确认感测心房事件以在心脏医疗设备与医疗设备系统中的再同步治疗期间进行起搏的制作方法

本公开涉及心脏起搏方法和系统，并且更具体地，涉及心脏医疗设备系统中的心脏再同步治疗。

背景技术：

植入式起搏器和心脏复律除颤器(icd)可用于将电刺激治疗(诸如，心动过缓起搏、心脏再同步治疗(crt)、抗心动过速起搏以及心脏复律/除颤电击)递送到患者的心脏。医疗设备技术进步已经导致越来越小的植入式设备。最近，已经引入无引线心脏内起搏器，其可被直接植入到心脏腔室内。经静脉、心脏内引线的消除具有若干优势。例如，由于与从皮下起搏器袋经静脉地延伸到心脏中的引线相关联的感染而导致的并发症可被消除。诸如“旋弄综合征”、引线破裂或引线到起搏器的不良连接之类的其他并发症在使用无引线、心脏内起搏器时被消除。

然而，在控制心脏内起搏器与其他心脏腔室中出现的起搏事件或感测事件同步地递送起搏脉冲中出现了新的挑战。心脏再同步治疗(crt)是包括在一心脏腔室中在另一心脏腔室中的感测事件或起搏事件之后的预定时间间期处递送起搏脉冲的起搏治疗的示例。crt是针对一个或多个心脏腔室被电起搏以恢复或改善心脏腔室同步的心脏衰竭患者的治疗。预期改善的心脏腔室同步减轻心脏衰竭的症状。然而，从crt中获得积极临床效益可取决于若干治疗控制参数，诸如，用于控制起搏脉冲递送的定时间期，例如，房室(av)间期和/或心室间(vv)间期。av间期控制心室起搏脉冲相对于固有或起搏的在前心房去极化的时序。vv间期控制一个心室中的起搏脉冲相对于另一心室中的起搏或固有感测事件的时序。起搏可被递送到右心室(rv)中和/或左心室(lv)中以恢复心室同步。

利用心脏起搏治疗和心脏起搏设备的心脏再同步通过向两个心室或向一个心室递送起搏刺激来进行操作，获得或多或少同时的机械收缩和自心室的血液喷射的期望结果。理论上，递送到心室的每个起搏脉冲刺激诱发来自心室的响应。为了确保期望的诱发响应发生，期望对心室起搏的递送进行定时，以便在p波之后的时间点处被递送，从而导致起搏治疗的递送与患者的心动周期的r波的发生一致。作为结果，感测p波的能力在确定用于心脏再同步治疗(crt)的心室起搏治疗的定时中是重要的因素。此外，当利用皮下设备或远场信号时，心动周期的r波和t波常常仅稍大于p波或具有与p波可比拟的振幅，从而使得将p波从r波和t波区分开变得更加困难。因此，需要的是区分心动周期的p波以用于在crt治疗期间对心室起搏的递送进行定时的改进的方法。

附图说明

图1是示出可用于感测患者中的心脏电信号并将治疗提供给患者的心脏的植入式医疗设备(imd)系统的概念图。

图2是描绘图1的植入式医疗设备系统的替代配置的患者的解剖的截面图。

图3是被包括在图1和图2中所示的植入式医疗设备系统的一个实施例中的电子电路的功能框图。

图4是根据本公开的实施例的治疗递送设备的示例配置的功能框图。

图5是根据本公开的实施例的用于感测心房事件以用于对植入式医疗设备系统中的治疗的递送进行定时的方法的流程图。

图6是根据本公开的实施例的感测心房事件以用于对植入式医疗设备系统中的治疗的递送进行定时的示意图。

图7是根据本公开的实施例的用于感测心房事件以用于对植入式医疗设备系统中的治疗的递送进行定时的方法的流程图。

具体实施方式

在以下详细描述中，对示例实施例作出参考以利用从反映不同心脏腔室的电活动的皮下信号或远场信号感测心房活动来实现递送心房同步起搏的方法。应当理解，可使用其他实施例而不背离本发明的范围。例如，本文中在双心室或多电极/多部位心脏再同步治疗(crt)递送的情境下详细公开了本发明。

参照图1-7描述了示例性方法、设备和系统。对本领域技术人员将会是显而易见的是，来自一个实施例的元件或过程可与其他实施例的元件或过程结合使用，并且使用本文中所陈述的特征的组合的这种方法、设备和系统的可能实施例不限于附图中所示和/或本文所描述的特定实施例。此外，将认识到，本文中所描述的实施例可包括并不一定按比例示出的许多元件。

图1是示出可用于感测患者中的心脏电信号并将治疗提供给患者的心脏的植入式医疗设备(imd)系统的概念图。如图1中所示，用于确认感测的心房事件以用于起搏和再同步治疗的植入式医疗设备(imd)系统10可包括治疗递送设备100(诸如心脏内起搏器)以及心脏感测设备14(诸如，耦合到血管外引线16的皮下心脏除颤器，诸如皮下地植入在患者12的左侧上的皮下设备)。例如在共同转让的美国申请专利no.14/695,004中描述了这种医疗设备系统10，本文通过引用将其整体结合于此。虽然皮下设备被示出皮下地植入在患者12的左侧上，但是应当理解，感测设备14和引线16可被植入在其他位置处，例如，诸如患者12的右侧。心脏感测设备14包括除颤引线16，该除颤引线具有沿着引线16的近端定位的除颤电极24(该除颤电极24可以是细长的线圈电极)、一对感测电极28和30(被示作环电极，但是可利用其他电极配置)、以及触发信号发射装置18。触发信号发射装置18包括由心脏感测设备14控制的换能器以发射由治疗递送设备100接收的触发信号，以使得治疗递送设备100递送一个或多个起搏脉冲。

连接到心脏感测设备14的除颤引线16从心脏感测设备14朝向患者12的胸骨22和剑突20居中地延伸。在剑突20附近的位置处，除颤引线16弯曲或转弯并且在胸骨22以上(superior)基本上平行于胸骨22皮下地延伸。除颤引线16可被植入成使得引线16在胸骨22上方或横向地偏移到胸骨22的主体的左侧或右侧，并且可被皮下地植入在例如皮肤与肋骨或胸骨之间。除颤引线16可被植入在相对于胸骨22的其他位置或角度处，或进一步向上地或内部地进行定位，取决于心脏感测设备14的位置、电极24、28和30以及触发信号发射设备18沿着引线16的定位、起搏器100的位置、或其他因素。在其他实例中，引线16可植入在其他血管外位置。在一个示例中，引线16可被至少部分地植入在胸骨下位置中或在胸廓32内、在胸腔内、和在心包膜内或外面，不一定与心脏26直接接触。

除颤引线16沿着胸骨22放置，使得除颤电极24和第二电极(诸如心脏感测设备14的壳体15的一部分或者置于第二引线上的电极)之间的治疗向量基本上横跨心脏26的一个心室或两个心室。在一个示例中，治疗向量可被视为从除颤电极24上的一点延伸到心脏感测设备14的壳体15(有时被称为“罐(can)电极”)上的一点的线。在另一示例中，除颤引线16可沿着胸骨22放置，使得除颤电极24和心脏感测设备14的壳体15(或者其他电极)之间的治疗向量基本上横跨心脏26的心房。在这种情况中，系统10可被用于提供心房治疗，诸如，用于治疗心房纤颤的治疗。

触发信号发射设备18被定位成建立触发信号传输路径，该传输路径不过度地减弱从发射设备18传输到被包括在心脏内治疗递送设备100中的接收器或检测器的触发信号。例如，可选择发射设备18的位置使得发射设备18和治疗递送设备100之间的直接路径尽可能地避免对正被使用的触发信号的类型高度反射、散射或吸收的组织。当引线16被定位在胸廓外时，发射设备18可被定位成低于剑突20、大约如所示的位置中。发射设备18相对于治疗递送设备100进行定位，以建立有效的触发信号传输路径，该路径可以是考虑了触发信号特性和周围组织或中间组织对于正被使用的触发信号的类型的传输或衰减特性的直接或间接的路径。

除颤引线16可包括在引线16的远端处的或朝向该远端的附连特征29。附连特征29可以是对帮助引线16的植入和/或将引线16固定到期望的植入位置有用的环状物、链接物、或其他附连特征。在一些实例中，除颤引线16可包括除附连特征29之外的或代替附连特征29的固定机构。例如，除颤引线16可包括位于电极30近侧或在发射设备18附近的被配置成将引线16固定在剑突20或下胸骨位置附近的缝合套或其他固定机构(未示出)。该固定机构(例如，缝合套或其他机构)可与引线成一体或者可在植入之前由使用者添加。固定机构可用于将发射设备18稳定地定位成低于在剑突20、沿着肋间隙或其他期望的位置，以防止发射设备18的旋转或移位，该旋转或移位可由于由身体组织而引起的干扰或衰减而造成触发信号错误引导或触发信号损失。

虽然心脏感测设备14被示为植入在患者12的腋中线附近，但心脏感测设备14也可被植入在患者12上的其他皮下位置处，比如朝向腋后线在躯干上更后面的位置处、朝向腋前线在躯干上更前面的位置处、在胸部区域中、或者在患者12的其他位置处。在心脏感测设备14被胸部植入的实例中，引线16会跟随不同的路径，例如，横跨上胸部区域并沿着胸骨22向下。当心脏感测设备14被植入在胸部区域中时，系统10可包括第二引线，该第二引线包括除颤电极以及可选地触发信号发射设备，第二引线沿着患者的左侧延伸使得第二引线的除颤电极沿着患者的左侧定位以用作用于对心脏26除颤的治疗向量的阳极或阴极。

心脏感测设备14包括壳体15，该壳体15形成保护在心脏感测设备14内的部件的气密密封。心脏感测设备14的壳体15可由导电材料形成，所述导电材料诸如钛或者其他生物相容性导电材料或者导电和非导电材料的组合。壳体15可围封一个或多个部件，该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部件(在本文中常常被称为模块)。在一些实例中，壳体15用作电极(有时被称为壳体电极或罐电极)，其与电极24、28以及30中的一个结合使用，以将治疗递送至心脏26或者感测心脏26的电活动。

心脏感测设备14可包括连接器组件13(有时被称作连接器块或连接器头部)，以用于接收引线16的近侧连接器(未示出)。连接器组件13包括电馈通件(feedthrough)，通过这些电馈通件，在除颤引线16内的导体与被包括在壳体15内的电子部件之间进行电连接。取决于心脏感测设备14的预期植入位置，除了发射设备18由引线16携载之外或替代发射设备18由引线16携载，触发信号发射设备还可被包括在连接器组件13中和/或壳体15中以用于将触发信号发送到治疗递送设备100。

引线16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)、或者其他类型的连接器。在引线16的近端处的连接器可包括与在心脏感测设备14的连接器组件13内的端口耦合的端子引脚。除颤引线16的引线体17可由非导电材料(包括硅树脂、聚氨酯、含氟聚合物、它们的混合物、以及其他适当的材料)形成，并被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。然而，这些技术不限于此类构造。

除颤引线16包括在细长引线体17内从除颤引线16的近端上的连接器延伸到相应电极24、28和30和发射设备18的细长电导体(未示出)。虽然除颤引线16被示出为包括三个电极24、28和30，但除颤引线16可包括更多或更少的电极。当除颤引线16的近端处的连接器被连接到连接器组件13时，相应的导体经由连接器组件13(包括相关联的馈通件)中的连接电耦合到心脏感测设备14的电路，诸如，治疗递送模块、感测模块或触发信号驱动信号电路。

这些电导体将来自在心脏感测设备14内的治疗模块的电刺激脉冲发送到电极24、28和30中的一个或多个电极，并且将来自电极24、28和30中的一个或多个电极的所感测的电信号发送到心脏感测设备14内的感测模块。从近侧引线连接器延伸到发射设备18的电导体将电控制信号传导到发射设备18，以使发射设备18在适当的时间处发射触发信号，以用于使心脏内治疗递送设备100向心脏26递送一个或多个起搏脉冲。

心脏感测设备14可经由一个或多个感测向量感测心脏26的电活动，该一个或多个感测向量包括电极28和30以及壳体15的组合。例如，心脏感测设备14可获得使用电极28与30之间、电极28与导电壳体15之间、电极30与导电壳体15之间、或它们的任意组合之间的感测向量感测的心脏电信号。在一些实例中，心脏感测设备14可甚至使用包括除颤电极24的感测向量(诸如，在除颤电极24与电极28和30中的一个之间的感测向量、或在除颤电极24和心脏感测设备14的壳体15之间的感测向量)来感测心脏电信号。

心脏感测设备14响应于感测的心脏电信号(例如其可包括p波和r波)确定对起搏治疗的需要，并控制发射设备18基于该确定发射触发信号。可根据编程的单腔室、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对起搏脉冲的需要。心脏感测设备14还可分析感测到的电信号以检测快速性心律失常(诸如，室性心动过速或心室纤颤)，并且响应于检测到快速性心律失常可产生并向心脏26递送电刺激治疗。例如，心脏感测设备14可经由包括除颤引线16的除颤电极24以及壳体15的治疗向量递送一个或多个除颤电击。

电极24、28、30和壳体50可用于感测ecg信号以用于控制由心脏感测设备14递送的r波同步电击的定时并用于控制由治疗递送设备100递送的起搏脉冲的定时。在一些实例中，可由心脏感测设备14在除颤电击的递送之前或之后递送一个或多个起搏治疗，诸如，抗心动过速起搏(atp)或电击后起搏。在这些实例中，心脏感测设备14可经由包括电极24、28、30和/或壳体15的治疗向量产生并递送起搏脉冲。替代地，心脏感测设备14使得触发信号发射设备18发射触发信号以使治疗递送设备100在适当的时间处(当需要atp后电极后起搏以及当需要心动过缓起搏治疗或crt起搏治疗时)将起搏脉冲递送到心脏26。

在图1中示出的示例心脏感测设备14本质上是示例性的，并且不应当被认为是对本公开中所描述的触发治疗递送系统和相关联技术中使用的感测设备的限制。例如，心脏感测设备14可在感测ecg信号之外仅包括电击治疗能力而没有起搏治疗能力。在其他示例中，心脏感测设备14可被耦合到不止一条引线以用于感测ecg信号和/或将触发信号发送到治疗递送设备100。在又其他示例中，感测设备可替代心脏感测设备14，该感测设备是没有复律/除颤能力的单腔室或双腔室皮下起搏器或者没有治疗递送能力的仅感测的设备。这些感测设备中的任一者可被耦合到基于壳体的电极和/或由经静脉、心脏内或血管外、心外的引线携载的电极，以用于感测心脏电信号并确定触发治疗递送设备100递送治疗的适当时间。在另一实施例中，感测设备可以是皮下植入的无引线设备，例如，诸如在共同转让的属于carnet等人的美国专利申请no.14/695,004、属于cinbis等人的美国专利申请的no.14/695,013(两者通过引用整体结合于此)中的无引线皮下传感器设备。

治疗递送设备100可以是被适配用于完全植入在心脏腔室内(例如，完全在心脏26的rv内、完全在心脏26的lv内、完全在心脏26的右心房(ra)内或完全在心脏26的左心房(la)内)的经导管的心脏内起搏器。在图1的示例中，治疗递送设备100被定位成邻近lv的内壁以提供左心室起搏。在其他示例中，治疗递送设备100被定位成邻近右心室的内壁以提供右心室起搏。在其他示例中，治疗递送设备100可被定位在心脏26外面或心脏26内的任何其他位置处，包括心外膜位置。例如，治疗递送设备100可被定位在右心房或左心房的外面或之内，以例如提供相应的右心房或左心房起搏。在其他实施例中，治疗递送设备100可实现为用于将电刺激治疗递送到另一身体位置处的治疗递送设备。治疗递送设备100在图1中被示作无引线设备。然而，预想到在其他实施例中，治疗递送设备100可被耦合到从治疗递送设备100延伸的引线，以将治疗递送电极定位在与治疗递送设备100间隔开的位置处。

取决于植入位置，治疗递送设备100可被配置成将电刺激治疗递送到除了心肌之外的目标治疗部位(多个)。例如，治疗递送设备100可提供房室结刺激、脂肪垫刺激、迷走神经刺激或其它类型的神经刺激。在其他示例中，系统10可包括多个起搏器100，以例如将电刺激治疗递送到心脏26的多个部位处，诸如，在多个心脏腔室内以用于多腔室起搏治疗。

治疗递送设备100能够产生经由治疗递送设备100的外壳上的一个或多个电极被递送到心脏26电刺激脉冲。治疗递送设备100包括接收换能器以用于接收由发射设备18发射的触发信号。响应于检测到触发信号，治疗递送设备100递送一个或多个起搏脉冲。

在一个实施例中，治疗递送设备100包括脉冲发生器，该脉冲发生器被配置成当从发射设备18接收到触发信号时递送一个或多个起搏脉冲。由心脏感测设备14执行心脏信号感测。心脏感测设备14通过引线16感测ecg信号并经由在心脏感测设备14的控制下由发射设备18发射的触发信号控制由治疗递送设备100递送的起搏。

因为治疗递送设备100可能不具有感测能力或者具有有限的感测能力，因此，治疗递送设备100可能对发生在相同心脏腔室中的固有事件(诸如，固有r波)以及对发生在其他心脏腔室中的起搏或固有事件是“看不见的(blinded)”。crt的递送、双腔室起搏、或其他多腔室起搏治疗可能需要在另一心脏腔室中的事件(感测事件或起搏事件)之后以预定时间间期递送起搏脉冲。如此，发射设备18响应于由心脏感测设备14感测到的ecg信号将触发信号提供给治疗递送设备100，以使得由治疗递送设备100以期望的时间间期相对于其他心脏腔室事件来递送起搏脉冲。与心脏感测设备14(用于感测生理信号并作出治疗递送决策)结合的治疗递送设备100(用于生成起搏脉冲)提供了递送可能需要与在相同或不同心脏腔室中发生的心脏事件同步或协调的各种治疗所要求的功能，而不需要植入在分开的植入部位处的治疗递送设备100和心脏感测设备14之间的物理连接。

图1进一步描绘了经由通信链路42与心脏感测设备14无线通信的编程器40。在一些示例中，编程器40包括手持式计算设备、计算机工作站、或联网的计算设备。编程器40包括向用户呈现信息并从用户处接收输入的用户界面。应当注意，用户也可经由联网的计算设备与编程器40远程地交互。

用户(诸如，医师、技师、外科医生、电生理学医生、其它护理者或患者)可与编程器40交互以与心脏感测设备14通信。例如，用户可与编程器40交互以从心脏感测设备14检索生理或诊断信息。用户还可与编程器40交互以对心脏感测设备14进行编程，例如选择心脏感测设备14的操作参数的值，操作参数包括用于控制触发信号发射设备18以用于控制治疗递送设备100的参数。用户可使用编程器40从心脏感测设备14检索关于心脏26的心律、随着时间的心律趋势或心律不齐事件的信息。

如所指示的，心脏感测设备14和编程器40经由无线通信进行通信。通信技术的示例可包括低频或射频(rf)遥测，但也可使用其他技术。在某些示例中，编程器40可包括编程头，该编程头被放置成邻近在心脏感测设备14植入部位附近的患者身体，从而改善心脏感测设备14与编程器40之间通信的质量或安全性。

图1中所示的实施例是imd系统10的示例配置并且不应当被认为是对本文所描述的技术的限制。在其他实施例中，心脏感测设备14可被耦合到延伸到右心室(rv)中以用于将rv感测和起搏电极以及除颤线圈电极定位在rv内的经静脉、心脏内引线。在共同转让的美国专利no.5,545,186(olson等人)中大体公开了可适配成携载发射设备18的rv引线的示例。在此示例中，发射设备18可被定位成比在引线16上所示的位置更远，使得发射设备18被定位在rv中、与lv中的治疗递送设备100相对。发射设备18可随后被启动以从rv发射触发信号到lv中的治疗递送设备100，以协调lv起搏脉冲相对于右心房事件或右心室事件的定时。预期到可构想基于引线的发射设备18的许多配置，并且发射设备18可沿着引线体17被定位在比引线16上所示的相对更近侧或更远侧位置处，以将发射设备18定位在相对于治疗递送设备100的期望位置处。

图2是描绘图1的植入式医疗设备系统的替代配置的患者的解剖的截面图。发射设备18被示出在胸骨下位置中在引线16(在图2的截面图中不可见)上。替代被定位在胸骨上(suprasternally)、低于剑突，发射设备18可被定位在胸骨下并且通过将引线16的远端推进到胸骨下位置而被定位成相对更向上。发射设备18可被配置用于方向性的触发信号发射，其中发射设备18取向成通常朝向治疗递送设备100的植入位置例如沿着由箭头72所代表的到治疗递送设备100的信号路径引导触发信号。

引线16可被放置在胸骨下面或下方在纵隔膜中，更具体地，在前纵膈中。前纵隔由胸膜从侧面界定、由心包膜从后面界定并且由胸骨从前面界定。引线16可被至少部分地植入在其他的心包外位置(即，围绕但不一定直接接触心脏26外表面的区域中的位置)中。这些其他的心包外位置可包括在纵隔中但自胸骨22偏移、在上纵隔中、在中纵隔中、在后纵隔中、在剑突下或下剑突区域中、在心脏的顶端附近、或者不直接接触心脏26且不是皮下的其他位置。在其他实施例中，引线16可在心包膜内延伸并与心脏26直接接触。在这些示例植入位置中的任一个中，引线16可被定位成最佳地定位触发信号发射设备18，以用于将触发信号可靠地发送到治疗递送设备100。

图3是被包括在图1和图2中所示的植入式医疗设备系统的一个实施例中的电子电路的功能框图。如图3中所示，icd14包括处理与控制模块80(也被称作“控制模块”)、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向icd14的电路(包括模块80、82、84、86、88以及90中的每一个)提供功率。电源98可包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或非可再充电电池。

图3中所示的功能框图表示可被包括在icd14中的功能并可包括实现能够产生归属于本文的icd14的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成的电子电路部件。例如，这些模块可包括模拟电路，例如，放大电路、滤波电路、和/或其他信号调节电路。这些模块也可以包括数字电路，例如，模拟到数字转换器、组合的或顺序的逻辑电路、集成电路、存储器设备等。存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁或电非瞬态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)、闪存、或任何其它存储器设备。此外，存储器82可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当这些指令被一个或多个处理电路执行时，这些指令使得控制模块80或其他icd执行归属于icd14的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可包括以上列出的介质中的任一个，其中唯一例外是瞬态传播信号。将主要由imd系统设备中采用的特定系统架构确定用于实现本文中所公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式。鉴于本文的公开内容，在任何现代imd系统的情境中提供实现所述功能的软件、硬件和/或固件在本领域技术人员的能力范围内。

归属于本文的模块的功能可具体实施为一个或多个处理器、硬件、固件、软件、或其任何组合。将不同特征描绘为模块旨在强调不同的功能方面，并且不一定隐含此类模块必须通过分开的硬件或软件部件实现。相反，与一个或多个模块相关联的功能可由单独的硬件或软件部件执行，或者集成在共同的硬件或软件部件内。例如，可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执行以用于确定对由icd14和/或治疗递送设备100递送的治疗的需要的心律失常检测操作。

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，以用于感测心脏电活动、检测心律并响应于所感测的信号而生成心脏治疗。治疗递送模块84与电感测模块86被电耦合到由引线16携载的电极24、28与30(例如，在图1中示出)以及壳体15，该壳体15的至少一部分也用作公共电极或接地电极。

电感测模块86被耦合到电极28和30，以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可任选地被耦合到电极24和15，并且可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可包括用于选择电极24、28、30和壳体15中的哪些被耦合至被包括在感测模块86中的感测放大器的开关电路。开关电路可包括开关阵列、开关矩阵、多工器、或适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开关设备。可选择电极28和30之间的感测向量用于感测ecg信号，但是应当认识到，在一些实施例中，可选择利用线圈电极24和/或壳体电极15的感测向量，例如从电极28到壳体15或电极30和壳体15。

由感测模块86的输入接收一个或多个ecg信号。感测模块86包括一个或多个感测放大器或用于从ecg信号(多个)感测心脏事件(例如，p波或r波)的其他心脏事件检测电路。感测模块86响应于感测到心脏事件将感测事件信号传递给心脏信号分析器90。例如，当ecg信号跨过相应的p波感测阈值和r波感测阈值(其可各自是自动调整的感测阈值)时，p波感测事件信号和r波感测事件信号被传递到心脏信号分析器90。通常通过定时电路92内的起搏逸搏间期定时器期满来确定心动过缓或心搏停止。响应于起搏逸搏间期期满，控制信号95被传递到触发信号发射设备18。起搏逸搏间期根据触发信号或感测事件信号重新启动。

本文中呈现的示例性示例中的控制信号95可被称为起搏控制信号，因为它使得治疗递送设备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以使得由治疗递送设备100(或另一治疗递送设备)递送其他类型的治疗脉冲。例如，可产生控制信号95以使得治疗递送设备100或另一治疗递送设备递送atp脉冲、迷走神经刺激脉冲、或其他类型的电刺激脉冲。

当发射设备18以有线连接被耦合到icd14时，控制信号95是沿着引线16或60(或携载发射设备18的另一引线)被传递到发射设备18的电信号。控制信号95替代地是经由遥测模块88发送到发射设备18的无线遥测信号。发射设备18可由引线来携载，但是被配置成从遥测模块88无线地接收控制信号95。替代地，发射设备18不是基于引线的发射设备并从遥测模块88无线地接收控制信号95，例如作为rf遥测信号。应当理解，在一些实施例中，驱动信号电路34可被包括在icd14的壳体15内并被耦合到位于壳体15外部的换能器36。

触发信号发射设备18包括接收控制信号95(作为有线电信号或来自遥测模块88的无线信号)的驱动信号电路34。驱动信号电路34将电信号传递给换能器以使得换能器36能够发射触发信号。在各个示例中换能器36可以是光学换能器或声学换能器。在其他示例中，驱动信号电路34被耦合到天线以用于将触发信号发射为rf信号。

由治疗递送设备100接收并检测触发信号，从而使治疗递送设备100向患者的心脏递送一个或多个起搏脉冲。在一些示例中，根据预定的频率、振幅、持续时间和在控制信号95的控制下不是有意地被发送设备18改变的其他特性来生成触发信号。换言之，触发信号仅信号通知(signal)治疗递送设备100递送治疗，而没有关于有多少起搏脉冲、脉冲振幅或脉冲宽度或其他起搏脉冲控制参数是多少的任何信息。治疗递送设备100被编程成当触发信号被检测到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。

替代地，控制信号95可包括编码的起搏脉冲控制信息。由驱动电路34产生的控制信号95可使得换能器36根据频率、持续时间、振幅或触发信号的其他有意变化的特性来发射触发信号以包括起搏脉冲控制参数信息。如以下所描述的，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，以使治疗递送设备100调整诸如起搏脉冲宽度、脉冲数量等起搏脉冲控制参数。在信号95和驱动电路34的控制下可被改变的触发信号参数包括(而不限于)触发信号振幅、信号频率、脉冲宽度、脉冲数量和脉冲间间期。

换能器36可被实现为被配置成例如当从电路34接收到驱动信号时发射声或光的一个或多个换能器。换能器36可包括陶瓷压电晶体、聚合物压电晶体、电容式微机加工超声换能器(cmut)、压电微机加工式超声换能器(pmut)或其他超声换能器、发光二极管(led)、垂直腔表面发射激光器(vcsel)或在所选光波长处具有高量子效率的其他光源中的一个或多个的任意组合。换能器36可包括布置在阵列中和/或配置成从发射设备18在多方向上发射信号的多个换能器，以促进由治疗递送设备100接收触发信号，而不管发射设备18和治疗递送设备100相对于彼此的移位、旋转、或相对取向的其他变化。该多个换能器可以是由驱动电路选择的，使得在接收换能器的起搏器处产生最佳信噪比的换能器中的单个或组合被选择。

在一个示例中，换能器36可包括由驱动信号电路34激活以发射相长干涉的声波以提高声学信号传输的效率的多个声学换能器。发射设备18被示作单个设备，但是可被实现为不止一个发射设备，使得触发信号的发送分布在两个或更多个发射设备上。当使用两个或更多个发射设备时，发射设备18可包括一个或多个基于引线的发射设备、一个或多个无引线发射设备、和/或并入icd14中的一个或多个发射设备。两个或更多个发射设备可同步地激活以产生在治疗递送设备100的接收器处叠加的超声波以增加传输效率和/或改善信号接收。可独立地被脉冲驱动(pulse)以发射声波的换能器的相控阵列可用于朝向治疗递送设备100中的预期的接收换能器聚焦声学信号。当包括多个治疗递送设备100或其他治疗递送设备时，包括在换能器36中的换能器的相控阵列可由驱动信号电路34控制，以用编程的时间关系来脉冲地驱动换能器将触发信号聚焦在预期的治疗递送设备的接收器上。

换能器36可包括具有不同特性的多个换能器以用于发射不同频率的声、光或rf信号。可由驱动电路34选择不同的换能器，以实现不同频率的触发信号的发送。例如，不同频率或振幅、频率、脉冲数量等的不同模式可被发射以用于触发治疗递送设备100的不同响应或者用于在多个起搏器被植入时触发不同的心脏内起搏器。如以上所指示的，不同的触发信号可用于使治疗递送设备100根据不同的起搏脉冲控制参数(诸如，不同的脉冲形状、脉冲振幅、脉冲宽度、脉冲速率或脉冲数量)来递送起搏脉冲。

换能器36被配置成，以在沿着换能器36和治疗递送设备100之间的路径被身体组织衰减之后可由治疗递送设备100的接收换能器检测到的振幅和频率来发射触发信号。在一个示例中，换能器36被配置成在大约40khz到超过1mhz的范围中发射声。可以利用大于大约1000nm的波长发射光触发信号。可从天线以400mhz和3ghz之间的频率辐射rf信号。部分地基于沿着信号路径遇到的身体组织的类型和厚度来选择触发信号的频率。

定时电路92可根据存储在存储器82中的起搏算法和定时间期来产生控制信号95以触发治疗递送设备100提供心动过缓起搏、抗心动过速起搏、心脏再同步治疗、av结刺激、或其他起搏治疗。可在由icd14递送复律-除颤电击之后、当心脏恢复返回到电击后正常功能时，暂时地由治疗递送设备100递送心动过缓起搏，以维持心脏输出。

心脏信号分析器90包括快速性心律失常检测器94，以用于检测并区分室上性心动过速(svt)、室性心动过速(vt)以及心室纤颤(vf)。在共同转让的美国专利no.7,904,153(greenhut等人)中大体公开了感测和处理皮下ecg信号的一些方面，该专利通过引用以其整体结合于此。对来自感测模块86的r波感测事件信号的定时可被快速性心律失常检测器94用来测量r-r间期，以用于对在不同检测区中的rr间期进行计数或确定心率或其他基于速率的测量，以用于检测室性快速性心律失常。电感测模块86可附加地或替代地将数字化的ecg信号提供给心脏信号分析器90以用于检测快速性心律失常。可适用于与被触发的治疗递送设备100一起使用的icd的示例以及可被快速性心律失常检测器94执行以用于检测、区分并治疗快速性心律失常的操作被大体公开在美国专利no.7,742,812(ghanem等人)，美国专利no.8,160,684(ghanem等人)，美国专利no.5,354,316(keimel)；美国专利no.6,393,316(gillberg等人)，美国专利no.5,545,186(olson等人)，以及美国专利no.5,855,593(olson等人)中，这些专利中的所有通过引用整体结合于此。

检测算法对于危及生命的vt与vf的存在或不存在是高度敏感和有特效的。治疗递送模块84包括hv治疗递送模块，该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电容器被hv充电电路充电至预编程的电压水平。当从治疗递送模块84检测到hv电容器已经达到递送编程的电击能量所要求的电压的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发hv电容器的放电。以此方式，控制模块80控制治疗递送模块84的高电压输出电路的操作，以使用线圈电极24与壳体电极15来递送高能量复律/除颤电击。

应当注意到，所实现的心律失常检测算法可不仅利用ecg信号分析方法还可利用补充传感器96(诸如，组织颜色、组织氧合、呼吸、患者活动、心音等等)，以有助于通过处理和控制模块80作出施加或阻止治疗的决定。传感器96还可用于确定由治疗递送设备100进行起搏的需要和定时。例如，活动传感器信号或其他速率响应的传感器信号(诸如，每分钟通气量信号)可用于确定满足患者的代谢需求的起搏速率。定时电路92产生控制信号95以使发射设备18产生触发信号，该触发信号使治疗递送设备100基于速率响应信号以适当速率递送起搏脉冲。传感器96可包括由从icd14延伸的引线携载的或在壳体15和/或连接器块13内或沿着壳体15和/或连接器块13的一个或多个传感器。

遥测模块88包括收发器和天线以用于与另一设备(诸如，外部编程器40以及发射设备18，当其被配置成无线地接收控制信号95时)通信。在控制模块80的控制下，遥测模块88可从编程器40或另一外部设备接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送到编程器40或另一外部设备。遥测模块88可将控制信号无线地传输到发射设备18，例如作为rf信号。

图4是根据本公开的实施例的治疗递送设备的示例配置的功能框图。如图4中所示，治疗递送设备100包脉冲发生器202、任选的感测模块(未示出)、控制模块206、存储器210、触发信号接收器212以及电源214。脉冲发生器202产生电刺激脉冲，该电刺激脉冲经由电极162和164被递送到心脏组织。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可被配置成直接通过从接收器212接收到的输入信号来启动以递送刺激脉冲。例如，响应于由接收器212产生的触发检测信号216的开关可启动脉冲发生器202以经由电极162和164将刺激脉冲递送到目标组织。

脉冲发生器202包括一个或多个电容器以及充电电路以将电容器(多个)充电到起搏脉冲电压。当控制模块206等待来自接收器212的触发检测信号216时，起搏电容器可被充电到起搏脉冲电压。当检测到触发信号时，电容器被耦合到起搏电极162、164以对电容器电压进行放电并借此递送起搏脉冲。替代地，触发信号的检测启动起搏电容器充电并且当达到预定的起搏脉冲电压时递送该脉冲。在美国专利no.8,532,785(crutchfield)中大体公开的起搏电路(特此通过引用将该专利整体结合于此)可在治疗递送设备100中被实施，以用于在控制模块206的控制下将起搏电容器充电到预定的对起搏脉冲振幅并递送起搏脉冲。

替代地，脉冲发生器202可包括开关，该开关将电源214连接到起搏电极162和164以递送起搏脉冲。由触发检测信号216或由来自控制模块206的控制信号来打开开关，并且电源214将能量递送到脉冲发生器以用于产生起搏脉冲。

如以下所描述的，控制模块206可从触发检测信号216确定起搏脉冲控制参数并使用所确定的起搏脉冲控制参数控制脉冲发生器202以根据所确定的控制参数递送一个或多个起搏脉冲。例如，触发信号的脉冲宽度或其他方面可由控制模块206确定并用于设置起搏脉冲的脉冲宽度(或另一方面)。

接收器212通过耦合构件180接收触发信号。接收器212包括一个或多个接收换能器，该一个或多个接收换能器可直接沿着耦合构件180的内表面安装，以例如用于接收声波或光。触发信号导致接收换能器产生电压信号，该电压信号被传递到包括在接收器212(或控制模块206)中的比较器，以用于与触发信号检测阈值进行比较。如果由接收换能器产生的电压信号大于检测阈值，则触发检测信号216被传递到控制模块206，或直接被传递到脉冲发生器202，以导致起搏脉冲递送。

在一些实施例中，接收器212被配置成仅检测发射设备产生的触发信号。例如，接收器212可被“调谐”成检测在声学或光学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学或光学信号。在一些示例中，接收器212不被配置成感测并处理用于确定生理事件、状况或状态的任何生理声学信号或光学信号。

控制模块206根据可被存储在存储器210中的治疗递送控制参数(诸如，脉冲振幅、脉冲宽度、脉冲数量等)控制脉冲发生器202递送起搏脉冲。在一些示例中，脉冲发生器202当接收到触发检测信号216(直接从接收器212或经由控制模块206)时立即被启动以递送起搏脉冲。替代地，可在预定时间延迟之后递送起搏脉冲。

接收器212可包括多个接收换能器以用于感测触发信号。由多个换能器产生的电压信号可被加和以例如用于与触发信号检测阈值进行比较。在一些实施例中，可包括响应于不同频率带宽的多个接收换能器。提供对不同信号频率的检测可使得不同的触发信号被传输，以使得治疗递送设备100执行不同的起搏功能和/或改善触发信号检测。

电源214根据需要将电力提供给起搏器100的其他模块与部件中的每一个。控制模块206可执行电力控制操作以在各种部件或模块被上电以执行各种起搏器功能时进行控制。电源214可包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或非可再充电电池。

由图4中所示的框图表示的电路可包括任何分立的和/或集成的电子电路部件，其实现能够产生归于本文中的治疗递送设备100的功能的模拟和/或数字电路。归属于本文中的治疗递送设备100的功能可实现为一个或多个处理器、硬件、固件、软件、或他们的任意组合。控制模块206可包括微处理器、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)、状态机或等效的分立或集成逻辑电路中的任意一个或多个。将治疗递送设备100的不同特征描绘为分立的模块或部件旨在强调不同的功能方面，并且不一定隐含此类模块必须通过分开的硬件或软件部件实现。相反，与一个或多个模块相关联的功能可由分开的硬件或软件部件执行，或者被集成在公用或单独的硬件或软件部件内，其可包括组合的或顺序的逻辑电路、状态机、存储器设备等。

存储器210可以包括计算机可读指令，这些指令在由控制模块206执行时，使控制模块206执行贯穿本公开归属于治疗递送设备100的各种功能。可在存储器210内对计算机可读指令进行编码。存储器210可包括任何非瞬态计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，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)、闪存存储器、或其他数字介质(其中唯一例外是瞬态传播信号)。存储器210存储间期、计数器或由控制模块206使用的其他数据，以控制由脉冲发生器202响应于检测到由接收器212接收到的触发信号而递送起搏脉冲。

图5是根据本公开的实施例的用于感测心房事件以用于对植入式医疗设备系统中的治疗的递送进行定时的方法的流程图。根据一个实施例，为了确定是否正在发生p波事件，使用已知的模板生成方案从平均p波形态生成的模板可被使用，该平均p波形态是从预定的患者人群确定的。在另一实施例中，因为p波形态可根据不同的患者变化，所以p波模板可由植入医师基于患者的确定的p波形态并使用已知的模板生成方案在植入时生成，或者可由植入设备自动地生成。

图6是根据本公开的实施例的感测心房事件以用于对植入式医疗设备系统中的治疗的递送进行定时的示意图。如图6中所示，感测设备14感测心脏信号112以监测信号112(包括识别p波102、r波103、以及t波105)并确定心脏事件的发生。在心脏再同步起搏治疗的递送期间，为了确保心室起搏刺激与心房活动同步地递送以维持房室同步，并且确保所递送的起搏治疗导致来自心室的适当的诱发响应，起搏治疗的递送通常被定时偏离(timeoff)感测的p波102。在心脏再同步起搏治疗的递送期间，感测的房室(sav)延迟(其是感测的心房事件和起搏的心室事件之间的时间周期)通常标称地设置为100ms，从而必须发生p波102的确认以便对起搏治疗的递送进行定时的时间的量必须在p波102的感测的100ms之内发生。然而，通常p波的持续时间超过100ms，使得对治疗的递送的定时成为问题。因此，如图6中所示，根据本公开的实施例，为了减少确认p波102的发生所需要的时间，生成p波模板110，该p波模板110具有p波窗口104，该窗口104的长度105小于感测的心脏信号112的p波102的宽度106。例如，p波窗口104的长度105可根据特定患者趋势被设置成p波102的宽度106的预定百分比，例如，诸如50％，该预定百分比仍然使得p波102的基本形态特性被识别。应当理解，虽然sav延迟通常被设置成100ms，但是可利用其它值，取决于特定患者要求，并且该其他值可在大约80-300ms的范围内。此外，p波模板可被周期性地更新以处理p波形态/特征随着时间的变化。

如图5和图6中所示，如以上所描述的，在由医师在植入期间或由植入的设备在植入后生成对应于期望的p波敏感度(例如，诸如50％)的p波模板110，框200。感测设备14感患者的心脏信号112并基于感测到的心脏信号112确定是否感测到可能的p波事件，即心脏事件还未被确认为p波事件，框202。对可能的p波事件被感测到的确定的基础基于将在感测的时间点周围的信号的预指定的时间窗口与模板进行比较。为了比较，可使用特定的信号特征(像振幅、斜率、极性)，或者可使用全局模板匹配测量(像相关系数或小波匹配分数)。例如，如果在窗口化的(windowed)信号与p波模板之间的相关系数超过某一振幅阈值(例如，0.6、0.65、0.7、0.75、0.8、0.85、0.9、0.95)，则感测到的信号被确定为可能的p波事件。此外，根据一个实施例，可使用对振幅不敏感的匹配方案(例如，诸如，相关波形分析(cwa))与对振幅敏感的匹配方案(诸如，区域差异(doa))结合来执行模板匹配。例如，应用振幅不敏感的模板匹配(cwa)，并且如果确定了匹配，则随后应用振幅敏感的模板匹配方案(doa)。如果使用振幅敏感的匹配方案再次确定了匹配，则认为波形匹配模板，并且如果使用振幅敏感的匹配方案没有再次确定匹配，则不认为波形匹配模板。

一旦确定可能的p波事件已经发生(框202中的是)，则感测设备14启动心室起搏递送定时器，框204，并使用生成的p波模板110窗口化感测的信号112，框206，以确定心脏信号112是否匹配p波模板110，框208。例如可通过基于采样的信号与存储的p波模板110的逐点比较计算相关系数来确定p波模板匹配。可如在颁发给duffin的美国专利no.5,193,550中所大体描述地执行相关系数的计算，该专利通过引用整体结合于此。

如果确定没有发生p波匹配(框208中的否)，则可能的p波不被确认为p波，并且中止(abort)起搏治疗的递送，框210。作为结果，重置治疗递送定时器，框212，并且感测设备14等待下一个感测到的可能的p波事件发生，框202。如果确定发生了p波匹配(框208中的是)，则可能的p波被确认为p波，框214，并且感测设备14发射触发信号，该触发信号由治疗递送设备100接收，然后启动起搏治疗的递送，框216，其中利用确认的感测到的p波102以供对所递送的治疗进行定时。

图7是根据本公开的实施例的用于感测心房事件以用于对植入式医疗设备系统中的治疗的递送进行定时的方法的流程图。在一些情况下，心脏信号的t波部分可被错误地识别为该信号的p波部分。因此，根据另一实施例，使用已知的t波模板生成方案生成的t波模板用于识别t波的发生。例如，如图7中所示，如以上所描述的，在由医师在植入期间或由植入的设备在植入后生成对应于期望的p波敏感度(例如，诸如50％)的p波模板110，框300。感测设备14感测心脏信号并使用已知的t波模板匹配方案确定是否发生t波，框302。例如，可例如通过基于采样的信号与存储的t波模板的逐点比较计算相关系数来确定t波模板匹配。可使用其他已知的t波匹配方案，例如，诸如，在cao等人的美国专利no.7,831,304中描述的，或在zhou等人的美国专利公开no2006/0116592中描述的，这两个专利文献通过引用整体结合于此。

一旦确定发生t波匹配(框302中的是)，感测设备14就基于感测到的心脏信号112确定是否感测到可能的p波事件，框304，如以上所描述的。感测设备14在t波的感测之后继续确定是否感测到可能的p波(框304)达一预定时间周期，例如，诸如200ms和500ms之间。因此，在框304中是否呈现可能的p波事件的确定期间，该设备监测是否做出关于预定时间周期是否已经期满的确定，框307，从而如果设备14不能确定在t波的感测之后在预定的时间周期之内已经感测到可能的p波事件(框307中的是)，则可能的p波不被确认为p波，并且中止起搏治疗的递送，框312。作为结果，重置治疗递送定时器，框314，并且感测设备14等待下一个t波被感测，框302。一旦感测设备14确定可能的p波事件已经发生(框304中的是)，感测设备14就启动心室起搏递送定时器，框306，并使用生成的p波模板110窗口化感测的心脏信号112，框308，以确定该信号是否匹配p波模板110，框310，如上所述。

如果确定没有发生p波匹配(框310中的否)，则可能的p波不被确认为p波，并且中止(abort)起搏治疗的递送，框312。作为结果，重置治疗递送定时器，框314，并且感测设备14等待下一个t波被感测，框302。如果确定发生了p波匹配(框310中的是)，则可能的p波被确认为p波，框316，并且感测设备14向治疗递送设备100发射触发信号，然后经由治疗递送设备100启动起搏治疗的递送，框318，其中利用确认的感测到的p波以供对所递送的治疗进行定时。

本公开中所描述的技术(包括归因于imd、编程器、或各构成部件的那些技术)可以至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现。例如，这些技术的各方面可在一个或多个处理器内实现，所述一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、dsp、asic、fpga、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路，以及具体化在编程器中的此类组件(诸如，医生或患者的编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”一般可指独立的或结合其他逻辑电路的任何前述逻辑电路、或任何其他等效电路。

此类硬件、软件和/或固件可在相同的设备内或在分开的设备内实现以支持本公开所描述的各种操作和功能。另外，所述单元、模块或组件中的任一者可一起被实现，或可被单独地实现为分立但可互操作的逻辑器件。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由分开的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件组件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件组件内。

当在软件中实现时，归因于本公开中描述的系统、装置和技术的功能可具体化为计算机可读介质(诸如，ram、rom、nvram、eeprom、闪存、磁数据存储介质、光数据存储介质，等等)上的指令。可由一个或多个处理器执行这些指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。

已经参照说明性实施例提供了本公开，并且本公开不旨在以限制的意思进行解释。如先前所述，本领域技术人员将会认识到，其他各种说明性应用都可以使用本文所描述的技术以利用本文所描述的装置和方法的有益特性。说明性实施例的各种修改以及本公开的附加实施例在参照本说明书时将会是显而易见的。