的TI 1030处在前一个VP 1022之后递送下一个LV起博脉冲1024。由于P波1006比STI早到6ms，在TI 1030处递送的VP 1024导致比目标AV间期长6ms的实际AV间期1034。实际AV间期在目标AV间期的+10ms内的此波动被认为是可接受的。

下一个感测到的P波1008发生在等于前一个例如比STI短6ms的PPI1012的PPI 1014处。通过将此差异加上之前的ICM来更新ICM。由此，在PS1008后，ICM是-12ms(ICM＝0ms–6ms–6ms)。ICM现在超过+10ms的变化阈值。ICD 14控制发射装置在感测到的P波1008后的目标AV间期1040(小于系统延迟)处发射触发信号1015。触发信号1015使起搏器100在等于目标AV间期1040的实际AV间期1036处递送起博脉冲1026。

在没有通过控制发射装置18发射触发信号1015对VP 1026定时作出此校正的情况下，假定的本已经在存储的TI 1030过期时递送的VP 1028将可能发生在比目标AV间期1040长12ms的不可接受的长AV间期1038处。检测到的触发信号1015和下一个触发信号(未示出)可以由起搏器100使用以重置TI 1030。

图20是时序图1050，展示了一种用于使用延迟时间控制触发式和非触发式起博脉冲的示例方法。ICD 14感测在稳定的HR期间发生在对应的PPI 1053、1055和1057处的P波1052、1054、1056和1058。ICD 14控制发射装置18在感测P波1052之后在控制时间间期1062处发射触发信号1064。起搏器100检测触发信号1064并产生触发检测(TD)信号1066。起搏器100在检测到触发信号1064时开始延迟时间1080并且基于延迟时间1080到期递送触发式脉冲起博VP 1070。由ICD 14使用以控制发射的触发信号1064在PS 1052后的时间的控制时间间期1062等于目标AV间期1060减去延迟时间1080(以及任何系统延迟)。

在下一个感测的P波1054上，PPI 1053被确定。控制时间1062开始。在控制时间1062到期时发射触发信号1064。触发检测信号1068是由开始延迟时间1080的起搏器100产生的。在延迟时间1080到期时在目标AV间期1060处递送触发式VP 1072。

起搏器100确定在两个连续的TD信号1066与1068之间的触发检测时间间期(TDTI)1078。起搏器100更新由起搏器100使用TDTI 1078存储的触发间期(TI)1082。假定HR已经稳定以使所需数量的PPI确立更新的、存储的触发间期，则更新的触发间期(TI)1082在延迟时间1080之后递送的下一个触发式VP 1072时开始。

如上所述，ICD 14将存储的触发间期(STI)确定为发射的触发信号1064之间的间期，所述触发信号预期与由起搏器100存储的更新的触发间期1082相匹配。当ICD 14感测到下一个P波1056时，PPI 1055被确定并且与STI进行比较。PPI 1055等于STI。ICD 14确定在PS 1056之后不需要触发信号因为PS 1055等于STI。如果在TI 1082到期之前起搏器100未检测到触发信号，则在TI 1082到期时递送VP 1074。在不要求PS 1056后的触发信号的发射和检测的情况下，使用TI 1082在目标AV间期1060处恰当地递送VP 1074。

在VP 1074时开始下一个TI 1084。此过程在下一个PS 1058上重复，所述下一个PS发生在等于STI的PPI 1057处。无触发信号被递送。当TI 1084超期而没有检测到触发信号时，开始在目标AV间期1060以及另一个TI(未示出)处递送下一个VP 1076。

如果在TI 1082或1084超期之前检测到触发信号，则将开始延迟时间1080，并且将在延迟时间结束时递送VP。最新检测到的触发信号将用于更新存储的TI。然而，只要HR保持稳定，心室起搏脉冲就可以在目标AV间期1060处或者在AV间期1060的预定可接受范围内被递送，而不要求关于每次心脏跳动的触发信号。如结合图19所描述的，ICD 14监测ICM。如果HR增加从而使得ICM超过ICM阈值，则ICD 14控制发射装置18递送触发信号以更新由起搏器100存储的触发间期。

图21是时序图1100，描绘了一种用于确定ICM并在降低HR的过程中控制由触发式起搏器100递送的起博脉冲的示例方法。图21中示出的时间间期以及在此呈现的其他时序图本质上是说明性的并且不一定按比例绘制。在图19所示的示例中，触发信号可以在比之前的触发间期更短的间期处在任何心动周期期间被发送至起搏器100从而使起搏器100在早于HR增加(PPI缩短)时递送起博脉冲。然而，当HR慢下来时，可能需要在之前在相对快速的HR期间更新的触发间期到期更晚的时候递送触发信号。通过在目标AV间期结束之前发送触发信号，并且包括如图20中所示的延迟时间1080，触发信号可以在触发间期到期之前被发送至起搏器100并且所调度的非触发式起博脉冲用于使控制模块启动延迟定时器以减慢起博脉冲的速率。图21中示出了此刺激的说明性示例。

在图21中，ICD 14(或其他感测装置)感测P波(PS)1102、1104、1106和1108。感测到的P波1102和1104最初达到稳定的心率，所述心率具有与存储的触发间期(STI)相匹配的PPI 1110。如上所述，存储的触发间期是由ICD 14存储的触发时间间期，所述触发间期预期与由起搏器100存储的TI 1130相匹配。

当没有触发信号被递送时，ICD 14将ICM确定为连续的PPI-STI差异之和。因为大多数最近的触发信号被递送用于更新由起搏器100存储的触发间期，所以ICM表示心动周期长度差异的累积。在图21所示的示例中，第一个PPI-STI间期差异由于稳定的HR而为0ms。ICM在感测P波1104之后具有值0ms。ICD 14不递送触发信号。LV起博脉冲(VP)1122是由起搏器100在前一个VP 1020开始的TI 1130到期时递送的。因为PS 1104发生在STI处，所以在PS 1004与VP 1122之间的实际AV间期1132与目标AV间期1160相匹配。只要HR保持稳定在PS 1102和PS 1104后不要求触发信号的情况下，非触发式VP 1120与非触发式VP 1122各自发生在目标AV间期1160处。

下一个感测到的P波1106发生在比STI长6ms的PPI 1112处。所述ICM被设置为等于前一个ICM(0ms)与当前PPI-STI差异(+6ms)之和。ICM等于PS 1106之后的+6ms。在此示例中，ICD 14将ICM与+10ms的变化阈值进行比较。因为ICM小于变化阈值，所以不发送触发信号。

在前一个VP 1122到期时开始的TI 1130’到期并且下一个VP 1124被递送。VP 1124是在实际AV间期1134处基于由起搏器100存储的TI 1130递送的非触发式起博脉冲。由于P波1106比STI晚到6ms，所以实际AV间期1134比目标AV间期短6ms。实际AV间期在目标AV间期1160的+10ms内的此波动在可接受的限制内。

下一个感测到的P波1108发生在等于前一个即比STI长6ms的PPI 1112的PPI 1114处。通过将此差异加上之前的ICM来更新ICM。由此，在PS 1108后，ICM是+12ms(ICM＝0ms+6ms+6ms)。ICM现在超过+10ms的变化阈值。ICD 14控制发射装置18在感测P波1108之后在控制时间间期1162处发射触发信号1115。控制时间间期1162等于目标AV延迟1160减去由起搏器100在检测触发信号之后应用的延迟时间1140(小于任何系统延迟)。

触发信号1115由起搏器100在TI 1130”期间检测。起搏器100响应于在所调度的非触发式起博脉冲1150之前的触发信号1115而产生TD信号1128。非触发式起博脉冲1150被停止。TD信号1128开始延迟时间1140。在TI 1130”到期处所调度的非触发式起博脉冲1150将到达假定的AV间期1136，所述假定的AV间期不可接受地短于目标AV间期1160。通过在TI 1130”期间递送触发信号1115并且响应于触发信号而开始延迟时间1140，晚于TI 1130”的到期递送VP 1126。实际AV间期1138等于目标AV间期1160。控制时间1162与延迟时间1140(加上在设置控制时间1162和延迟时间1140’中考虑的任何系统延迟)在目标AV间期1160处产生触发式VP 1126。可以基于随后感测到的P波递送附加的触发信号以重置由起搏器100存储的TI。

因此，根据说明性实施例已经描述了用于控制触发式治疗递送装置的医疗装置系统以及相关联的方法的各个示例。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。