無引線心臟起搏器和系統(tǒng)本申請為2006年10月13日提交的、申請?zhí)枮?00680047244.9、發(fā)明名稱為“無引線心臟起搏器和系統(tǒng)”的申請案的分案申請。技術領域本發(fā)明一般地涉及心臟起搏器和系統(tǒng)，并且具體地涉及無引線心臟起搏器和系統(tǒng)。

背景技術：
當心臟的自然起搏器和/或傳導系統(tǒng)不能以適當?shù)乃俣群烷g隔為病人提供所需要的同步的心房和心室收縮時，心臟起搏電激勵心臟。這樣，心搏徐緩起搏為無數(shù)病人減輕了癥狀并且甚至提供了生命保障。心臟起搏還可以進行電超速激勵來抑制或者轉換快速性心律失常，另外減輕癥狀以及防止或者終止能夠導致心源性猝死的心律不齊。心臟起搏通常由皮下或者肉下植入到病人胸區(qū)中或者其附近的脈沖發(fā)生器來執(zhí)行。發(fā)生器通常連接到一個或多個植入的引線的近端，其遠端包括用于對齊在鄰近心腔的內(nèi)或者外壁的一個或多個電極。引線具有連接脈沖發(fā)生器與心臟中的電極用的一根或者多根絕緣電導體。這樣的電極引線典型地為50至70厘米長。傳統(tǒng)的脈沖發(fā)生器可以連接到一個以上的電極引線。例如，通常也稱為雙腔起搏的房室起搏包含與通常放入右心房中的一個電極引線和通常放入右心室中的第二電極引線連接的單個脈沖發(fā)生器。這樣的系統(tǒng)能夠電傳感心搏信號并且分別傳送每個腔中的起搏脈沖。在典型地使用中，如果自預定時間以來沒有傳感到心房的心搏，則雙腔起搏系統(tǒng)起搏心房，如果在自然的或者起搏的心房搏動之后的預定時間內(nèi)沒有傳感到心室的心搏，則起搏心室。當在預定時間內(nèi)傳感到其之前沒有心房搏動的心室搏動時，這樣的脈沖發(fā)生器還可以改變心房和心室起搏脈沖的定時，即心室異位搏動或者過早性心室收縮。因此，雙腔起搏包含心房和心室中的起搏和傳感，以及為了使任一腔中的事件都能夠影響另一腔中的起搏脈沖的定時的內(nèi)部通信元件。最近，已經(jīng)實行用左心室心臟起搏來改善心力衰竭；這種做法稱為心臟再同步治療(CRT)。CRT使用電極引線和脈沖發(fā)生器來實行，或者可植入的心律轉復除顫器(CRT-D)，或者傳統(tǒng)的起搏器(CRT-P)。左心室起搏傳統(tǒng)上使用與該腔中的心肌接觸的電極。相對應的電極引線通常以經(jīng)靜脈方式通過冠狀竇靜脈放置在心臟內(nèi)，或者心外膜。左心室起搏通常與具有連接到三個電極引線的單個植入的脈沖發(fā)生器的右心房和右心室起搏一起實行。CRT脈沖發(fā)生器能夠獨立地改變心房事件和右心室起搏之間的時間、以及心房事件和左心室起搏之間的時間，因此左心室起搏脈沖能夠在右心室起搏脈沖之前、之后、或者同時發(fā)生。類似于雙腔起搏，具有左心室起搏的系統(tǒng)也響應過早性心室收縮而改變心房和心室起搏定時。因此，CRT-D或者CRT-P包含心房與兩個心室中的起搏、心房與至少一個心室中的傳感、以及為了使心房中的事件能夠影響每個心室中的起搏脈沖的定時的內(nèi)部通信元件、以及為了使至少一個心室中的事件能夠影響心房和另一心室中的起搏脈沖的定時的內(nèi)部通信元件。脈沖發(fā)生器參數(shù)通常經(jīng)由在體內(nèi)和另一外部具有一個電感的松散耦合變壓器、或者經(jīng)由在體內(nèi)和另一外部具有一根天線的電磁輻射由體外的編程裝置詢問和更改。雖然每年植入十萬以上的傳統(tǒng)心臟起搏系統(tǒng)，但是存在多個眾所周知的困難。雖然每年植入數(shù)以萬計的雙腔和CRT系統(tǒng)，但是多個問題是已知的。在一些情況下，能夠實行用左心室心臟起搏來改善心力衰竭；這種做法稱為心臟再同步治療(CRT)。CRT使用電極引線和脈沖發(fā)生器來實行，或者可植入的心律轉復除顫器(CRT－D)，或者傳統(tǒng)的起搏器(CRT-P)。左心室起搏傳統(tǒng)上使用與該腔中的心肌接觸的電極。相對應的電極引線通常以經(jīng)靜脈方式通過冠狀竇靜脈放置在心臟內(nèi)，或者心外膜。雖然每年植入與CRT-D或者CRT-P的不同脈沖發(fā)生器一起使用的數(shù)以萬計的左心室電極引線，但是存在各種眾所周知的困難。在其它應用和情況下，傳統(tǒng)的脈沖發(fā)生器可以與一個以上的電極引線連接。例如，通常也稱為雙腔起搏的房室起搏包含與通常放入右心房中的一個電極引線和通常放入右心室中的第二電極引線連接的單個脈沖發(fā)生器。這樣的系統(tǒng)能夠電傳感心搏信號并且分別傳送每個腔中的起搏脈沖。在典型地使用中，如果自預定時間以來沒有傳感到心房的心搏，則雙腔起搏系統(tǒng)起搏心房，如果在自然的或者起搏的心房搏動之后的預定時間內(nèi)沒有傳感到心室的心搏，則起搏心室。當在預定時間內(nèi)傳感到其之前沒有心房搏動的心室搏動時，這樣的脈沖發(fā)生器還可以改變心房和心室起搏脈沖的定時，即心室異位搏動或者過早性心室收縮。因此，雙腔起搏包含心房和心室中的起搏和檢測，以及為了使任一腔中的事件都能夠影響另一腔中的起搏脈沖的定時的內(nèi)部通信元件。最近，已經(jīng)實行用左心室心臟起搏來改善心力衰竭；這種做法被稱為心臟再同步治療(CRT)。CRT使用電極引線和脈沖發(fā)生器來實行，或者可植入的心律轉復除顫器(CRT-D)，或者傳統(tǒng)的起搏器(CRT-P)。左心室起搏傳統(tǒng)上使用與該腔中的心肌接觸的電極。相對應的電極引線通常以經(jīng)靜脈方式通過冠狀竇靜脈放置在心臟內(nèi)，或者心外膜。左心室起搏通常與具有連接到三個電極引線的單個植入的脈沖發(fā)生器的右心房和右心室起搏一起實行。CRT脈沖發(fā)生器能夠獨立地改變心房事件和右心室起搏之間的時間，以及心房事件和左心室起搏之間的時間，因此左心室起搏脈沖能夠在右心室起搏脈沖之前、之后、或者同時發(fā)生。類似于雙腔起搏，左心室起搏系統(tǒng)也響應過早性心室收縮而改變心房和心室起搏定時。因此，CRT-D包含心房與兩個心室中的起搏、心房與至少一個心室中的傳感，以及為了使心房中的事件能夠影響每個心室中的起搏脈沖的定時的內(nèi)部通信元件、以及為了使至少一個心室中的事件能夠影響心房和另一心室中的起搏脈沖的定時的內(nèi)部通信元件。雖然每年植入十萬以上的ICD和CRT-D系統(tǒng)，但是多個問題是已知的。傳統(tǒng)的脈沖發(fā)生器具有與電極引線連接以及從電極引線斷開用的接口，所述電極引線攜帶往返于心臟的信號。在電極引線近端，通常至少一個陽性連接器造型具有不需要除顫功能的至少一個附加的接線針。在脈沖發(fā)生器處，至少一個陽性連接器與至少一個相對應的陰性連接器造型和連接器造型內(nèi)的接線盒配合。通常緊固螺釘旋入每個電極引線的至少一個接線盒中，以確保電和機械連接。在連接器造型之間通常還提供一個或多個O型環(huán)來幫助保持電絕緣。典型地包括有提供緊固螺釘?shù)碾娊^緣的緊固螺釘帽或者開槽蓋。連接器和引線之間的復雜連接為故障的出現(xiàn)提供了多個機會。不使用心內(nèi)膜、經(jīng)靜脈或者心外膜引線的皮下ICD能夠傳送使用皮下電極的除顫。然而，從皮下電極起搏心臟會導致隔膜激勵，這對于病人來說，如果在長期治療中使用是不舒服的。因此，諸如心搏徐緩起搏治療、抗心動過速治療、用于防止心律不齊的心房超速激勵起搏、用于房室同步的雙腔起搏以及CRT治療的起搏治療是不合適的。在子起搏裝置中，巳知的脈沖發(fā)生器能夠包括用于判斷新陳代謝需求的各種傳感器，以使能起搏速度成比例的以及適合于練習級別地增加。功能通常以速度反應式起搏著稱。例如，加速度計能夠測量人體運動以及指示活動級別。心臟中的壓力變送器能夠傳感各種心臟瓣膜的開和關之間的定時，或者能夠直接測量心內(nèi)壓力，其兩者都隨每搏輸出量的改變而改變。每搏輸出量隨著活動級別的增加而增加。溫度傳感器能夠檢測病人血液溫度的改變，其基于活動級別而改變。起搏器的速度能夠隨檢測到的活動的增加而成比例地增加。雖然每年植入十萬以上的速度反應性起搏器，但是存在各種眾所周知的困難。雖然每年植入五十萬以上的起搏器，但是存在各種眾所周知的困難。當位于皮下時，脈沖發(fā)生器在皮膚上呈現(xiàn)病人能夠發(fā)現(xiàn)難看的或者討厭的凸起。病人能夠操作或者“玩弄”裝置。即使沒有持續(xù)的玩弄，皮下脈沖發(fā)生器也能夠顯示出腐蝕、擠壓、感染、以及斷開、絕緣損壞、或者引線的導體破壞。雖然肉下或者腹部放置能夠解決這些所關注的一些問題，但是在植入和調(diào)節(jié)中包含了更困難的外科手術過程，這樣會延緩病人的恢復。不管胸部還是腹部，傳統(tǒng)的脈沖發(fā)生器具有與電極引線連接以及從電極引線斷開用的接口，所述電極引線攜帶往返于心臟的信號。通常至少一個陽性連接器造型具有在電極引線近端的至少一個接線針。在脈沖發(fā)生器處，至少一個陽性連接器與至少一個相對應的陰性連接器造型和連接器造型內(nèi)的接線盒配合。通常緊固螺釘旋入每個電極引線的至少一個接線盒中，以確保電和機械連接。在連接器造型之間通常還提供一個或多個O型環(huán)來幫助保持電絕緣。典型地包括有提供緊固螺釘?shù)碾娊^緣的緊固螺釘帽或者開槽蓋。連接器和引線之間的復雜連接為故障的出現(xiàn)提供了多個機會。例如，不能將引線針完全引入接線盒中會阻止發(fā)生器和電極之間的正確連接。不能通過緊固螺釘槽正確地插入螺絲起子，會損壞槽以及隨后絕緣出現(xiàn)故障。不能將螺絲起子正確地嚙合到緊固螺釘中會損壞緊固螺釘以及阻止正確的連接。不能充分地緊固緊固螺釘也會阻止發(fā)生器和電極之間的正確連接，然而緊固螺釘?shù)倪^度緊固也會損壞緊固螺釘、接線盒、或者引線針，以及如果維護必要時阻止斷開。引線與發(fā)生器連接器造型之間或者緊固螺釘蓋處的液體滲漏會阻止正確的電絕緣。在引線離開發(fā)生器的機械應力集中點處的絕緣或者導體破壞也可以產(chǎn)生故障。無意中機械損壞連接器造型與發(fā)生器之間的接頭會導致滲漏或者甚至與造型分開。無意中機械損壞連接器造型與引線體、或者接線針與引線導體之間的接頭會導致滲漏、斷路情況、或者甚至與接線針和/或造型分開。引線體在手術期間能夠由工具無意地切斷，或者在手術后由作用在繃帶上的、用于使引線體定位的重復壓力切斷。億萬次心臟周期的重復動作會使沿著引線體的任何地方的引線導體破壞或者絕緣損壞。雖然商業(yè)上可得到各種長度的引線，但是在一些情況下病人中的引線過長并且要進行管理。多余的引線通常盤繞在脈沖發(fā)生器附近。應歸于引線盤繞的引線體和發(fā)生器之間的重復磨損會導致引線的絕緣損壞。以鎖骨下擠壓著稱的引線與鎖骨和第一肋骨之間的摩擦會使引線損壞。對于CRT-D或者CRT-P，將多根引線植入同一病人中，而且有時是同一脈管中。這些引線之間的億萬心臟周期的磨損會使絕緣擊穿或者甚至使導體發(fā)生故障。在一些應用中，例如雙腔起搏和CRT，將多根引線植入同一病人中，而且有時是同一脈管中。這些引線之間的億萬心臟周期的磨損會使絕緣擊穿或者甚至使導體發(fā)生故障。為了收集和/或分析，醫(yī)生或者其它人員典型地能得到存儲在植入的脈沖發(fā)生器的存儲器中的數(shù)據(jù)。例如，可以尋找關于裝置、引線系統(tǒng)、和/或急性病人、臨床設置的有關系統(tǒng)性能和故障查找的信息。信息通常經(jīng)由外部編程器和植入的裝置之間的遙測能力提供。另外，外部編程器可用于調(diào)節(jié)多功能可植入的醫(yī)學裝置的參數(shù)，諸如起搏速度、脈沖振幅、傳感信號增益、以及脈沖定時和協(xié)調(diào)。典型地地，在遙測過程期間使用的外部編程器離病人很遙遠。諸如條形碼讀入器或者其它外部裝置的包括天線或者線圈的編程器的編程頭經(jīng)由可伸長的線圈的電纜與編程器的其余部分連接，以及為了對植入的裝置進行編程或者遙測詢問而將其定位在病人植入的裝置部位之上。在復雜性增加裝置的尺寸和成本的脈沖發(fā)生器中，植入的脈沖發(fā)生器和外部編程器之間的通信使用遙測線圈或者天線以及相關聯(lián)的線路。此外，來自脈沖發(fā)生器電池的、通信所必需的功率典型地超過起搏功率的一個或者多個數(shù)量級，因此需要使電池功率能力能夠阻止選擇最優(yōu)化電池結構，另外需要的起搏功率很低。因此，設計和操作所考慮的是最小化植入的醫(yī)學裝置所消耗的功率。為了促進功率消耗管理，在不使用時能夠關閉傳輸器和接收器線路，而當希望使能通信時將叫醒傳輸器和接收器線路。叫醒能夠周期地發(fā)生，其中植入的裝置以定期間期檢查通信信號。另外為了促進叫醒功能，通過使用耦合到接收天線或者線圈的電磁能完成叫醒處理。叫醒技術導致遙測協(xié)議復雜，其通常導致更長的連接時間。另外，叫醒技術使用相對大的天線或者線圈，這對于身體內(nèi)緊湊植入的醫(yī)學裝置來說是不希望的并且是矛盾的。除功率減小以及尺寸縮小之外，對于植入的醫(yī)學裝置的另一設計準則是數(shù)據(jù)的準確通信。通信經(jīng)常發(fā)生在諸如醫(yī)院和醫(yī)生辦公室的環(huán)境中，由于其它電子和電磁源的存在，其可能是嘈雜的。為了獲得連接的魯棒性，通常用小的分組尺寸來保持低的帶寬。為了確保數(shù)據(jù)的準確傳輸，植入的裝置中的天線或者線圈典型地在傳輸和接收時定位在最大信號強度。

技術實現(xiàn)要素：
根據(jù)心臟起搏系統(tǒng)的實施例，無引線心臟起搏器被配置用于與心腔電接觸地植入以及被配置用于無引線起搏。附圖說明通過參考以下描述和伴隨附圖能夠更好地理解有關本發(fā)明的結構和操作方法的實施例，其中類似的參考字符表示遍及多個視圖的類似的元件：圖1A是示出無引線心臟起搏器的實施例的實物圖；圖1B是示出包括由傳導通信觸發(fā)的無引線心臟起搏器的心臟起搏系統(tǒng)的、或者在一些實施例中，包括速度反應性無引線心臟起搏器的心臟起搏系統(tǒng)的實施例的實物圖；圖1C是示出包括多個無引線心臟起搏器的心臟起搏系統(tǒng)的實施例的實物圖，其能夠使用傳導通信結合用于多腔心臟起搏或者能夠和可植入的心律轉復除顫器(ICD)一起用于執(zhí)行心臟起搏；圖1D是示出生物激勵器或者無引線心臟起搏器的實施例的操作元件的互連的示意方框圖，包括能夠在多腔心臟起搏系統(tǒng)中使用或者能夠在包括一個或者多個無引線心臟起搏器和可植入的心律轉復除顫器(ICD)的心臟起搏系統(tǒng)中使用的起搏器；圖1E是示出說明性速度反應性無引線心臟起搏器的實施例的操作元件的互連的示意方框圖；圖2是示出能夠用作多腔心臟起搏系統(tǒng)的部分的無引線生物激勵器的實施例的一些元件的實際位置的實物圖；圖3是描述能夠用作多腔心臟起搏系統(tǒng)的部分的無引線生物激勵器的另一實施例的一些元件的實際位置的實物圖；圖4是說明傳統(tǒng)的起搏脈沖的時間波形曲線；圖5是描述當實施說明性起搏系統(tǒng)的實施例時，適合于通信的起搏脈沖的時間波形曲線；圖6是使用通信的空閑時間變化示出采樣脈沖波形的時間波形曲線；圖7A至7D是描述在可植入的裝置中通信的方法的實施例的示意流程圖；以及圖8A和8B是示出在心臟起搏系統(tǒng)中通信的方法的另一實施例的示意流程圖；圖9是說明在多腔心臟起搏系統(tǒng)中操作心房無引線心臟起搏器的技術的實施例的狀態(tài)機械表示；圖10是說明在多腔心臟起搏系統(tǒng)中操作右心室無引線心臟起搏器的技術的實施例的狀態(tài)機械表示；圖11是說明在多腔心臟起搏系統(tǒng)中操作左心室無引線心臟起搏器的技術的實施例的狀態(tài)機械表示；圖12A和12B是描述在多腔心臟起搏中操作心房無引線心臟起搏器的方法的實施例的示意流程圖；圖13A和13B是描述在多腔心臟起搏中操作右心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的示意流程圖；圖14A和14B是描述在多腔心臟起搏中操作左心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的示意流程圖；圖15是說明在多腔心臟起搏系統(tǒng)中操作心房無引線心臟起搏器的技術的實施例的狀態(tài)機械表示；圖16是說明在多腔心臟起搏系統(tǒng)中操作右心室無引線心臟起搏器的技術的實施例的狀態(tài)機械表示；圖17是說明在多腔心臟起搏系統(tǒng)中操作左心室無引線心臟起搏器的技術的實施例的狀態(tài)機械表示；圖18A和18B是描述在包括可植入的心律轉復除顫器(ICD)和一個或者多個無引線心臟起搏器的心臟起搏系統(tǒng)中操作心房無引線心臟起搏器的方法的實施例的示意流程圖；圖19A和19B是描述在包括可植入的心律轉復除顫器(ICD)和一個或者多個無引線心臟起搏器的心臟起搏系統(tǒng)中操作右心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的示意流程圖；圖20A和20B是描述在包括可植入的心律轉復除顫器(ICD)和一個或者多個無引線心臟起搏器的心臟起搏系統(tǒng)中操作左心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的示意流程圖；圖21是描述在速度反應性心臟起搏器中操作活動傳感器的方法的實施例的示意流程圖；圖22是示出用于在心臟起搏系統(tǒng)中通信設置活動傳感器的控制參數(shù)的信息的方法的實施例的示意流程圖；圖23A是示出與套導管一起使用的主動固定的無引線心臟起搏器的實施例的實物圖；圖23B是示出與套導管一起使用的被動固定的無引線心臟起搏器的實施例的示意方框圖；圖24是說明包括套和探針的傳送導管的實施例的實物圖；圖25A是示出與套導管一起使用的主動固定的無引線心臟起搏器的實施例的實物圖；圖25B是示出與套更少導管一起使用的被動固定的可溶解帽的無引線心臟起搏器的實施例的實物圖；圖26是說明使用套更少方法在可植入的裝置中用于傳送的傳送導管的實施例的實物圖；以及圖27是說明細胞腔部件和探針傳送導管的實施例的橫斷面視圖的實物圖；圖28A至28E是描述用于將生物激勵裝置植入病人身體組織中的方法的實施例的流程圖；圖29A和29B是示出包括分別對心臟內(nèi)外表面安全的兩個無引線心臟起搏器以及外部編程器和兩個表面電極的生物激勵器系統(tǒng)的實施例的實物圖；圖30是描述能夠在生物激勵器系統(tǒng)中使用的并且適合于經(jīng)由傳導技術通信的外部編程器的實施例的示意方框圖；圖31是示出從外部編程器傳送到一個或者多個無引線心臟起搏器的系統(tǒng)的調(diào)制通信的采樣的時間波形曲線；以及圖32A至32E是描述能夠在可植入生物激勵器系統(tǒng)中通信的方法的各個實施例中使用的技術的示意流程圖。具體實施方式無引線生物激勵器適合于傳導通信。在無引線生物激勵器的一些實施例中，無引線心臟起搏器能夠由傳導通信進行通信，這表示實質上背離傳統(tǒng)的起搏系統(tǒng)。例如，說明性心臟起搏系統(tǒng)能夠執(zhí)行心臟起搏，當擴展性能、功能、以及具有多個改進的一個或多個的操作特性時，其具有傳統(tǒng)心臟起搏器的多個優(yōu)點。在心臟起搏系統(tǒng)的具體實施例中，提供心臟起搏，而不需要位于胸區(qū)或者腹部的脈沖發(fā)生器、不需要與脈沖發(fā)生器分開的電極引線、不需要通信線圈或者天線、以及不額外需要用于傳輸通信的電池電源。用于得到這些特征的心臟起搏系統(tǒng)的實施例包括充分裝入適合放置在或者附加在心腔內(nèi)部或者外部的密封外殼中的無引線心臟起搏器。起搏器具有位于外殼內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極，用于向心腔的肌肉傳送起搏脈沖以及可選擇地用于傳感肌肉的電活動，以及用于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置雙向通信。外殼包含提供起搏、傳感、以及通信，例如雙向通信的電源的原電池。外殼能夠可選擇地包括用于傳感電極的心臟活動的電路。外殼包含用于經(jīng)由電極從至少一個其它裝置接收信息的電路以及包括用于生成經(jīng)由電極傳送的起搏脈沖的電路。外殼能夠可選擇地包括用于經(jīng)由電極向至少一個其它裝置傳輸信息的電路以及能夠可選擇地包括用于監(jiān)控裝置衛(wèi)生的電路。外殼包含用于以預定方式控制這些操作的電路。根據(jù)一些實施例，心臟起搏器適合于植入人體中。在具體實施例中，無引線心臟起搏器能夠適合于使用位于起搏器外殼內(nèi)、上、或者兩厘米內(nèi)的兩個或多個電極植入到心腔內(nèi)或者外壁附近，當從身體內(nèi)的至少一個其它裝置中接收到觸發(fā)信號時，用于起搏心腔。例如，無引線起搏器的一些實施例能夠用于植入到心腔內(nèi)或者外壁附近，而不需要脈沖發(fā)生器和電極引線之間的連接，以及不需要引線體。其它示例實施例提供使用經(jīng)由用于起搏的同一電極的傳導通信在植入的無引線脈沖發(fā)生器和身體內(nèi)部或者外部裝置之間的通信，而不需要天線或者遙測線圈。一些示例實施例能夠提供植入的無引線起搏器脈沖發(fā)生器和身體內(nèi)部或者外部裝置之間的通信，需要類似于用于心臟起搏的那些功率，以使能電池性能的最優(yōu)化。在說明性實施例中，除了包含在起搏脈沖內(nèi)的能量之外，外出遙測適合于不使用附加能量。使用作為傳輸和接收的操作結構的起搏和檢測電極經(jīng)由傳導通信能夠提供遙測功能。參考圖1A和1D，沒有按比例示出的實物圖和示意方框圖分別描述無引線生物激勵器102的實施例，例如心臟起搏器102，其生成起搏脈沖以及從內(nèi)部源獲得操作功率。無引線心臟起搏器102包括外殼110、耦合到外殼110的兩個或多個電極108、以及封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的脈沖發(fā)生器116。脈沖發(fā)生器116經(jīng)由電極108生成以及傳送電脈沖。處理器112封閉地包含在外殼110內(nèi)并且通信耦合到脈沖發(fā)生器116和電極108。處理器112根據(jù)編程指令控制電脈沖傳送。電源封閉地包含在外殼110內(nèi)并且耦合到脈沖發(fā)生器116。作為外殼110的內(nèi)部源的電源提供用于操作和電脈沖生成的所有能量。在說明性實施例中，電源包括具有至少3瓦特-小時/立方厘米(W-h/cc)能量密度的原電池。在多個實施例中，電極108能夠整體形成到外殼110上或者可以與外殼110分開一段距離地耦合，例如對于旋入電極來說典型地達到2cm。通過經(jīng)由電極108傳輸?shù)膫鲗ㄐ判盘?，處理?12與起搏器外部的裝置(例如典型地與外部編程器或者另一植入的裝置105)通信。雖然一些實施方式可能僅僅包括到或者從起搏器102的單向通信，但是通信典型地是雙向的。處理器112基于一個或者多個可編程參數(shù)而控制電脈沖傳送，以及能夠通過在電極108上傳輸?shù)膫鲗ㄐ判盘杹砭幊?。脈沖發(fā)生器116能夠有選擇地生成并以激勵脈沖傳送電能到兩個或多個的電極108，以便響應來自處理器112的控制信號而收縮病人的心臟。在一些實施方式中，脈沖發(fā)生器116能夠生成以及通過激勵脈沖傳送電能，所述激勵脈沖由傳達信息到起搏器102外部的裝置105的一個或者多個標記中斷。處理器112能夠將要傳達的信息編碼在起搏脈沖上。例如，處理器112能夠將控制信號通信到脈沖發(fā)生器116，所述控制信號指定定義傳達信息的一個或者多個標記的特征。在典型地的實施例中，脈沖發(fā)生器116能夠生成以及傳送激勵脈沖內(nèi)的電能，所述激勵脈沖由傳達信息到起搏器102外部的裝置105的一個或者多個標記中斷。例如，傳達信息能夠是可編程參數(shù)設置、事件計數(shù)、電源電壓、電源電流、及其它數(shù)據(jù)。標記可以是任意適當?shù)膶挾?。適當?shù)臉擞泴挾鹊囊粋€示例大約是15微秒。在一些實施例中，脈沖發(fā)生器116生成以及傳送激勵脈沖，所述激勵脈沖由出現(xiàn)在所選擇的定時窗口中的一個或者多個標記中斷。所選擇的定時窗口可以由任意適當間距分開。定時窗口之間的適當間距的一個示例大約是100微秒。在其它實施例中或者在一些情況下，脈沖發(fā)生器116可以被配置為以一系列激勵脈沖隨有選擇地變化的激勵脈沖之間的時間生成以及傳送電能，以便向起搏器102外部的裝置105傳達信息。脈沖之間的時間的變化可以被控制為任意適當?shù)淖兓＿m當?shù)脑试S變化的一個示例總共大約少于10毫秒。在一些起搏器實施方式中，用于指示電池電流耗盡以及指示由處理器112使用的間接裝置衛(wèi)生的電池電流表136可以耦合在原電池114和處理器112之間。一些實施方式可以具有用于指示由處理器112使用的電池電壓的、耦合在原電池114和處理器112之間的電池電壓計138。在一些實施方式中，無引線心臟起搏器102還可以包括在電源和起搏器電路之間電連接的調(diào)節(jié)器電路146。調(diào)節(jié)器電路146調(diào)節(jié)給起搏器電路供電的電壓。參考圖2和3，實物圖示出無引線心臟起搏器102的實施例。在說明性實施例中，起搏器102具有圓柱形外殼110、310，而電極包括環(huán)形電極108A、108B并且位于外殼末端。如圖2所示，外殼110用陶瓷材料構成，而電極108A、108B可以存放在陶瓷材料上。相反，圖3描述包括用鈦或者不銹鋼構成的并且在外表面部分涂上硅橡膠或者聚氨酯絕緣材料、或者其它生物相容的絕緣材料的外殼310的起搏器102。用鈦或者不銹鋼構成的外殼310可以起到一個電極的作用。無引線心臟起搏器102還可以包括適合于使外殼110、310固定到心肌104上的組織連接器224、225、226、302、303。在多個實施例中，組織連接器可以是配置為旋轉前進到心肌104中的螺旋管226，為了通過縫合、一個或者多個尖端、及其它結構，將一個或者多個構件穿孔224、225。再次參考圖1D，無引線心臟起搏器102的另一實施例包括外殼110、整體形成到外殼110或者距離外殼100最多2厘米的兩個或多個電極108、以及封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108內(nèi)的脈沖發(fā)生器116。脈沖發(fā)生器116生成并且傳送電脈沖到電極108。起搏器102還包括封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的一個或者多個放大器132、134。放大器132、134放大從電極108接收的信號。處理器112封閉地包含在外殼110內(nèi)并且通信耦合到脈沖發(fā)生器116、放大器132、134、以及電極108。處理器112接收來自放大器132、134的放大器輸出信號并且根據(jù)編程指令控制電脈沖傳送。電源封閉地包含在外殼110內(nèi)并且耦合到脈沖發(fā)生器116。作為外殼110的內(nèi)部源的電源提供操作以及電脈沖生成的能量。放大器可以是心臟傳感放大器132，其檢測與來自至少兩個電極108的心臟收縮相關聯(lián)的信號并且響應心臟收縮而向處理器112發(fā)出收縮輸出信號。另一放大器可以是通信放大器134，其檢測來自兩個或多個電極108的起搏器外部的至少一個裝置105的輸入通信信號，并且響應傳達來自外部裝置105的信息的通信信號而向處理器112發(fā)出通信輸出信號。傳達的信息可以是可編程的參數(shù)設置。通信放大器134放大任意適當頻率范圍內(nèi)的信號。例如，通信放大器134可以用于放大大約10kHz至100kHz頻率范圍內(nèi)的信號。在具體心臟起搏系統(tǒng)100的實施例中，無引線心臟起搏器102配置為與心腔104電接觸地植入，以及配置為無引線起搏，并且由包含在小于一立方厘米的體積內(nèi)的電池114供電。根據(jù)無引線心臟起搏器102的另一實施例，起搏器102包括外殼110、整體形成到外殼110或者以例如用于旋入電極的最多大約2厘米的短距離耦合到的多個電極108、以及封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的脈沖發(fā)生器116。脈沖發(fā)生器116生成以及傳送電脈沖到電極108并且使心臟收縮。脈沖發(fā)生器116還通過經(jīng)由電極108的傳導通信傳達信息到起搏器102外部的至少一個裝置105。起搏器102還包括封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的多個放大器132、134。放大器132放大從電極108接收的用于檢測心臟收縮的信號。放大器134接收來自外部裝置105的信息。處理器112封閉地包含在外殼110內(nèi)并且通信耦合到脈沖發(fā)生器116、放大器132、134、以及電極108。處理器112從放大器132、134接收放大器輸出信號、控制通信、以及根據(jù)編程指令控制電脈沖傳送。電源封閉地包含在外殼110內(nèi)并且耦合到脈沖發(fā)生器116。作為外殼110的內(nèi)部源的電源提供用于操作、通信、以及電脈沖生成的能量。脈沖發(fā)生器116配置為消耗適當?shù)碾姽β省＠?，可以構成起搏?02以便脈沖發(fā)生器116和速度限制器(未示出)消耗大約25微瓦或者少于一個平均心臟周期的功率。例如，說明性功率消耗可以通過限制起搏槽電容器的再充電電流來得到。放大器132、134可以配置為消耗適當?shù)碾姽β?。例如，可以構成起搏?02以便放大器132、134消耗30微瓦或者更少的電功率。電源配置為消耗以及提供適當?shù)碾姽β省＠?，電源可以用于消耗不超過2微瓦的最大電功率以及配置為提供大約64微瓦的最小電功率。處理器112可以配置為消耗適當?shù)碾姽β省＠?，可以構成起搏?02以便處理器112消耗不超過一個平均心動周期5微瓦的最大電功率。再次參考圖1D，無引線心臟起搏器102的另一實施例包括外殼110、整體形成到外殼110或者最多相距兩厘米地耦合的多個電極108、以及封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的脈沖發(fā)生器116。脈沖發(fā)生器116生成以及將電脈沖傳送到電極108，所述電極108從完全包括在外殼110內(nèi)的源供電。起搏器102還包括封閉地包含在外殼110內(nèi)并且可通信地耦合到脈沖發(fā)生器116和電極108的邏輯112。邏輯112根據(jù)程序指令的邏輯執(zhí)行而控制電脈沖傳送。電池114給起搏器102供電以及體積小于一立方厘米，最小使用期五年。根據(jù)心臟起搏系統(tǒng)100的另一實施例，無引線心臟起搏器102包括外殼110、整體形成到外殼110或者以短距離耦合的多個電極108、以及封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的脈沖發(fā)生器116。脈沖發(fā)生器116生成以及傳送電脈沖到電極108。處理器112封閉地包含在外殼110內(nèi)并且通信耦合到脈沖發(fā)生器116和電極108。處理器112可以控制電脈沖傳送以及可以通過傳導通信經(jīng)由電極108與起搏器102外部的一個或者多個裝置105通信。處理器112可以配置為根據(jù)一個或者多個可編程參數(shù)控制電脈沖傳送。通過經(jīng)由電極108傳輸?shù)膫鲗ㄐ判盘柨删幊烫幚砥?12。處理器112通過經(jīng)由電極108傳輸?shù)膫鲗ㄐ判盘柦?jīng)由雙向通信與起搏器102外部的一個或者多個裝置105通信。無引線生物激勵器可以由傳導通信觸發(fā)。例如，在具體應用中，無引線心臟起搏器可以通過使用CRT起搏左心室的傳導通信觸發(fā)。在無引線生物激勵器的一些實施例中，無引線左心室心臟起搏器可以由傳導通信觸發(fā)，這表示實質上背離了傳統(tǒng)的CRT-D或者CRT-P系統(tǒng)。例如，說明性心臟起搏系統(tǒng)可以執(zhí)行心臟起搏，具體地使用CRT-D或者CRT-P的左心室心臟起搏，當擴展性能、功能、以及具有多個改進的一個或多個的操作特性時，其具有傳統(tǒng)心臟起搏器的多個優(yōu)點。在心臟起搏系統(tǒng)的具體實施例中，左心室心臟起搏器配置為CRT-D或者CRT-P操作，不需要連接到不同脈沖發(fā)生器的左心室電極引線、不需要通信線圈或者天線、以及不額外需要用于傳輸通信的電池電源。配置為得到這些特征的心臟起搏系統(tǒng)的實施例包括無引線心臟起搏器，其由傳導通信觸發(fā)以及充分裝入適合放置在或者附加在心腔(特別是左心室)的內(nèi)部或者外部的密封外殼中。無引線起搏器具有位于外殼內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極，用于向心腔的肌肉傳送起搏脈沖以及可選擇地用于傳感肌肉的電活動、用于接收來自植入的脈沖發(fā)生器的觸發(fā)信號、以及可選擇地用于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置雙向通信。外殼包含提供起搏、接收觸發(fā)信號、可選擇地傳感、以及可選擇地雙向通信的功率的原電池。外殼包含用于經(jīng)由電極從至少一個其它裝置接收信息的電路以及包括用于生成經(jīng)由電極傳送的起搏脈沖的電路。外殼能夠可選擇地包括用于經(jīng)由電極向至少一個其它裝置傳輸信息的電路，以及能夠可選擇地包括用于監(jiān)控裝置衛(wèi)生的電路。外殼包含以預定方式控制這些操作的電路。在無引線心臟起搏器中觸發(fā)起搏的傳導信號可以是來自包括在身體內(nèi)以及與至少一個電極引線一起使用的分離植入的脈沖發(fā)生器的任意信號。例如，傳導信號可以是由植入的脈沖發(fā)生器傳送的右心室起搏脈沖或者心房起搏脈沖。植入的脈沖發(fā)生器可以或者不可以包括心律轉復以及除顫功能，以便醫(yī)師可以使用無引線心臟起搏器來添加CRT的左心室起搏到現(xiàn)有的心臟起搏器或者可植入的心律轉復除顫器。在一些實施例中，左心室植入的無引線心臟起搏器可以作為從屬，其由用于右心室和/或心房起搏的分離脈沖發(fā)生器的心房起搏脈沖或者右心室起搏脈沖觸發(fā)。根據(jù)一些實施例，心臟起搏器適合于植入人體中。在具體實施例中，無引線心臟起搏器可以適合于使用位于起搏器的外殼內(nèi)、上、或者兩厘米內(nèi)的兩個或多個電極植入心腔內(nèi)或者外壁附近，以便當從身體內(nèi)的至少一個其它裝置中接收到觸發(fā)信號時，起搏心腔。在一些實施例中，心臟起搏系統(tǒng)可以用于心臟再同步治療(CRT)中的左心室起搏。例如，無引線起搏器的一些實施例可以配置為植入心腔，具體是左心室的內(nèi)或者外壁附近，不需要脈沖發(fā)生器和電極引線之間的連接，以及不需要引線體。在一些示例中，左心室起搏可以通過來自另一植入的脈沖發(fā)生器的傳導通信觸發(fā)，其還通過來自其它植入的脈沖發(fā)生器的諸如右心室起搏脈沖或者心房起搏脈沖植入體內(nèi)。其它示例實施例可選擇地提供使用經(jīng)由用于起搏的同一電極的傳導通信在植入的無引線起搏器和體外編程器之間、或者在植入的無引線起搏器和體內(nèi)植入的另一脈沖發(fā)生器之間的通信，而不需要天線或者遙測線圈。一些示例實施例可以提供植入的無引線起搏器和體外的編程器之間、或者植入的無引線起搏器和植入體內(nèi)的另一脈沖發(fā)生器之間的通信，植入的無引線起搏器需要類似于心臟起搏的功率，以使能電池性能的最優(yōu)化。參考圖1B和1D，沒有按比例示出的實物圖以及示意方框圖，分別描述包括配置為與左心室心腔104電接觸地植入的無引線心臟起搏器102以及響應于來自脈沖發(fā)生器107的傳導信號用于使用心臟再同步治療(CRT)的無引線觸發(fā)左心室起搏的心臟起搏系統(tǒng)100的實施例。在具體布置中，無引線心臟起搏器102可以配置為響應于來自一個或者多個植入的無引線或者電極引線脈沖發(fā)生器107的傳導信號而無引線觸發(fā)左心室起搏。系統(tǒng)100還可以包括配置為向觸發(fā)左心室起搏的無引線心臟起搏器傳導信號的一個或者多個植入的無引線或者電極引線脈沖發(fā)生器107。在一些布置中，心臟起搏系統(tǒng)100可以包括諸如心律轉復除顫器(CRT-D)或者傳統(tǒng)的起搏器(CRT-P)的脈沖發(fā)生器107或者與其一起使用。例如，響應于來自至少一個植入的無引線或者電極引線脈沖發(fā)生器107的無線傳導信號，無引線心臟起搏器102可以用作使用心律轉復除顫器(CRT-D)的心臟再同步治療或者使用傳統(tǒng)的起搏器(CRT-P)的心臟再同步治療的左心室起搏器。無線傳導信號是傳導起搏和/或心臟信號?？梢栽谟糜诙鄠€治療的多個布置中實施心臟起搏系統(tǒng)100。例如，響應從來自分離植入的脈沖發(fā)生器的信號、來自分離植入的脈沖發(fā)生器的一個或者多個電極引線的信號、由植入的脈沖發(fā)生器傳送的右心室起搏脈沖、由植入的脈沖發(fā)生器傳送的心房起搏脈沖、結合心律轉復功能傳送的信號、以及結合除顫功能傳送的信號中選擇的傳導信號，無引線心臟起搏器102可以配置為無引線觸發(fā)左心室起搏。在一個示例應用中，無引線心臟起搏器102可以用作由心房起搏脈沖或者用于右心室和/或心房起搏的脈沖發(fā)生器的右心室起搏脈沖觸發(fā)的“從屬”左心室無引線心臟起搏器。在另一示例應用中，無引線起搏器102可以配置為由來自植入身體內(nèi)的脈沖發(fā)生器107的傳導通信觸發(fā)的左心室起搏。左心室起搏可以由脈沖發(fā)生器107傳送的右心室起搏脈沖或者心房起搏脈沖觸發(fā)。無引線心臟起搏器102具有鄰接或者鄰近于外殼110的、以及配置為傳送起搏脈沖并且用作接收來自脈沖發(fā)生器107的觸發(fā)信號的輸入通信信道的兩個或多個電極108。觸發(fā)信息可以是由植入的脈沖發(fā)生器和電極引線系統(tǒng)的右心室起搏脈沖或者心房起搏脈沖產(chǎn)生的電位差。說明性心臟起搏系統(tǒng)100還包括耦合到適合于檢查觸發(fā)信息有效性的電極108的控制器112。對于有效的情況，控制器112可以在零或者更多毫秒的預定延遲之后激活起搏脈沖的傳送。輸入通信信道可以通信諸如起搏速度、脈沖持續(xù)時間、檢測閾值、延遲間期、不應期時間間期、激勵脈沖振幅、以及通常由起搏器中的外部編程器編程的參數(shù)。電極108還可以用作輸出通信信道，用于通信諸如可編程參數(shù)設置、起搏以及傳感事件計數(shù)、電池電壓、電池電流的信息，信息通常由與起搏器一起使用的外部編程器顯示，以及回波來自輸入信道的信息以證實正確的編程。在一個示例控制技術中，控制器112可以監(jiān)控電極108上的電信號，以及檢查由起搏脈沖產(chǎn)生的電位差?？刂破?12還可以解碼以起搏脈沖編碼的信息以及評價起搏脈沖簽字有效性的解碼信息。在另一示例中，控制器112可以監(jiān)控電極108上的電信號，以及檢查來自植入的脈沖發(fā)生器107的、用作確定觸發(fā)信息有效性的簽字的輸出脈沖持續(xù)時間。對于在預定限制內(nèi)到達的簽字，控制器112可以在零或者更多毫秒的預定延遲之后激活起搏脈沖的傳送。預定延遲可以從諸如在制造時預先設置的信息、經(jīng)由外部編程器編程的信息、以及通過自適應監(jiān)控得到的信息的信息源中確定，并且順應觸發(fā)信號的持續(xù)時間。在另一示例中，控制器112可以監(jiān)控電極108上的電信號，以及檢查來自植入的脈沖發(fā)生器的、用作確定觸發(fā)信息有效性的簽字的諸如輸出脈沖幅度、持續(xù)時間、以及速度的信息或者參數(shù)。對于在預定限制內(nèi)到達的簽字，控制器112可以在零或者更多毫秒的預定延遲之后激活起搏脈沖的傳送。在其它實施例中，耦合到兩個電極108的控制器112還可以適合于在選擇的50至300毫秒的房室延遲之后從心臟再同步治療(CRT)用的植入的脈沖發(fā)生器的心房起搏脈沖中觸發(fā)左心室起搏脈沖的傳送?？刂破?12能夠根據(jù)自最近傳送左心室起搏脈沖以來的時間而改變房室延遲，從而為了更高的心房速度而選擇更短的房室延遲。還參考圖1D，方框圖說明心臟起搏系統(tǒng)100的實施例，包括配置為與心腔104電接觸地植入的無引線心臟起搏器102。起搏器102經(jīng)由植入的脈沖發(fā)生器107傳送的心房或者心室起搏脈沖傳導的電信號接收和評價來自植入的脈沖發(fā)生器的觸發(fā)信息。起搏系統(tǒng)100還可以包括一個或者多個植入的無引線或者電極引線脈沖發(fā)生器107，其用于配置為大約10kHz至100kHz頻率范圍內(nèi)的調(diào)制信號通過直接傳導將觸發(fā)左心室起搏的信號傳導到無引線心臟起搏器中。無引線心臟起搏器102可以配置為由植入的脈沖發(fā)生器107再觸發(fā)，從而無引線心臟起搏器102在沒有接收到觸發(fā)信號的預定時間之后生成起搏脈沖，而預定時間預先設置為稍微長于植入的脈沖發(fā)生器107的起搏間期，使能無引線心臟起搏器102用作同步冗余起搏器。起搏器102可以響應竇性心律的心房心搏的傳感以及響應心房需要起搏的選擇速度以下的竇性心律的檢測而觸發(fā)心房起搏脈沖的傳送?？刂破?12可以適合于將同步起搏脈沖傳送速度限制為選擇的最大速度。在一些實施例中，多個無引線心臟起搏器102可以包括在系統(tǒng)100之內(nèi)，以及配置為與至少一個心腔104電接觸地植入并且心外膜地分配。多個無引線心臟起搏器102可以響應從初始觸發(fā)脈沖安排用于生成除顫或者心律轉復治療的同步脈沖的時間的起搏活動。再次參考圖1D，示意方框圖描述生物激勵系統(tǒng)100的通用實施例，包括配置為與生物組織104電接觸地植入以及用于經(jīng)由從植入的脈沖發(fā)生器傳送的激勵脈沖傳導的電信號接收和評價來自植入的脈沖發(fā)生器107的觸發(fā)信息的生物激勵器102。輸入通信信道用來接收用于無引線心臟起搏器的觸發(fā)信息。在簡單的預期方式中，觸發(fā)信息可以包括能在無引線心臟起搏器102的電極108上見到的電位差，其由右心室起搏脈沖或者另一脈沖發(fā)生器107的心房起搏脈沖以及植入體內(nèi)的電極引線系統(tǒng)產(chǎn)生。當無引線心臟起搏器經(jīng)由電極108和電路134接收觸發(fā)信息時，控制或者處理電路112檢查觸發(fā)信息的有效性。如果信息確定為有效，則控制器112指示脈沖發(fā)生器116可選擇地在預定延遲之后傳送起搏脈沖。參考圖2，示意實物圖示出無引線心臟起搏器102的實施例，其能夠用于心臟起搏系統(tǒng)100。無引線心臟起搏器102包括用于放置在或者附加在心腔104內(nèi)部或者外部的密封外殼110。兩個或多個電極108鄰接或者鄰近于外殼110。電極108用于傳送起搏脈沖以及接收來自脈沖發(fā)生器107的觸發(fā)信號。電極108還可以傳感來自心腔肌肉的電活動。如圖1、2、以及3所示的說明性無引線脈沖發(fā)生器102可以使用植入體內(nèi)的另一脈沖發(fā)生器107的輸出脈沖的持續(xù)時間T0作為“簽字”，以幫助處理器112確定經(jīng)由電極108以及接收電路134接收的觸發(fā)信息的有效性。當這樣的簽字在預定限制內(nèi)的持續(xù)時間到達時，處理器112識別作為有效觸發(fā)信號的簽字，以及指示脈沖發(fā)生器116可選擇地在延遲之后生成起搏脈沖。用于評價接收觸發(fā)信息的持續(xù)時間的預定限制可以用多種方式存儲在描述的無引線脈沖發(fā)生器102中。例如，可以在制造時預先設置限制、使用體外的編程器編程、或者可以通過無引線脈沖發(fā)生器102“知道”。例如，如果無引線脈沖發(fā)生器102經(jīng)由電極108以及接收電路134檢測脈沖的預定編號，每個這樣的脈沖都具有基本上相同的持續(xù)時間，諸如脈沖之間的10微秒內(nèi)，以及每個都通過心臟起搏的諸如400至1200毫秒的間期特征與其它的分開，則無引線脈沖發(fā)生器可以使用最大和最小測量持續(xù)時間來建立對接收觸發(fā)信號的有效性的限制。另外，自起搏振幅以來傾向于比體內(nèi)的其它電信號更高的幅值以來，無引線起搏器102可以使用另一脈沖發(fā)生器的輸出脈沖的振幅來確認起搏脈沖。在說明性無引線起搏器102中，植入體內(nèi)的其它觸發(fā)脈沖發(fā)生器107生成起搏脈沖來觸發(fā)由無引線起搏器102生成的每個起搏脈沖。在簡單的實施例中，其它觸發(fā)脈沖發(fā)生器107按需要提供右心室起搏脈沖，而左心室無引線脈沖起搏器102基本上與檢測的右心室起搏脈沖同步地、或者在預定延遲之后生成到左心室的觸發(fā)起搏脈沖。預定延遲一般可以是幾十毫秒以及可以從體外編程器編程或者從植入體內(nèi)的其它脈沖發(fā)生器107通信。在CRT的某些應用中，在起搏右心室之前幾十毫秒起搏左心室，或者與右心室起搏一起分配以及僅僅提供左心室起搏的情況可能是充分的甚至是有利的。無引線起搏器102可以使用來自植入體內(nèi)的其它脈沖發(fā)生器107的心房起搏脈沖的觸發(fā)信息，以通過典型地從接收的心房起搏脈沖開始延遲左心室起搏脈沖50至300毫秒，來提供CRT。無引線起搏器102可以根據(jù)自最近傳送的左心室起搏脈沖以來的時間而改變房室延遲，通常為了更高心房速度而提供較短的房室延遲。為了實現(xiàn)說明性操作，植入體內(nèi)的其它脈沖發(fā)生器107提供觸發(fā)的心房起搏，在傳感竇性心律的心房心搏之后，或者當竇性心律降到預定速度之下而心房起搏器按需起搏心房時，定義為心房起搏脈沖的傳送。如上文所述，無引線脈沖發(fā)生器102可以評價在輸入信道上接收的信息以確定觸發(fā)起搏脈沖的有效性。圖5中說明的代碼方案能夠向其它植入的脈沖發(fā)生器107提供更有特色的簽字。在描述的實施例中，其它植入的脈沖發(fā)生器107以圖5中說明的方式編碼輸出脈沖，而無引線脈沖發(fā)生器102使用以圖5中示出的方式編碼的另外的數(shù)據(jù)來評價接收信息，以便確定脈沖是否與其它植入的脈沖發(fā)生器107的心房或者心室起搏脈沖相對應。為了確保無引線心臟起搏器準確地起作用，保持特定的最小內(nèi)部電源電壓。當起搏槽路電容器充電發(fā)生時，電源電壓能夠從當電池接近壽命終止情況時變得更有意義的預充電級別下降，并且降低電流獲得能力。因此，無引線心臟起搏器能夠構造成具有當電源電壓降低到指定級別以下時停止充電起搏槽路電容器的能力。當充電停止時，電源電壓恢復到開始槽路電容器充電之前的值。在另一技術中，能夠降低充電電流來防止電源電壓降低到指定級別以下。然而，因為較低的充電電流會延長起搏槽路電容器到達目標電壓級別的時間，所以降低充電電流會使確保保持起搏速度或者起搏脈沖振幅產(chǎn)生困難。再次參考圖1D，經(jīng)由電極108接收通信的電路132接收所描述的觸發(fā)信息以及還能夠可選擇地接收其它通信信息，所述信息或者來自其它植入的脈沖發(fā)生器107或者來自體外的編程器。該其它通信可以用如圖5所述的脈沖位置方案編代碼，或者可以是優(yōu)選地從10kHz到100kHz的脈沖調(diào)制或者調(diào)頻載波信號。另外說明性無引線起搏器102可以經(jīng)由脈沖調(diào)制或者調(diào)頻載波信號而不是經(jīng)由其它脈沖發(fā)生器107的起搏脈沖接收來自植入身體內(nèi)的其它脈沖發(fā)生器107的觸發(fā)信息。如在傳統(tǒng)的起搏器中，無引線起搏器102可以在控制器112中包括典型地限制傳送同步起搏脈沖的速度為每分鐘150脈沖或者更少的能力。如在傳統(tǒng)的起搏器中，獨立的硬件速度限制器還可以用來防止萬一硬件或者軟件失效時的快速起搏。在此描述的CRT應用中，無引線心臟起搏器102可以提供左心室起搏來改善心力衰竭，但是典型地不提供搏動至搏動(beat-to-beat)生命支持，如同傳統(tǒng)的起搏器或者可植入的心律轉復除顫器一樣。因此認為在傳統(tǒng)心臟起搏器中必不可少的某些功能在說明性應用中可以是可選的。當潛在有利時，諸如傳感心臟活動、從或者到外部編程器的通信、以及監(jiān)控裝置衛(wèi)生的特征對于起搏器102的操作并不是必不可少的。在心臟起搏系統(tǒng)102的示例配置中，多個無引線起搏器102可以分布在心臟心外膜、心臟內(nèi)、或者心外膜以及心臟內(nèi)結合的周圍，以及基于從初始觸發(fā)脈沖到同時生成脈沖的定時而以協(xié)調(diào)方式操作，從而提供除顫或者心律轉復治療。稍微修改處理器112中存儲的程序使得無引線心臟起搏器102能夠再觸發(fā)，而不是由植入體內(nèi)的另一脈沖發(fā)生器107的起搏脈沖觸發(fā)，使得在沒有接收觸發(fā)信號的預定時間之后，無引線心臟起搏器102生成起搏脈沖。預定時間可以預先設置為稍微長于另一植入的脈沖發(fā)生器107的起搏間期，使得無引線脈沖發(fā)生器102充當同步冗余起搏器。同步冗余起搏對依賴起搏器的病人是有用的，其能確保萬一一個植入的脈沖發(fā)生器失效時的繼續(xù)起搏。使用一個的再觸發(fā)間期比另一個的再觸發(fā)間期稍微長一些的、這樣的兩個無引線觸發(fā)心臟起搏器將確保如果任一裝置失敗時的繼續(xù)起搏。再次參考圖1B，根據(jù)另一實施例心臟起搏系統(tǒng)100包括無引線心臟起搏器102，其配置為與心腔104電接觸地植入中以及配置為傳送起搏脈沖，并且以起搏脈沖編碼輸出通信，從而輸出通信的功率需要量沒有在傳送起搏脈沖的功率需要量上添加。在特定實施例中，輸出通信功率需要量不超過大約25微瓦。在心臟起搏系統(tǒng)100的另一具體實施例中，無引線心臟起搏器102可以配置為與左心室心腔電接觸地植入以及用于響應于來自脈沖發(fā)生器107的傳導信號而無引線觸發(fā)左心室起搏，并且由在小于一立方厘米的體積內(nèi)的電池114供電。使用用于左心室的無引線觸發(fā)起搏器，連同具有至少一個電極引線或者無引線脈沖發(fā)生器的另一植入的脈沖發(fā)生器107一起，說明性心臟起搏系統(tǒng)100使能心臟再同步治療的左心室起搏。描述的無引線心臟起搏器102可以經(jīng)由從其它脈沖發(fā)生器的心房或者心室起搏脈沖傳導的電信號接收以及評價來自另一植入的脈沖發(fā)生器107的觸發(fā)信息。說明性心臟起搏系統(tǒng)100使能在起搏脈沖中編碼可選擇的輸出通信，使得輸出通信以及起搏的總功率消耗不超過單獨用于起搏的功率消耗。因此，因為輸出通信使用已經(jīng)用于產(chǎn)生起搏脈沖的同一功率，所以輸出通信的功率消耗實際上為零。結合參考圖7A和圖5，示意流程圖描述用于在可植入的裝置中通信的方法700的實施例。激勵脈沖由植入的生物激勵器生成702。通過選擇性地改變706激勵脈沖形態(tài)由植入的生物激勵器可以在生成的激勵脈沖上編碼704信息，所述激勵脈沖形態(tài)對于激勵脈沖的治療效果和能源成本來說是良性的。激勵脈沖通過身體組織經(jīng)由用于無天線以及無遙測線圈通信的電極進行傳導708。參考圖7B，流程圖描述用于在可植入的裝置中通信的方法710的另一實施例的操作。激勵脈沖在植入的生物激勵器的激勵電極上生成712。通過開啟716激勵脈沖一段在激勵脈沖中的選擇時間部分處選擇的持續(xù)時間，信息可以在生成激勵脈沖上進行編碼714，從而開啟通過激勵電極移動718電流以及開啟部分的定時編碼719信息。參考圖7C，流程圖描述用于在可植入的裝置中使用的通信方法720的實施例。激勵脈沖在植入的生物激勵器的激勵電極上生成722。通過有選擇地改變726連續(xù)激勵脈沖之間的定時，信息在生成激勵脈沖上編碼724。參考圖7D，流程圖描述用于在可植入的裝置中使用的通信方法730的另一實施例。為激勵脈沖生成準備充電732槽路電容器以及在植入的生物激勵器的激勵電極上生成734激勵脈沖。信息在生成的激勵脈沖上編碼736，在脈沖生成之間安排一個或多個窗口的時間738。當使不能槽路電容器時，在具有在植入的生物激勵器中使能742的接收放大器的一個或多個時間窗口期間，可以使不能740槽路電容器的充電，因此通信放大器的操作以及起搏槽路電容器的充電互相排斥。在傳統(tǒng)的可植入的裝置中，通信放大器和傳感放大器兩者連續(xù)地消耗功率，例如不斷地分別從電池中要求大約25微瓦和5微瓦。在此描述的可植入的心臟起搏器的一些實施例中，通信放大器的操作和起搏槽路電容器的充電能夠互相排斥。例如，在起搏脈沖之后，起搏槽路電容器的充電能夠由適當?shù)臅r間窗口暫停例如10毫秒。在窗口期間，能夠使能通信放大器以及準備接收來自外部編程器或者另一可植入的裝置的命令和信息。因此，由通信放大器使用的25微瓦與由充電起搏槽路電容器消耗的25微瓦互相排斥，使能起搏器的總功率消耗下降到39微瓦。結合參考圖8A和圖5，示意流程圖描述用于在心臟起搏系統(tǒng)中通信的方法800的實施例。心臟起搏脈沖由植入的無引線心臟起搏器生成802。通過選擇性地改變806起搏脈沖形態(tài)由植入的無引線心臟起搏器可以編碼804生成的心臟起搏脈沖上的信息，所述起搏脈沖形態(tài)對于起搏脈沖的治療效果和能源成本來說是良性的。心臟起搏脈沖經(jīng)由用于天線更少和遙測線圈更少的通信的電極在身體組織中傳導808。在一些實施例中，在植入的無引線心臟起搏器處，在生成的心臟起搏脈沖上編碼的信息包括起搏器狀態(tài)信息、電池電壓、引線阻抗、傳感心電圖振幅、起搏器電流耗盡、以及程序參數(shù)。圖8B說明在植入無引線心臟起搏器處，通過選擇性改變814起搏脈沖形態(tài)在生成的心臟起搏脈沖上編碼812信息的方法810的實施例，所述起搏脈沖形態(tài)對于起搏脈沖的治療效果和能源成本來說是良性的。在經(jīng)由用于無天線以及無遙測線圈的通信的電極將心臟起搏脈沖傳導819到身體組織中之前，植入的無引線心臟起搏器檢測816自然的心臟去極化以及在自然心臟去極化之后的不應期期間用傳送延遲來抑制818心臟起搏脈沖傳送。在一些實施例中，通過心臟周期期間產(chǎn)生的起搏脈沖和R波的比較模式識別822，生成的心臟起搏脈沖區(qū)別820于心電圖中的自然心臟去極化。具有低功率傳導通信的無引線心臟起搏器的系統(tǒng)使能雙腔起搏、CRT-P、或者其它多腔起搏。公開了具有用于多腔起搏的傳導通信的無引線心臟起搏器的系統(tǒng)的各個實施例，其能夠實施例如心臟再同步治療的雙腔起搏或者三腔起搏。單個無引線心臟起搏器基本上能夠裝入適合于放置在或者附加在心腔內(nèi)部或者外部的密封外殼中。起搏器能夠具有位于外殼內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極，用于傳送起搏脈沖到心腔肌肉以及傳感來自心腔肌肉的電活動，以及用于與至少一個其它的共同植入的無引線心臟起搏器以及可選擇地與身體外的另一裝置雙向通信。外殼能夠包含提供起搏、傳感、以及通信的功率的原電池。外殼還可以包含用于從電極傳感心臟活動、經(jīng)由電極接收來自至少一個其它裝置的信息、生成用于經(jīng)由電極傳送的起搏脈沖、經(jīng)由電極向至少一個其它裝置傳輸信息、監(jiān)控裝置衛(wèi)生、以及以預定方式控制這些操作的電路。與傳統(tǒng)的多腔心臟起搏布置相比，心臟起搏系統(tǒng)包括兩個或多個無引線心臟起搏器以使能改進的性能。在一些實施例中，心臟起搏系統(tǒng)包括用于植入心腔的內(nèi)或者外壁附近的兩個或多個的無引線起搏器，而不需要在植入以及維修過程期間能夠連接或者斷開的脈沖發(fā)生器和電極引線之間的連接，并且不需要引線體。在心臟起搏系統(tǒng)的一些實施例中，植入的無引線心臟起搏器之間以及可選擇地植入的無引線心臟起搏器和身體外部的裝置之間的通信使用經(jīng)由用于起搏的同一電極的傳導通信，而不需要天線或者遙測線圈。一些實施例和/或布置能夠在植入的無引線心臟起搏器以及身體內(nèi)部或者外部的一個或者多個裝置之間實施通信，功率需要量類似于用于心臟起搏的功率需要量，以便使能電池性能的最優(yōu)化。例如，從無引線心臟起搏器的傳輸不增加功率，而接收只增加有限數(shù)量的功率，諸如大約25微瓦。參考圖1C，沒有按比例的實物圖示出心臟起搏系統(tǒng)100的實施例，心臟起搏系統(tǒng)100包括能夠結合用于多腔心臟起搏以及能夠經(jīng)由傳導通信進行通信的多個無引線心臟起搏器102。圖1D是示出無引線心臟起搏器102的實施例的示意方框圖，所述無引線心臟起搏器102可以是心臟起搏系統(tǒng)100的組件。在系統(tǒng)100中，多個無引線心臟起搏器102分別用于與多個心腔104電接觸地植入以及結合用于多腔心臟起搏。單個無引線心臟起搏器102包括配置為傳送心臟起搏脈沖、傳感喚起和/或自然的心臟電信號、以及在無引線心臟起搏器之間雙向通信的兩個或多個無引線電極108。與傳統(tǒng)的雙腔心臟起搏和心臟再同步治療(CRT-P)相比，說明性心臟起搏系統(tǒng)100使得能夠擴展性能。描述的心臟起搏系統(tǒng)100可以用于雙腔、CRT-P、以及其它多腔心臟起搏方案。多個無引線心臟起搏器102的單個起搏器可以包括用于放置在或者附加在心腔104內(nèi)部或者外部的密封外殼110。外殼110近端的兩個或多個無引線電極108可以用于與身體內(nèi)部或者外部的一個或多個其它裝置106進行雙向通信。心臟起搏系統(tǒng)100能夠執(zhí)行多腔心臟起搏，沒有位于病人的胸區(qū)或者腹部的脈沖發(fā)生器、沒有與脈沖發(fā)生器分離的電極引線、沒有通信線圈或者天線、以及不另外需要用于起搏脈沖傳送的通信的電池功率。通過使用至少兩個無引線心臟起搏器102，心臟起搏系統(tǒng)100獲得了改進性能。單個無引線心臟起搏器102基本上能夠裝入適合于放置在或者附加在心腔104內(nèi)部或者外部的密封外殼中。起搏器102具有位于外殼110內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極108，用于傳送起搏脈沖到心腔104的肌肉以及傳感來自心腔104的肌肉的電活動，以及用于與身體內(nèi)的至少一個其它無引線心臟起搏器進行雙向通信，以及可能用于與身體外部的至少一個其它裝置106進行雙向通信。說明性外殼110包含提供起搏、傳感、以及通信的功率的原電池114。描述的外殼110還包含用于從電極傳感心臟活動、從至少一個其它裝置中經(jīng)由電極108接收信息、生成用于經(jīng)由電極108傳輸?shù)钠鸩}沖、經(jīng)由電極108向至少一個其它裝置傳輸信息、可選擇地監(jiān)控裝置衛(wèi)生、以及以預定方式控制這些操作的電路。圖1D描述單個無引線心臟起搏器102以及示出基本上裝入密封外殼110中的起搏器的功能元件。起搏器102具有位于外殼110內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極108，用于傳送起搏脈沖到心腔肌肉以及傳感來自心腔肌肉的電活動，以及用于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置進行雙向通信。密封饋通130、131通過外殼110傳導電極信號。外殼110包含提供起搏、傳感、以及通信的功率的原電池114。外殼110還包含用于傳感來自電極108的心臟活動的電路132、從至少一個其它裝置中經(jīng)由電極108接收信息的電路134、以及用于生成經(jīng)由電極108傳輸?shù)钠鸩}沖以及還用于經(jīng)由電極108向至少一個其它裝置傳輸信息的脈沖發(fā)生器116。外殼110還能夠包含用于監(jiān)控裝置衛(wèi)生的電路，例如電池電流監(jiān)控器136以及電池電壓監(jiān)控器138，以及能夠包含用于以預定方式控制操作的電路112。多個無引線心臟起搏器的單個起搏器102能夠用于經(jīng)由也用于傳送起搏脈沖的電極108進行互相通信以及與非植入的編程器的通信。因此，起搏器102能夠用于無天線以及無遙測線圈的通信。單個起搏器102還可以經(jīng)由具有本質上滿足心臟起搏中消耗的功率的輸出通信功率需要量的通信在多個起搏器之間互相通信以及與非植入的編程器通信。兩個或多個無引線電極108能夠用于在多個無引線心臟起搏器之間雙向通信，以便使用識別在產(chǎn)生消息的單個起搏器處的事件的消息協(xié)調(diào)起搏脈沖傳送。接收消息的一個或者多個起搏器與通過取決于消息源或者位置的消息所指示的一樣起作用。在一些實施例或者情況下，兩個或多個無引線電極108能夠用于在多個無引線心臟起搏器之間雙向通信以及傳輸包括由單個起搏器檢測或者產(chǎn)生的事件的指定代碼的數(shù)據(jù)。單個起搏器能夠用于發(fā)布與發(fā)出起搏器的事件類型和位置相對應的唯一代碼。在輸入通信信道上通信的信息能夠包括但是并不局限于起搏速度、脈沖持續(xù)時間、傳感閾值、以及通常在傳統(tǒng)起搏器外部編程的其它參數(shù)。在輸出通信信道上通信的信息能夠包括但是并不局限于可編程參數(shù)設置、起搏以及傳感事件計數(shù)、電池電壓、電池電流、裝置衛(wèi)生、以及通常由與傳統(tǒng)起搏器一起使用的外部編程器顯示的其它信息。輸出通信信道還可以回波來自輸入信道的信息以便確認正確的編程。此外，在輸入信道上通信的信息還可以包括來自另一無引線心臟起搏器的消息，其表示其它無引線心臟起搏器已經(jīng)傳感心搏或者已經(jīng)傳送起搏脈沖、并且識別其它起搏器的位置。類似地，在輸出信道上通信的信息還可以包括到另一無引線心臟起搏器或者多個起搏器的消息，其中發(fā)出無引線心臟起搏器已經(jīng)傳感心搏或者已經(jīng)在發(fā)出起搏器的位置傳送起搏脈沖。例如，在一些實施例中多個無引線心臟起搏器的單個起搏器102能夠用于傳送具有根據(jù)起搏器位置分配的代碼的代碼起搏脈沖以及用于經(jīng)由代碼起搏脈沖向一個或多個其它的無引線心臟起搏器傳輸消息，其中代碼識別產(chǎn)生事件的單個起搏器。接收消息的一個或者多個起搏器適合于以取決于事件的類型和位置的預定方式響應消息。在一些實施例中以及在預定情況下，多個無引線心臟起搏器的單個起搏器102能夠用于在傳感心搏之后的自然不應期，經(jīng)由傳感的心搏觸發(fā)的代碼起搏脈沖的生成，與指示在單個起搏器位置傳感心搏的事件的一個或多個其它植入的起搏器通信。例如通過在制造時定義起搏器102內(nèi)部的邏輯、通過使用外部編程器編程、等等，多個無引線心臟起搏器102能夠用于共同植入單個病人以及進行多腔起搏。多個無引線心臟起搏器之間的雙向通信能夠用于通信傳感心搏或者傳送起搏脈沖事件以及事件的編碼類型和位置的通知到另一植入的起搏器或者多個起搏器中。接收通信的一個或者多個起搏器解碼信息以及取決于接收起搏器的位置和預定系統(tǒng)功能性而響應。還如圖1D所示，原電池114具有正極端子140和負極端子142。適當?shù)脑姵刂辽倬哂?W-h/cc的能量密度，70微瓦的功率輸出，體積小于1立方厘米，以及使用期大于5年。一個適當?shù)脑姵厥褂檬跈嘟o美國得克薩斯休斯頓的BetaBatt公司、以及在商標DECTMCell下發(fā)展的β電流技術，其中硅晶片俘獲由諸如氚的放射性氣體放射的電子。晶片蝕刻在三維表面上以俘獲更多的電子。電池密封在完全包含氚放射的低能粒子的封閉包中，從放射衛(wèi)生的觀點來看致使電池安全用于長期的人體植入。氚的半衰期為12.3年，因此技術足夠用于滿足大于5年的使用期的設計目標。電流從原電池114的正極端子140流經(jīng)旁路144流向調(diào)節(jié)器電路146以便產(chǎn)生適合于給起搏器102的保留電路系統(tǒng)供電的正電源電壓148。旁路144使能電池電流監(jiān)控器136以提供指示電池電流耗盡以及間接裝置衛(wèi)生的處理器112。說明性電源能夠是諸如β電流轉換器的原電池114，其從放射能中獲取電能。在一些實施例中，電源能夠選擇體積小于大約1立方厘米的原電池114。在說明性實施例中，原電池114能夠選擇為瞬時最多獲得70微瓦，因為更高消耗可以致使電池兩端的電壓崩潰。因此在一個說明性實施例中，圖1D中描述的電路能夠設計成總共最多消耗64微瓦。設計避免使用用于電源的大的濾波電容器或者諸如超級電容器或者可再充電的蓄電池的其它蓄能器來提供超過電池的最大瞬時功率能力的峰值功率，將增加體積和成本的組件。在各個實施例中，系統(tǒng)能夠管理功率消耗以從電池中提取有限的功率，從而降低裝置體積。系統(tǒng)中的每個電路能夠設計成避免大的峰值電流。例如，心臟起搏能夠通過起搏電極給槽路電容器(未示出)放電來完成。槽路電容器的再充電一般由充電泵電路控制。在具體實施例中，節(jié)流充電泵電路以便以來自電池的恒定功率再充電槽路電容器。經(jīng)由長距離射頻(RF)方案通信的可植入系統(tǒng)，例如醫(yī)療植入通信服務(MICS)收發(fā)器，其顯示大約10毫瓦的峰值功率規(guī)范(specification)，以及在不使用附加蓄電器時不能操作其它RF或者感應遙測方案。此外，即使有附加蓄電器，持續(xù)操作將最終使電池兩端的電壓崩潰。參考圖2，示意實物圖示出能夠與心臟起搏系統(tǒng)100中的至少一個其它起搏器一起使用的無引線心臟起搏器102的實施例。無引線心臟起搏器102包括用于放置在或者附加在心腔104的內(nèi)部或者外部上的密封外殼110。兩個或多個電極108鄰接或者鄰近于外殼110。電極108配置為傳送起搏脈沖以及接收來自其它脈沖發(fā)生器106的觸發(fā)信號。電極108還可以傳感來自心腔肌肉的電活動。此外，電極108適合于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置雙向通信。例如，無引線起搏器102能夠配置為經(jīng)由用來傳送起搏脈沖的同一電極108與非植入的編程器或者一個或多個植入的脈沖發(fā)生器通信。說明性無引線起搏器102適合于無天線以及無遙測線圈的通信。經(jīng)由除心臟起搏的功率需要量之外不增加功率需要量的通信，用于通信的電極108的使用使能無引線起搏器102與非植入的編程器或者一個或多個植入的脈沖發(fā)生器通信。例如，從無引線心臟起搏器102的傳輸不增加功率，而接收大約增加25微瓦。說明性示例避免在搏動至搏動的基礎上使用射頻(RF)通信來向遠距離電極發(fā)出起搏指令，以便引起遠距離電極放射起搏脈沖。RF通信包含遠距離電極中天線和調(diào)制/解調(diào)單元的使用，其有效地增加植入尺寸。還有，在搏動至搏動的基礎上起搏指令的通信增加主體和遠距離電極的功率需要量。相反，說明性系統(tǒng)和激勵器并不要求與任一控制主體的搏動至搏動通信。說明性無引線起搏器102包括能夠提供操作和脈沖生成的所有能量的內(nèi)部功率源。相反，一些傳統(tǒng)的植入的脈沖發(fā)生器具有通過RF感應技術從能源接收一些或者所有能量的遠距離的起搏電極，在有效增加尺寸的遠距離電極上使用大的環(huán)形天線的能量傳遞方案。另外，使用RF感應技術的能量傳遞效率很低并且與能源的電池尺寸的有效增加相關聯(lián)。相反，說明性無引線起搏器102使用內(nèi)部電池以及不要求能從外部源中提取的能量。還有在傳統(tǒng)系統(tǒng)中，在使用特定遠距離起搏電極的身份存儲在能源存儲器中的編址方案的配置中，能源通過RF通信從遠距離電極接收傳感信息以及在搏動至搏動的基礎上向電極發(fā)出起搏指令。在植入時和/或在傳感期間，應歸于從/到一般起搏電極傳輸識別數(shù)的開銷，傳統(tǒng)方法也可以是效率低的。說明性無引線起搏器102通過脈沖生成功能性獨立于單個可植入身體的結構避免這樣的開銷。另一傳統(tǒng)技術使用可編址遠距離電極的系統(tǒng)，其激勵身體組織而不要求主體發(fā)送單個激勵的命令。遠距離電極指定為適合于注射而不是心內(nèi)膜植入的尺寸和形狀?？刂破髂軌蛟O置操作參數(shù)以及通過可編址通信向遠距離電極發(fā)送參數(shù)，使能相對自律的遠距離電極功能，同時引起控制器操作的一些開銷。然而，遠距離電極不傳感或者監(jiān)控心臟信息以及依賴主體提供傳感功能性。相反，說明性無引線起搏器102結合單個可植入身體中固有的心臟活動的起搏和傳感。在一些實施例中，一個無引線心臟起搏器102中的控制器112能夠存取電極108上的信號以及能夠檢查來自另一起搏器的、用作確定觸發(fā)信息有效性的簽字的輸出脈沖持續(xù)時間，以及對于在預定限制內(nèi)到達的簽字，在零毫秒或以上的預定延遲之后激活起搏脈沖的傳送。預定延遲能夠在制造時預先設置、經(jīng)由外部編程器編程、或者通過自適應監(jiān)控確定，以促進識別觸發(fā)信號以及區(qū)別觸發(fā)信號與噪音。在一些實施例中或者在一些情況下，控制器112能夠檢查來自另一無引線心臟起搏器的、用作確定觸發(fā)信息有效性的簽字的輸出脈沖波形，以及對于在預定限制內(nèi)到達的簽字，在零毫秒或以上的預定延遲之后激活起搏脈沖的傳送。說明性無引線起搏器102具有使能固定到組織上的一個或多個結構，例如縫合孔224、225或者螺旋管226。固定結構在能夠存取心臟的外表面的過程中使能無引線起搏器102直接以及用繃帶植入心肌中。還如圖2所示，示出在外殼末端具有環(huán)形電極108的圓柱形密封外殼110。在說明性實施例中，外殼110能夠由提供電極之間的絕緣的礬土陶瓷組成。電極108存放在陶器上，其是鉑或者鉑銥。有多種技術和結構能夠用于將外殼110附加到心腔肌肉104的內(nèi)或者外壁上。螺旋管226和槽228使能裝置通過導向導管插入心臟內(nèi)或者心外膜。螺絲起子探針可用于旋轉外殼110以及強迫螺旋管226進入肌肉104，因此固定與激勵性組織接觸的電極108A。電極108B充當傳感和起搏的惰性電極。如在傳統(tǒng)起搏電極引線中眾所周知的，為了最小化纖維化反應，為了電絕緣可以涂在螺旋管226上，以及在螺旋管附近可以包括激素釋放矩陣。在其它結構中，在心臟外表面暴露的過程期間，縫合孔224和225可用于用繃帶直接固定裝置到心肌上。與傳統(tǒng)的心臟電極引線一起使用的、包括用于抓住心室、心房、或者冠狀竇內(nèi)部的小葉的尖端或者倒鉤的其它接頭結構還可以用于與說明性接頭結構連接或者代替說明性接頭結構。參考圖3，實物圖示出可用于具有至少一個其它起搏器的心臟起搏系統(tǒng)100中的單個無引線心臟起搏器102的另一實施例。無引線心臟起搏器102包括具有環(huán)形電極108A和第二電極108B的圓柱形金屬外殼310。外殼310能夠由鈦或者不銹鋼構成。電極108A能夠使用鉑或者鉑銥絲以及陶瓷或者玻璃反饋通過(feed–thru)構造以便提供與金屬外殼的電絕緣。除電極108B描述的區(qū)域外，能夠用諸如醫(yī)用聚硅酮或者聚氨酯的生物相容的聚合體涂在外殼上。電極108A和108B之間的距離大約為1cm以便使傳感振幅和起搏閾值最優(yōu)化。螺旋管226和槽228能夠用于通過導向導管將裝置插入心臟內(nèi)或者心外膜。另外，用聚硅酮制造的縫合套筒302和303可用于用繃帶直接將裝置固定到心肌上，例如心外膜或者其它應用。參考圖4，示出用于傳統(tǒng)起搏器的一般的輸出脈沖波形。近似指數(shù)衰減應歸于起搏器中通過由電極和引線給出的近似電阻性負載的電容器的放電。發(fā)生器輸出一般是耦合到一個電極的電容器以確保凈電荷平衡。脈沖持續(xù)時間用T0表示，一般是500微秒。當在心臟起搏系統(tǒng)100中，描述的無引線起搏器102結合至少一個其它起搏器或者其它脈沖發(fā)生器使用并且生成起搏脈沖但是沒有可選擇地發(fā)送通信的數(shù)據(jù)時，無引線起搏器102的起搏波形還可以類似于圖4中示出的傳統(tǒng)起搏脈沖。參考圖5，時間波形圖描述適合于通信的輸出起搏脈沖波形的實施例。在可選擇地發(fā)送用于通信的數(shù)據(jù)以及還傳送起搏脈沖的期間，起搏器102使用用于兩者功能的同一脈沖發(fā)生器116和電極108，示出說明性無引線起搏器102的輸出脈沖波形。圖5示出脈沖發(fā)生器102將輸出脈沖劃分為更短脈沖501、502、503、504；由標記505、506、和507分開。脈沖發(fā)生器102安排標記505、506、和507落在分別由508、509、和511指定的W1、W2、和W4的定時窗口中的時間。注意，在510指定的定時窗口W3中，起搏器102不形成標記。每個定時窗口分別由時間T1，其在該示例中近似為100微秒示出。如由處理器112控制所示，在每個定時窗口508、509、510、以及511中，脈沖發(fā)生器116有選擇地生成或者不生成標記，因此裝置102以起搏脈沖的形式編碼四位信息。具有更多定時窗口的類似的方案能夠每個起搏脈沖發(fā)送更多或者更少位。標記的寬度小，例如近似為15微秒，因此在起搏脈沖中傳送充電和總脈沖寬度，特定地更短脈沖的總寬度，基本上與圖4中示出的相同。因此，根據(jù)在電激勵領域眾所周知的Lapique規(guī)律，圖5中示出脈沖的起搏效率與圖4中示出的近似相同。在無引線心臟起搏器102中，當檢測到來自其它植入的裝置的起搏脈沖上攜帶的信息時，技術可用于保藏功率。無引線心臟起搏器102能夠具有接收或者傳感放大器132上的多個增益設置，例如使用正常操作的低增益設置。低增益設置對于準確地解碼起搏脈沖上的開啟信息是不夠敏感的，但是能夠檢測起搏脈沖是否存在。如果在低增益操作期間檢測到起搏脈沖的邊緣，則放大器132能夠很快地切換到高增益設置，使能將要準確地檢測以及解碼的詳細的編碼數(shù)據(jù)。一旦起搏脈沖結束，接收放大器132就能夠設置回低增益。在說明性技術中，有用的情況是當調(diào)用時接收放大器132很快地轉入更準確的高增益。為了允許轉到發(fā)生的最大量時間，編碼數(shù)據(jù)能夠放置在起搏脈沖的結尾。如另一或者除使用激勵脈沖中的標記之外，脈沖能夠隨改變空閑時間，特定地沒有激勵出現(xiàn)期間的脈沖之間的時間而生成?？臻e時間的變化小，例如總共小于10毫秒，以及能夠基于特定脈沖空閑時間與基于要求的心臟速度的預編程空閑時間之差而給予信息。例如，裝置能夠通過定義以預編程空閑時間為中心的16空閑時間給予每個脈沖四位信息。圖6是示出并入改變空閑時間方案的采樣脈沖發(fā)生器輸出的圖。在圖中，時間Tp表示預編程脈沖定時。時間Td是與脈沖發(fā)生器發(fā)出的數(shù)據(jù)的單個位分辯率相關聯(lián)的時間增量。在用Tp表示的時刻給出傳輸?shù)奶囟〝?shù)據(jù)元件之前或者之后，Td時間量增加。脈沖發(fā)生器的通信的接收器具有時間Tp的前進信息。通信方案主要應用于時間Tp不基于檢測的搏動而動態(tài)變化或者改變的超速激勵起搏。心臟起搏器的正確功能性的方面是保持指定的最小內(nèi)部電源電壓。當起搏槽路電容器充電發(fā)生時，電源電壓從預充電級別下降，當電池接近壽命終止情況以及電流獲得能力降低時下降變得更有效。因此，在一些實施方式中無引線心臟起搏器102能夠用于當電源電壓降低到指定級別以下時，停止給起搏槽路電容器充電。因此，處理器112能夠配置為控制槽路電容器的再充電，因此當電池末端電壓降到預定值之下時再充電是不連續(xù)的，確保給無引線心臟起搏器電路系統(tǒng)供電的足夠電壓。當充電停止時，電源電壓恢復到充電開始之前的值。在其它實施方式中，能夠降低充電電流以防止電源電壓降低到指定級別以下，因為更低的充電電流導致起搏槽到達要求的電壓級別的時間較長，在確保相同起搏速度或者起搏脈沖振幅方面可能產(chǎn)生困難。圖5描述以起搏脈沖中的標記的形式編碼信息的技術。圖6示出通過調(diào)制起搏脈沖之間的空閑時間傳達信息的技術。另外或者除兩個說明性代碼方案之外，全部起搏脈沖寬度可用于給予信息。例如，起搏的心房搏動可能顯示500微秒的脈沖寬度以及固有的心房收縮能夠通過降低30微秒的脈沖寬度識別。信息能夠通過絕對起搏脈沖寬度或者脈沖寬度的相對位移編碼。起搏脈沖寬度的變化相對較小，并且不會影響起搏的效率。在一些實施例中，起搏器102能夠使用無引線電極108來在多個無引線心臟起搏器之間進行雙向通信并且傳輸包括通過單個起搏器檢測或者產(chǎn)生的事件的指定代碼的數(shù)據(jù)，其中代碼使用起搏脈沖寬度編碼信息。傳輸數(shù)據(jù)的說明性方案不會有效地增加起搏器的電流消耗。例如，起搏器能夠在回路中連續(xù)地傳輸數(shù)據(jù)，消耗量不會增大。傳輸數(shù)據(jù)的說明性方案使能分配指定代碼給無引線心臟起搏器檢測或者引起的事件，諸如在傳感事件的起搏器位置傳感心搏或者傳送起搏脈沖。或者在制造時或者用如上所述的外部編程器，系統(tǒng)100中的單個無引線心臟起搏器102能夠用于發(fā)布與無引線心臟起搏器的事件類型和位置相對應的唯一代碼。通過傳送具有根據(jù)起搏器位置分配的代碼的代碼起搏脈沖，無引線心臟起搏器能夠傳輸消息給植入同一病人中的任一以及所有其它的無引線心臟起搏器，其中代碼表示事件的源。與以接收脈沖形式編代碼的事件的類型和位置有關，每個其它的無引線心臟起搏器能夠以在內(nèi)部處理器112中編碼的預定方式適當?shù)仄鹱饔糜趥鬟_信息。因此在產(chǎn)生起搏器的位置，通過生成由傳感的事件觸發(fā)的代碼，無引線心臟起搏器102能夠通信傳感的心搏的事件到任一以及所有其它的共同植入的無引線心臟起搏器。觸發(fā)的起搏在心搏之后的自然的不應期中出現(xiàn)，因此不影響無引線心臟起搏器所位于的腔。再次參考圖1D，用于經(jīng)由電極108接收通信的電路132或者從其它植入的脈沖發(fā)生器106或者從體外的編程器中接收所述的觸發(fā)信息以及還可以可選擇地接收其它通信信息。該其它通信可以用圖5所述的脈沖定位方案編代碼或者可以是優(yōu)選地從10kHz到100kHz的脈沖調(diào)制或者調(diào)頻載波信號。調(diào)制載波的說明性方案不僅應用于多個植入的起搏器之間的相互通信，而且應用于與外部編程器、或者在一些結構中與共同植入的ICD的通信。另外說明性無引線起搏器102能夠經(jīng)由脈沖調(diào)制或者調(diào)頻載波信號，而不是經(jīng)由其它脈沖發(fā)生器106的起搏脈沖，從植入身體內(nèi)的其它脈沖發(fā)生器106接收觸發(fā)信息。關于無引線心臟起搏器102中的操作功率需要量，為了分析，5伏特以及持續(xù)時間500微秒的5毫安振幅以及周期500毫秒的起搏脈沖的功率需要量為25微瓦。在無引線起搏器102的示例實施例中，處理器112一般包括計時器，其具有近似10毫秒周期的緩慢時鐘以及近似1毫秒周期的指令執(zhí)行時鐘。響應計時器、通信放大器134、或者心臟傳感放大器132發(fā)生的事件，處理器112一般僅僅簡單操作指令執(zhí)行時鐘。在其它計時器處，僅僅緩慢時鐘和計時器操作，因此處理器112的功率需要量最多為5微瓦。對于操作上述緩慢時鐘的起搏器，即使對于商業(yè)上可得到的小功率微處理器，瞬時功率消耗規(guī)范將超過電池功率能力以及將要求通過電池的附加濾波電容器以防止電池電壓降到操作電路所必需的電壓以下。濾波電容器將增加可避免的成本、體積、以及潛在地降低可靠性。例如，即使處理器僅僅操作5毫秒，僅僅消耗100微安的微處理器也要求5微法的濾波電容器來維持小于0.1伏特的電壓降。為了避免這樣的濾波電容器的必要性，處理器的說明性實施例能夠以較低頻率時鐘操作來避免高瞬時功率消耗，或者處理器能夠使用專用硬件狀態(tài)機來實施以便提供低瞬時峰值功率規(guī)范。在起搏器102中，心臟傳感放大器操作的功率消耗最多為5微瓦。在一些實施例中，以在可植入的裝置中使用的適當頻率，例如近似100kHz操作的通信放大器的功率消耗最多為25微瓦。每個電池安培計136以及電池伏特計138以最多1微瓦的功率消耗操作。脈沖發(fā)生器116一般包括功率消耗最多2微瓦的獨立的速度限制器。在傳統(tǒng)的可植入的裝置中，通信放大器和傳感放大器兩者連續(xù)地消耗功率，例如不斷地分別從電池中要求大約25微瓦和5微瓦。在此描述的可植入的生物激勵器的一些實施例中，通信放大器的操作和起搏槽路電容器的充電能夠互相排斥。例如，在起搏脈沖之后，起搏槽路電容器的充電能夠由適當?shù)臅r間窗口暫停例如10毫秒。在該窗口期間，能夠使能通信放大器以及準備從外部編程器或者另一可植入的裝置接收命令和信息。因此，由通信放大器使用的25微瓦與由充電起搏槽路電容器消耗的25微瓦互相排斥，使能生物激勵器的總功率消耗下降到39微瓦。因此起搏器的總功率消耗是64微瓦，小于公開的70微瓦的電池輸出。說明性心臟起搏系統(tǒng)100以及心臟起搏器102獲得的改進是很顯然的。說明性心臟起搏系統(tǒng)100使能以起搏脈沖的形式編碼輸出通信，因此輸出通信以及起搏的總功率消耗不超過單獨起搏的功率消耗。因此，因為輸出通信使用已經(jīng)用于產(chǎn)生起搏脈沖的同一功率，所以輸出通信的功率消耗實際上為零。說明性心臟起搏器102能夠具有傳統(tǒng)起搏器中最多消耗25微瓦的傳感以及處理電路系統(tǒng)。描述的無引線心臟起搏器102能夠具有最多消耗25微瓦的、用于接收通信的輸入通信放大器。此外，心臟起搏器102能夠具有原電池，例如，在例如小于一立方厘米的適當緊湊的體積中產(chǎn)生例如100微瓦的足夠功率的β電流原電池。另外，無引線心臟起搏器102能夠具有顯示至少3W-h/cc能量密度的原電池。在心臟起搏系統(tǒng)100的說明性應用中，多個無引線心臟起搏器102能夠共同植入單個病人中以便提供用于雙腔起搏、CRT-P、或者任一其它多腔起搏應用的系統(tǒng)。系統(tǒng)中的每個無引線心臟起搏器能夠使用說明性通信結構來通信在傳感或者傳送的位置傳感心搏或者傳送起搏脈沖的事件，而通信代碼能夠分配給每個事件類型和位置結合。每個無引線心臟起搏器能夠接收傳輸信息，而信息的代碼能夠表示起搏或者傳感事件已經(jīng)在另一位置發(fā)生并且指示事件的位置。取決于接收起搏器的位置以及系統(tǒng)要求的功能，接收無引線心臟起搏器的處理器112能夠解碼信息以及適當?shù)仨憫?。圖9和10是分別說明心房和右心室無引線心臟起搏器中的說明性結合控制操作的應用的狀態(tài)圖，以便當共同植入時實施簡單的雙腔起搏系統(tǒng)。圖11是說明包含形成CRT-P系統(tǒng)的左心室無引線心臟起搏器的狀態(tài)圖。在各個實施例中，每個無引線心臟起搏器還可能編碼除起搏或者傳感事件的標志之外的指定共同植入的無引線心臟起搏器的其它信息。為了說明清楚，分別在圖9、10、以及11中描述的心房、右心室、以及左心室無引線心臟起搏器僅僅示出每個起搏器的基本功能。諸如不應期、反饋模式切換、防止起搏器介入性心動過速的算法、等等的其它功能能夠結合增加到無引線心臟起搏器以及系統(tǒng)中。還為了清楚，在此沒有示出而在其它地方示出與外部編程器通信的功能。參考圖9，機械狀態(tài)表示示出植入心房心肌附近的無引線心臟起搏器的操作。如上所述，無引線心臟起搏器能夠用于或者在制造時或者由外部編程器在具體位置和系統(tǒng)中操作。類似地，多個起搏器系統(tǒng)的所有的單個起搏器能夠用于在制造時和/或在通過外部編程器編程時在具體位置和具體功能性中操作，其中“配置”意指定義諸如由無引線心臟起搏器使用的狀態(tài)機和脈沖代碼的邏輯。在心臟起搏系統(tǒng)中，多個無引線心臟起搏器能夠包括電接觸地植入心房心腔中的心房無引線心臟起搏器。心房無引線心臟起搏器能夠被配置或者編程，以便與一個或多個其它起搏器結合執(zhí)行多個控制操作900。在等待狀態(tài)902，心房無引線心臟起搏器等待多個事件中最早發(fā)生的事件，所述多個事件包括傳感心房心搏904、在心室無引線心臟起搏器處編碼標志心搏906的起搏脈沖的至少兩個無引線電極上傳感的事件的通信、或者局部地安排顯示為逸搏間期超時908的心房無引線心臟起搏器中的時間的間期的超時。心房起搏器通過生成910給已經(jīng)發(fā)生心房心搏的一個或多個其它起搏器發(fā)信號的心房起搏脈沖響應傳感心房心搏904，用表示心房位置和傳感事件類型的代碼編碼心房起搏脈沖。心房起搏脈沖能夠使用圖5中示出的技術用表示心房中的位置的唯一代碼編碼。在起搏心房之后，心房心臟起搏器安排912預定房－房(AA)逸搏間期的時間。因此，心房無引線心臟起搏器重新開始安排912預定逸搏間期，稱作AA(房－房)逸搏間期的時間，如果沒有其它事件介入，則其是直到下一心房起搏脈沖的時間。然后心房無引線心臟起搏器重新進入等待狀態(tài)902。心房起搏器還通過傳送心房起搏脈沖910響應首先發(fā)生逸搏間期908的超時，用編碼心房心搏事件的起搏類型和心房位置的心房起搏脈沖使心房心搏。當心房逸搏間期超時時，顯示為轉換908，心房無引線心臟起搏器傳送心房起搏脈沖。因為在逸搏間期的持續(xù)時間期間沒有其它心房心搏發(fā)生，所以心房起搏脈沖不會落入心房的自然不應期中，因此有效地起搏心房，使心房心搏。以圖5中示出的方式編代碼的心房起搏脈沖也向已經(jīng)發(fā)生心房心搏的任一以及所有其它的共同植入的無引線心臟起搏器發(fā)信號。如果對于更復雜系統(tǒng)增強功能性，則與用于表示在逸搏間期末端的心房起搏的代碼相比，心房無引線心臟起搏器能夠使用不同的代碼來表示由心房傳感事件觸發(fā)的同步起搏。然而，在圖9和10中示出簡單示例中，同一代碼能夠用于所有心房起搏脈沖。事實上，因為每個無引線心臟起搏器能夠斷定沒有局部生成的任一檢測的起搏脈沖必定隨其它共同植入的無引線心臟起搏器發(fā)生，所以對于圖9和10中描述的簡單的雙腔起搏系統(tǒng)可以省略編碼。在生成心房起搏脈沖910之后，心房無引線心臟起搏器開始在作用912時安排心房(AA)逸搏間期的時間，然后回到等待狀態(tài)902。心房無引線心臟起搏器還能夠響應另一起搏器操作。心房起搏器能夠檢測906從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號。心房起搏器能夠檢查自最近心房心搏以來房－房(AA)逸搏時間間期的過去量并且確定914從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。因此，如果心房無引線心臟起搏器檢測到從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號，顯示為傳感的心室起搏906，則心房裝置在判斷點914檢查自最近的心房心搏以來逸搏間期的過去量以確定心室事件是否“過早”，其意指生理上與最后心房心搏相關聯(lián)的太遲而關于下一心房心搏實際上過早。沒有916過早信號時，心房起搏器等待902不影響心房起搏的事件。相反如果信號過早918，則起搏器重新開始920短于房－房(AA)逸搏間期的、以及表示從竇性心律的心室搏動到下一心房搏動的一般時間的室－房(VA)逸搏間期，特定地為心房間期減去房－室傳導的時間。在開始920VA間期之后，心房無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)902，從而室性早搏能夠說成“再循環(huán)”心房起搏器。起搏器通過傳送心房起搏脈沖910響應房－房(AA)逸搏間期908的超時，使心房心搏。心房起搏脈沖編碼心房心搏事件的起搏類型和心房位置。當存在過早信號時，心房無引線心臟起搏器還能夠用于在再循環(huán)之后安排延長心室后心房不應期(PVARP)的時間，從而防止起搏器介入性心動過速(PMT)。另外，如果在判斷點914評價的接收的心室起搏信號沒有過早，則心房無引線心臟起搏器跟著轉換916以及重新進入等待狀態(tài)902而沒有再循環(huán)，因此對下一心房起搏脈沖的定時沒有任何影響。參考圖10，機械狀態(tài)表示描述植入右心室心肌附近的無引線心臟起搏器的操作。無引線心臟起搏器能夠用于或者在制造時或者通過外部編程器在具體位置以及系統(tǒng)中操作。包括多個無引線心臟起搏器的系統(tǒng)能夠包括電接觸地植入右心室心腔中的右心室無引線心臟起搏器。右心室無引線心臟起搏器能夠用于與其它起搏器結合執(zhí)行用于協(xié)調(diào)起搏的動作1000。右心室無引線心臟起搏器等待1002多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括傳感右心室心搏1004、在心房無引線心臟起搏器處標志心搏的起搏脈沖1006的傳感通信、以及逸搏間期的超時1008。通常，起搏脈沖1006的傳感通信能夠是在另一共同植入的無引線心臟起搏器產(chǎn)生的事件的任一適當?shù)膫鞲型ㄐ?，在說明性實施例中標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖顯示為傳感心房起搏。逸搏間期超時1008能夠是局部安排右心室無引線心臟起搏器的時間的間期的任一適當?shù)某瑫r。右心室無引線心臟起搏器通過生成1010給已經(jīng)發(fā)生右心室心搏的多個心臟起搏器的至少一個其它起搏器發(fā)信號的右心室起搏脈沖響應傳感的右心室心搏1004。因此，當傳感右心室心搏發(fā)生1004時，右心室無引線心臟起搏器生成1010右心室起搏脈沖，其不起搏心臟而是向已經(jīng)發(fā)生右心室心搏的另一無引線心臟起搏器或者多個起搏器發(fā)信號。右心室起搏脈沖能夠用表示右心室位置和傳感事件類型的代碼編碼。右心室起搏脈沖以圖5中示出的方式用表示在右心室中的位置的唯一代碼編代碼。當右心室起搏脈沖生成1010時，右心室無引線心臟起搏器就能夠安排1012預定右心室到右心室(VV)逸搏間期的時間。右心室無引線心臟起搏器重新開始1012安排預定逸搏間期，稱作VV(右心室到右心室)逸搏間期的時間，如果沒有其它事件介入，則其是直到下一右心室起搏脈沖的時間。在包括房－室(AV)延遲、室－室(VV)延遲、或者心室傳感事件的各個事件之后的傳送心室起搏脈沖之后，VV逸搏間期開始。右心室無引線心臟起搏器還能夠用于設置長于預定房－房(AA)逸搏間期的室－室(VV)逸搏間期，以便萬一來自共同植入的心房無引線心臟起搏器的觸發(fā)信號失效時以與VV逸搏間期相對應的低速度使能后備心室起搏。典型地，VV(右)逸搏間期比圖9中描述的AA間期長，使得萬一共同植入的心房無引線心臟起搏器失效時系統(tǒng)支持相對低的速度的后備心室起搏。在系統(tǒng)的正常操作中，VV間期的超時從不出現(xiàn)。然后右心室無引線心臟起搏器重新進入等待狀態(tài)1002。右心室無引線心臟起搏器能夠通過傳送1010右心室起搏脈沖響應首先發(fā)生逸搏間期的超時1008，引起右心室心搏。右心室起搏脈沖能夠編碼包括右心室心搏事件的起搏類型和右心室位置的信息。當右心室逸搏間期超時1008時，右心室無引線心臟起搏器傳送1010右心室起搏脈沖。因為在VV逸搏間期的持續(xù)時間期間沒有其它的右心室心搏發(fā)生，所以起搏脈沖1010不會落入心室的自然不應期中，因此應該有效地起搏心室，使心室心搏。以圖5中示出的方式編代碼的右心室起搏脈沖也向已經(jīng)發(fā)生右心室心搏的任一以及所有其它的共同植入的無引線心臟起搏器發(fā)信號。如果對更復雜的系統(tǒng)的功能有用，則與用于表示VV逸搏間期末端的代碼相比，右心室無引線心臟起搏器能夠使用不同的代碼來表示由右心室傳感事件觸發(fā)的同步起搏。然而，在圖9和10中示出的簡單示例中，同一代碼能夠用于所有的右心室起搏脈沖。事實上，對于圖9和10中描述的簡單的雙腔起搏系統(tǒng)，因為每個無引線心臟起搏器能夠斷定沒有在起搏器局部生成的任一檢測的起搏脈沖隨其它共同植入的無引線心臟起搏器發(fā)生，所以可以省略代碼。在生成1010右心室起搏脈沖之后，右心室無引線心臟起搏器開始安排1012右心室逸搏間期VV的時間，然后回到等待狀態(tài)1002。右心室無引線心臟起搏器還能夠用于檢測1006從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號。右心室無引線心臟起搏器檢查從最近右心室心搏以來室－室(VV)逸搏間期的過去量以及確定1014從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。如果太早觸發(fā)房－室延遲來產(chǎn)生右心室心搏，則定義心房事件為過早。當存在1016過早信號時，右心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1002，不再有進一步的動作。因此，過早心房搏動不影響心室起搏。沒有過早信號1018時，右心室無引線心臟起搏器開始1020表示從竇性心律的心房搏動到右心室搏動的一般時間的右心房到右心室(AV)逸搏間期。在開始1020AV間期之后，右心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1002，因此在生理上延遲之后，非過早心房搏動能夠“觸發(fā)”右心室起搏器。右心室無引線心臟起搏器也通過傳送1010右心室起搏脈沖響應任一VV逸搏間期和AV逸搏間期1008的超時，引起右心室心搏。右心室起搏脈沖編碼右心室心搏事件的起搏類型和右心室位置。因此，圖9和10中描述的共同植入的心房和右心室無引線心臟起搏器配合形成雙腔起搏系統(tǒng)。參考圖11，機械狀態(tài)表示說明植入左心室心肌附近的無引線心臟起搏器的操作。左心室心臟起搏器可與包括圖9和10中分別描述的心房無引線心臟起搏器和右心室無引線心臟起搏器的雙腔起搏器結合使用，以形成CRT-P系統(tǒng)。無引線心臟起搏器，例如左心室心臟起搏器，能夠用于或者在制造時或者通過外部編程器在具體位置和系統(tǒng)中操作。諸如CRT-P系統(tǒng)的心臟起搏系統(tǒng)能夠包括多個無引線心臟起搏器，其包括與左心室心腔電接觸地植入的左心室無引線心臟起搏器。左心室無引線心臟起搏器能夠執(zhí)行說明性起搏方法1100的操作。在等待狀態(tài)1102，左心室心臟起搏器在左心室無引線心臟起搏器處等待1102多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的傳感通信1104以及左心室逸搏間期的超時1106。通常，傳感通信1104能夠是在另一共同植入的無引線心臟起搏器處產(chǎn)生的事件的傳感通信，在說明性實施例中標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖顯示為傳感心房起搏。逸搏間期超時1106能夠是在左心室無引線心臟起搏器中局部地安排時間的間期的超時。在左心室無引線心臟起搏器的等待狀態(tài)1102，操作簡單化并且左心室起搏器不響應左心室心搏。還有，沒有來自心房無引線心臟起搏器的觸發(fā)信號時，左心室心臟起搏器不起搏左心室。左心室心臟起搏器通過傳送1108左心室起搏脈沖響應左心室逸搏間期的超時1106，使左心室心搏。左心室起搏脈沖編碼左心室心搏事件的類型和位置。左心室起搏脈沖能夠以圖5中示出的方式編代碼，以便通信信號到已經(jīng)發(fā)生左心室心搏的任一以及所有其它共同植入的無引線心臟起搏器，雖然在描述的實施例中示出的簡單化CRT-P系統(tǒng)中這樣的編碼是不必要的，因為其它無引線心臟起搏器不對左心室起搏作出反應。在生成1108左心室起搏脈沖之后，左心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1102。左心室無引線心臟起搏器還能夠用于檢測從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號以及檢查自最近左心室心搏以來左心室逸搏間期的過去量。左心室心臟起搏器能夠確定1110從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。如果左心室無引線心臟起搏器檢測到傳感心房起搏，則左心室裝置確定心房事件是否過早，其意指太早觸發(fā)房－室延遲以便產(chǎn)生左心室心搏。當存在過早信號1112時，左心室心臟起搏器恢復為等待狀態(tài)1102并且等待不影響心室起搏的事件，因此過早心房搏動不影響心室起搏。沒有過早信號1114時，左心室心臟起搏器開始1116表示從正常傳導的竇性心律的心房搏動到左心室搏動的一般時間的左心房到左心室(AV)逸搏間期。如描述的實施例所示，AV(左)逸搏間期能夠具有不同于AV(右)逸搏間期的值。在開始1116AV間期之后，左心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1102。因此，在生理上延遲之后非過早心房搏動能夠“觸發(fā)”左心室起搏器。左心室心臟起搏器還通過傳送1108左心室起搏脈沖響應AV逸搏間期的超時1106，使左心室心搏。左心室起搏脈沖編碼左心室心搏事件的起搏類型和左心室位置。在各個實施例中，多個無引線心臟起搏器能夠包括用于隨房－室(AV)延遲操作的右心室無引線心臟起搏器和左心室無引線心臟起搏器，從而左心室起搏脈沖能夠在右心室起搏脈沖之前、之后、或者基本上同時傳送。例如，根據(jù)圖9、10、以及11中示出的狀態(tài)圖起作用的多個共同植入的無引線心臟起搏器能夠支持具有在右心室起搏之前、同時、或者之后傳送的左心室起搏的CRT-P。在各個實施例中，多個共同植入的無引線心臟起搏器能夠用于同步防止快速性心律失常的去極化的多部位起搏。參考圖12A和12B，示意流程圖說明用于操作多腔心臟起搏中的心房無引線心臟起搏器的方法的實施例。圖12A描述用于多腔心臟起搏的方法1200，其包括配置1202用于植入的多個無引線心臟起搏器以及配置1204用于與心房心腔電接觸地植入的多個無引線心臟起搏器的心房無引線心臟起搏器。心房無引線心臟起搏器等待1206多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括傳感心房心搏、在編碼標志心室無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的至少兩個無引線電極上傳感的事件的通信、以及房－房(AA)逸搏間期的超時。心房無引線心臟起搏器通過生成心房起搏脈沖響應1208傳感的心房心搏，所述心房起搏脈沖向已經(jīng)發(fā)生心房心搏的以及編碼具有表示心房位置以及傳感事件類型的代碼的心房起搏脈沖的多個無引線心臟起搏器的至少一個起搏器發(fā)信號。在或者傳感心房心搏或者逸搏間期的超時之后，心房無引線心臟起搏器傳送1210心房起搏脈沖，使心房心搏以及開始1212安排預定長度AA逸搏間期的時間，然后等待1206事件。心房起搏脈沖識別心房心搏事件的起搏類型和/或心房位置。在一些實施例中，心房無引線心臟起搏器能夠編碼心房起搏脈沖，所述心房起搏脈沖識別由具有第一代碼的心房傳感事件觸發(fā)的同步起搏以及在具有不同于第一代碼的第二代碼的AA逸搏間期之后編碼識別心房起搏的心房起搏脈沖。在一些實施例或者情況中，當沒有編碼時心房無引線心臟起搏器能夠傳送心房起搏脈沖，從而對于雙腔心臟起搏，在傳感起搏脈沖的第一心臟起搏器中沒有生成的起搏脈沖必定會在第二心臟起搏器中生成。因此，既不使用識別與起搏脈沖相對應的腔的代碼，也不使用識別脈沖的類型的代碼(是起搏還是傳感)必然是諸如在說明書中公開的雙腔起搏系統(tǒng)的簡單系統(tǒng)。一旦傳送心房起搏脈沖，心房無引線心臟起搏器就能夠安排房－房(AA)逸搏間期的時間。圖12B是示出操作心房無引線心臟起搏器的方法的實施例的另一方面1250的流程圖。心房無引線心臟起搏器檢測1252從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號以及檢查1254自最近心房心搏以來房－房(AA)逸搏間期的過去量，確定1256從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。當沒有過早信號1258時，心房無引線心臟起搏器等待1260不影響心房起搏的事件，回到等待狀態(tài)1206。當存在過早信號1262時，心房無引線心臟起搏器重新開始1264短于房－房(AA)逸搏間期以及表示從竇性心律的心室搏動到下一心房搏動的一般時間的室－房(VA)逸搏間期，然后回到等待狀態(tài)1206。參考圖13A和13B，示意流程圖說明操作多腔心臟起搏中的右心室無引線心臟起搏器的方法的實施例。圖13A描述用于多腔心臟起搏的方法1300，其包括配置1302用于植入的多個無引線心臟起搏器以及配置1304用于電接觸地植入右心室心腔中的多個無引線心臟起搏器的右心室無引線心臟起搏器。右心室無引線心臟起搏器等待1306多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括傳感右心室心搏、標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的傳感通信、以及逸搏間期的超時。右心室無引線心臟起搏器通過生成右心室起搏脈沖響應1308傳感右心室心搏，所述右心室起搏脈沖向已經(jīng)發(fā)生右心室心搏并且用表示右心室位置和傳感事件類型的代碼編碼右心室起搏脈沖的無引線心臟起搏器的至少一個起搏器發(fā)信號。右心室無引線心臟起搏器通過傳送右心室起搏脈沖響應1310首先發(fā)生逸搏間期的超時，引起右心室心搏，用右心室起搏脈沖編碼右心室心搏事件的起搏類型和右心室位置，以及安排1312預定室－室(VV)逸搏間期的時間。在一些實施例中，右心室無引線心臟起搏器能夠編碼識別由具有第一代碼的右心室傳感事件觸發(fā)的同步起搏的右心室起搏脈沖以及編碼在具有不同于第一代碼的第二代碼的室－室(VV)逸搏間期之后識別右心室起搏的右心室起搏脈沖。在一些實施例中，一旦傳送右心室起搏脈沖，右心室無引線心臟起搏器就能夠安排室－室(VV)逸搏間期的時間。圖13B是示出用于操作右心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的另一方面1350的流程圖。右心室無引線心臟起搏器檢測1352從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號，檢查1354自最近右心室心搏以來室－室(VV)逸搏間期的過去量，以及確定1356從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。當存在1358過早信號時，右心室無引線心臟起搏器等待1360不影響心室起搏的事件，回到等待狀態(tài)1306。當沒有1362過早信號時，右心室無引線心臟起搏器開始1364表示從竇性心律的心房搏動到右心室搏動的一般時間的右心房到右心室(AV)逸搏間期，然后回到等待狀態(tài)1306。參考圖14A和14B，示意流程圖說明操作多腔心臟起搏中的左心室無引線心臟起搏器的方法的實施例。圖14A描述用于多腔心臟起搏以及用于用心臟再同步治療(CRT-P)操作的方法1400，所述多腔心臟起搏包括配置1402用于植入的多個無引線心臟起搏器以及配置1404用于與左心室心腔電接觸地植入的多個無引線心臟起搏器的左心室無引線心臟起搏器。左心室心臟起搏器在左心室無引線心臟起搏器等待1406多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的傳感通信以及左心室逸搏間期的超時。左心室心臟起搏器通過傳送左心室起搏脈沖響應1408左心室逸搏間期的超時，使左心室心搏，左心室起搏脈沖編碼左心室心搏事件的類型和位置。在一些實施例中，左心室心臟起搏器能夠配置用于用心臟再同步治療(CRT-P)操作的左心室無引線心臟起搏器。圖14B是示出用于操作左心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的另一方面1450的流程圖。左心室無引線心臟起搏器檢測1452從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號，檢查1454自最近左心室心搏以來左心室逸搏間期的過去量，以及確定1456從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。當存在1458過早信號時，左心室心臟起搏器等待1460不影響心室起搏的事件。當不存在1462過早信號時，左心室心臟起搏器開始1464表示從竇性心律的心房搏動到左心室搏動的一般時間的左心房到左心室(AV)逸搏間期。在說明性心臟起搏系統(tǒng)的一些實施例中，具有低功率傳導通信的一個或多個無引線心臟起搏器能夠執(zhí)行單腔起搏、雙腔起搏、CRT-D、或者其它的起搏，與ICD共同植入，使能功能性擴展超過傳統(tǒng)的皮下ICD可能的或者適合的范圍。無引線心臟起搏器的系統(tǒng)使能連同用于單腔、雙腔、CRT-D、以及其它多腔心臟起搏方案的植入性心律轉復除顫器(ICD)一起的起搏。描述了植入性心律轉復除顫器(ICD)的系統(tǒng)以及一個或多個無引線心臟起搏器的各個實施例。單個無引線心臟起搏器能夠基本上裝入適合于放置在或者附加在心腔內(nèi)部或者外部的密封外殼中。起搏器能夠具有位于外殼內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極，用于傳送起搏脈沖到以及從心腔的肌肉傳感電活動，以及用于與至少一個其它的共同植入的無引線心臟起搏器以及可選擇地與身體外部的另一裝置雙向通信。外殼能夠包含提供用于起搏、傳感、以及通信的功率的原電池。外殼還可以包含用于從電極傳感心臟活動、從至少一個其它裝置經(jīng)由電極接收信息、生成用于經(jīng)由電極傳送的起搏脈沖、經(jīng)由電極向至少一個其它裝置傳送信息、監(jiān)控裝置衛(wèi)生、以及以預定方式控制這些操作的電路。心臟起搏系統(tǒng)包括連同ICD一起的心臟起搏以及能夠補充具有心臟起搏功能的ICD的功能性，擴展超過傳統(tǒng)的ICD起搏布置的功能性的范圍。心臟起搏系統(tǒng)包括適合于執(zhí)行心臟起搏功能的一個或多個無引線心臟起搏器，其具有共同植入的ICD、沒有與無引線心臟起搏器分離的起搏電極引線、在無引線心臟起搏器中沒有通信線圈或者天線、以及不另外需要用于傳輸通信的無引線心臟起搏器中的電池功率。在一些實施例中，心臟起搏系統(tǒng)包括ICD，其具有用于植入心腔內(nèi)或者外壁附近的一個或多個無引線起搏器，在植入以及維修過程期間不需要能夠連接到或者斷開的無引線脈沖發(fā)生器和電極引線之間的連接，以及不需要引線體。在心臟起搏系統(tǒng)的一些實施例中，一個或多個植入的無引線心臟起搏器與其它裝置，包括任一共同植入的無引線心臟起搏器、共同植入的ICD、以及可選擇地身體外部的裝置之間的通信使用經(jīng)由用于起搏的相同電極的傳導通信，不需要天線或者遙測線圈。一些實施例和/或布置能夠在功率需要量類似于心臟起搏的植入的無引線心臟起搏器和其它裝置之間實施通信，以使能電池性能的最優(yōu)化。例如，從無引線心臟起搏器的傳送沒有增加功率而接收增加有限數(shù)量的功率，諸如大約25微瓦。一個或多個心臟起搏器適合于植入人體中。在特定實施例中，一個或多個無引線心臟起搏器能夠與植入性心律轉復除顫器(ICD)共同植入。每個無引線心臟起搏器使用位于起搏器的外殼內(nèi)、上、或者兩厘米內(nèi)的兩個或多個電極，用于在心腔處起搏以及傳感，用于與ICD、可選擇地與至少一個其它無引線心臟起搏器、以及可選擇地與身體外部的至少一個其它裝置雙向通信。參考圖1C，實物圖示出包括具有用于連同植入性心律轉復除顫器(ICD)106一起執(zhí)行心臟起搏的傳導通信的一個或多個無引線心臟起搏器102的心臟起搏系統(tǒng)100的實施例。系統(tǒng)100能夠實施例如用于心臟再同步治療的單腔起搏、雙腔起搏、或者三腔起搏，而不要求到除顫器106的起搏引線連接。說明性心臟起搏系統(tǒng)100包括用于與心腔104電接觸地植入以及用于與共同植入的植入性心律轉復除顫器(ICD)106結合執(zhí)行心臟起搏功能的至少一個無引線心臟起搏器102。一個或多個無引線心臟起搏器102能夠包括用于傳送心臟起搏脈沖、傳感喚起和/或自然的心臟電信號、以及與共同植入的ICD106單向或者雙向通信的至少兩個無引線電極108。無引線心臟起搏器102能夠經(jīng)由還用于傳送起搏脈沖的同一電極108相互通信和/或與非植入的編程器和/或植入的ICD106通信。用于通信的電極108的使用使能用于無天線以及無遙測線圈的通信的一個或多個無引線心臟起搏器102。經(jīng)由具有本質上滿足心臟起搏中的功率消耗的輸出通信功率需要量的通信，無引線心臟起搏器102能夠用于相互通信以及與非植入的編程器通信。在一些實施例中，單個無引線心臟起搏器102能夠包括用于放置在或者附加在心腔104的內(nèi)部或者外部上的密封外殼110以及外殼110近端的以及用于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置106雙向通信的至少兩個無引線電極108。一個或多個無引線電極108能夠用于在多個無引線心臟起搏器和/或植入的ICD之間雙向通信，以便使用識別在單個起搏器處產(chǎn)生消息的事件以及接收由取決于消息源的消息直接起作用的消息的起搏器協(xié)調(diào)起搏脈沖傳送。接收消息的一個或多個起搏器由取決于消息源或者位置的消息直接起作用。在一些實施例或者情況中，兩個或多個無引線電極108能夠用于在一個或多個無引線心臟起搏器102和/或ICD106之間雙向通信并且傳輸包括由單個起搏器檢測或者產(chǎn)生的事件的指定代碼的數(shù)據(jù)。單個起搏器能夠用于發(fā)布與發(fā)出起搏器的事件類型和位置相對應的唯一代碼。在一些實施例中，在無引線心臟起搏器上編碼的信息可用于增強ICD的靈敏度和專一性，諸如，舉例來說，僅僅皮下可植入的除顫器。用作說明地，僅僅皮下除顫器只傳感遠場信號，使得心房信息的提取以及從心室去極化中唯一識別心房去極化困難。當僅僅皮下除顫器與一個或多個無引線心臟起搏器結合使用時，能夠聚集從用于每個無引線起搏器的起搏脈沖中獲得的信息并且將其用于明確地識別心房和心室去極化。無引線心臟起搏器102能夠與植入的ICD106、或者與身體外部的編程器、或者與兩者通信上文列出的信息。例如，在一些實施例中，一個或多個無引線心臟起搏器的單個起搏器102能夠用于傳送具有根據(jù)起搏器位置分配的代碼的代碼起搏脈沖以及用于經(jīng)由代碼起搏脈沖向一個或多個其它的無引線心臟起搏器傳輸消息，其中代碼識別產(chǎn)生事件的單個起搏器。接收消息的一個或者多個起搏器適合于以取決于事件的類型和位置的預定方式響應消息。在一些實施例或者情況中，單個起搏器102能夠傳送具有根據(jù)起搏器位置分配的代碼的代碼起搏脈沖以及用于經(jīng)由代碼起搏脈沖向至少一個無引線心臟起搏器傳輸消息，其中代碼識別產(chǎn)生事件的單個起搏器。單個起搏器還能夠用于在沒有編碼時傳送起搏脈沖，從而用于雙腔心臟起搏，在傳感起搏脈沖的第一心臟起搏器中沒有生成的起搏脈沖必定會在第二心臟起搏器中生成。因此，既不使用識別與起搏脈沖相對應的腔的代碼，也不使用識別脈沖類型(是起搏還是傳感)的代碼必然是諸如在說明書中公開的雙腔起搏系統(tǒng)的簡單系統(tǒng)。此外，在輸入信道上通信的信息還可以包括來自另一無引線心臟起搏器的表示其它無引線心臟起搏器已經(jīng)傳感心搏或者已經(jīng)傳送起搏脈沖、并且識別其它起搏器的位置的消息。類似地，在輸出信道上通信的信息還可以包括到另一無引線心臟起搏器或者多個起搏器、或者到ICD的消息，其中發(fā)出無引線心臟起搏器已經(jīng)傳感心搏或者已經(jīng)在發(fā)出起搏器的位置傳送起搏脈沖。在一些實施例中以及在預定情況下，一個或多個無引線心臟起搏器的單個起搏器102能夠用于在單個起搏器位置，經(jīng)由在傳感心搏之后的自然不應期中傳感的心搏所觸發(fā)的代碼起搏脈沖的生成，與指示傳感心搏事件的一個或多個其它植入的起搏器通信。再次參考圖1C和1D，在各個實施例中，心臟起搏系統(tǒng)100包括用于與心腔104電接觸地植入以及用于與共同植入的植入性心律轉復除顫器(ICD)106結合執(zhí)行心臟起搏功能的至少一個無引線心臟起搏器102。心臟起搏系統(tǒng)100的實施例包括植入性心律轉復除顫器(ICD)106和用于與心腔電接觸的植入以及用于與可植入的ICD106結合執(zhí)行心節(jié)律管理功能的至少一個無引線心臟起搏器102。可植入的ICD106和一個或多個無引線心臟起搏器102用于通過身體組織的信息傳導進行無引線相互通信。在另一實施例中，心臟起搏系統(tǒng)100包括一個或多個無引線心臟起搏器102或者起搏器，配置為與心腔104電接觸地植入以及用于與共同植入的植入性心律轉復除顫器(ICD)106結合執(zhí)行心臟起搏功能。一個或多個無引線心臟起搏器102用于經(jīng)由用來傳送起搏脈沖的兩個或多個電極108互相通信和/或與非植入的編程器和/或植入的ICD106通信。起搏器102用于無天線以及無遙測線圈的通信。在另一實施例中，心臟起搏系統(tǒng)100包括至少一個無引線心臟起搏器102，配置為與心腔104電接觸地植入以及用于與共同植入的植入性心律轉復除顫器(ICD)106結合執(zhí)行心臟起搏功能。一個或多個無引線心臟起搏器102包括用于傳送心臟起搏脈沖、傳感喚起和/或自然的心臟電信號、以及向共同植入的ICD106傳送信息的至少兩個無引線電極108。在另一示例實施例中，心臟起搏系統(tǒng)100包括至少一個無引線心臟起搏器102，用于與心腔104電接觸地植入以及用于與共同植入的植入性心律轉復除顫器(ICD)106結合執(zhí)行心臟起搏功能。一個或多個無引線心臟起搏器102包括用于傳送心臟起搏脈沖、傳感喚起和/或自然的心臟電信號、以及從共同植入的ICD106接收信息的至少兩個無引線電極108。如說明性實施例所示，無引線心臟起搏器102能夠包括用于傳送心臟起搏脈沖、傳感喚起和/或自然的心臟電信號、以及與共同植入的ICD106雙向通信的兩個或多個無引線電極108。無引線心臟起搏器102能夠用于經(jīng)由具有本質上滿足心臟起搏中的功率消耗的通信功率需要量的通信與其它起搏器通信和/或與非植入的編程器通信。例如，無引線心臟起搏器102能夠用于經(jīng)由除心臟起搏消耗的功率之外的傳輸功率需要量可以忽略的通信與其它起搏器以及與非植入的編程器通信。一個或多個無引線心臟起搏器102的單個起搏器能夠用于在具體位置以及在制造和/或在通過外部編程器編程的具體功能中操作。多個無引線心臟起搏器之間的雙向通信能夠用于通信傳感心搏或者傳送起搏脈沖事件以及事件的編碼類型和位置的通知到另一植入的起搏器或者多個起搏器。接收通信的一個或多個起搏器解碼信息以及取決于接收起搏器的位置以及預定系統(tǒng)功能性而響應。在一些實施例中，一個或多個無引線心臟起搏器的單個起搏器102能夠用于響應檢測的快速性心律失常而從配置起搏器102來傳送超速激勵抗心動過速起搏的共同植入的心律轉復除顫器(ICD)106中接收傳導通信。在一些實施例中，一個無引線心臟起搏器102中的控制器112能夠存取電極108上的信號以及能夠檢查來自另一起搏器的、用作確定觸發(fā)信息有效性的簽字的輸出脈沖持續(xù)時間，以及對于在預定限制內(nèi)到達的簽字，在零毫秒或以上的預定延遲之后激活起搏脈沖的傳送。預定延遲能夠在制造時預先設置、經(jīng)由外部編程器編程、或者通過自適應監(jiān)控確定，以促進識別觸發(fā)信號以及區(qū)別觸發(fā)信號與噪音。在一些實施例中或者在一些情況下，控制器112能夠檢查來自另一無引線心臟起搏器的、用作確定觸發(fā)信息有效性的簽字的輸出脈沖波形，以及對于在預定限制內(nèi)到達的簽字，在零毫秒或以上的預定延遲之后激活起搏脈沖的傳送。在心臟起搏系統(tǒng)100的說明性應用中，一個或多個無引線心臟起搏器102能夠與ICD106一起共同植入單個病人中以便提供用于單腔起搏、雙腔起搏、CRT-D、或者任一其它多腔起搏應用的系統(tǒng)。系統(tǒng)中的每個無引線心臟起搏器能夠使用說明性通信結構來在通信在傳感或者傳送的位置傳感心搏或者傳送起搏脈沖的事件，而通信代碼能夠分配給每個事件類型和位置結合。每個無引線心臟起搏器能夠接收傳輸信息，而信息的代碼能夠表示起搏或者傳感事件已經(jīng)在另一位置發(fā)生并且指示事件的位置。取決于接收起搏器的位置以及系統(tǒng)的要求功能，接收無引線心臟起搏器的處理器112能夠解碼信息以及適當?shù)仨憫?。植入的心律轉復除顫器(ICD)106能夠包括箱并且配備有安裝在箱上或者附近的一對電極。ICD106能夠用于使用脈沖調(diào)制或者調(diào)頻載波信號接收和傳輸傳導通信，從而ICD106能夠檢測來自共同植入的無引線心臟起搏器102的通信脈沖以及傳輸編程信息到共同植入的無引線心臟起搏器102。在一些實施例中，植入的心律轉復除顫器(ICD)106用于使用兩個可植入的電極接收傳導通信。圖15和16是分別說明心房和右心室無引線心臟起搏器中的說明性結合控制操作的應用的狀態(tài)圖，當與ICD106共同植入時實施簡單的雙腔起搏系統(tǒng)。圖17是是說明包含左心室無引線心臟起搏器以形成CRT-D系統(tǒng)的狀態(tài)圖。在各個實施例中，除起搏或者傳感事件的標志之外，每個無引線心臟起搏器還廣播指定用于共同植入的無引線心臟起搏器以及共同植入的ICD的其它信息。為了說明清楚，分別在圖15、16、以及17中描述的心房、右心室、以及左心室無引線心臟起搏器僅僅示出每個起搏器的基本功能。諸如不應期、反饋模式切換、防止起搏器介入性心動過速的算法、等等的其它功能能夠結合增加到無引線心臟起搏器以及系統(tǒng)中。還為了清楚，在此沒有示出而在其它地方示出與外部編程器通信的功能。參考圖15，機械狀態(tài)表示示出植入心房心肌附近的無引線心臟起搏器的操作。如上所述，無引線心臟起搏器能夠用于或者在制造時或者由外部編程器在具體位置和系統(tǒng)中操作。類似地，多個起搏器系統(tǒng)的所有的單個起搏器能夠用于在制造時和/或在通過外部編程器編程時在具體位置和具體功能性中操作，其中“配置”意指定義諸如由無引線心臟起搏器使用的狀態(tài)機和脈沖代碼的邏輯。在心臟起搏系統(tǒng)中，多個無引線心臟起搏器能夠包括與心房心腔電接觸地植入的心房無引線心臟起搏器。心房無引線心臟起搏器能夠被配置或者編程，以便與一個或多個其它起搏器結合執(zhí)行多個控制操作1500。在等待狀態(tài)1502，心房無引線心臟起搏器等待多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括傳感心房心搏1504、在心室無引線心臟起搏器處編碼標志心搏1506的起搏脈沖的至少兩個無引線電極上傳感的事件的通信、或者局部地安排顯示為逸搏間期超時1508的心房無引線心臟起搏器中的時間的間期的超時。心房起搏器通過生成1510給已經(jīng)發(fā)生心房心搏的一個或多個其它起搏器以及可選擇地向共同植入的ICD發(fā)信號的心房起搏脈沖響應傳感心房心搏1504，用表示心房位置和傳感事件類型的代碼編碼心房起搏脈沖。心房起搏脈沖能夠使用圖5中示出技術用表示心房中的位置的唯一代碼編碼。在起搏心房之后，心房心臟起搏器安排1512預定房－房(AA)逸搏間期的時間。因此，心房無引線心臟起搏器重新開始安排1512預定逸搏間期，稱作AA(房－房)逸搏間期的時間，如果沒有其它事件介入，則其是直到下一心房起搏脈沖的時間。然后心房無引線心臟起搏器重新進入等待狀態(tài)1502。心房起搏器還通過傳送心房起搏脈沖1510響應首先發(fā)生逸搏間期1508的超時，用編碼心房心搏事件的起搏類型和心房位置的心房起搏脈沖使心房心搏。當心房逸搏間期超時時，顯示為轉換1508，心房無引線心臟起搏器傳送心房起搏脈沖。因為在逸搏間期的持續(xù)時間期間沒有其它心房心搏發(fā)生，所以心房起搏脈沖不會落入心房的自然不應期中，因此應該有效地起搏心房，使心房心搏。以圖5中示出的方式編代碼的心房起搏脈沖也向已經(jīng)發(fā)生心房心搏的任一以及所有其它的共同植入的無引線心臟起搏器以及可選擇地向共同植入的ICD發(fā)信號。如果對于更復雜系統(tǒng)增強功能性，則與用于表示逸搏間期末端的心房起搏的代碼相比，心房無引線心臟起搏器能夠使用不同的代碼來表示由心房傳感事件觸發(fā)的同步起搏。然而，在圖15和16中示出的簡單示例中，同一代碼能夠用于所有心房起搏脈沖。事實上，因為每個無引線心臟起搏器能夠斷定沒有局部生成的任一檢測的起搏脈沖必定伴隨其它共同植入的無引線心臟起搏器發(fā)生，所以對于圖15和16中描述的簡單的雙腔起搏系統(tǒng)可以省略編碼。在生成心房起搏脈沖1510之后，心房無引線心臟起搏器開始在作用1512時安排心房(AA)逸搏間期的時間，然后回到等待狀態(tài)1502。心房無引線心臟起搏器還能夠響應另一起搏器操作。心房起搏器能夠檢測1506從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號。心房起搏器能夠檢查自最近心房心搏以來房－房(AA)逸搏時間間期的過去量并且確定1514從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。因此，如果心房無引線心臟起搏器檢測到從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號，顯示為傳感的心室起搏1506，則心房裝置在判斷點1514檢查自最近的心房心搏以來逸搏間期的過去量以確定心室事件是否“過早”，其意指生理上與最后的心房心搏相關聯(lián)的太遲以及關于下一心房心搏實際上過早。沒有1516過早信號時，心房起搏器等待1502不影響心房起搏的事件。相反如果信號過早1518，則起搏器重新開始1520短于房－房(AA)逸搏間期的、以及表示從竇性心律的心室搏動到下一心房搏動的一般時間的室－房(VA)逸搏間期，特定地為心房間期減去房－室傳導時間。在開始1520VA間期之后，心房無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1502，從而室性早搏能夠說成“再循環(huán)”心房起搏器。起搏器通過傳送心房起搏脈沖1510響應房－房(AA)逸搏間期1508的超時，使心房心搏。心房起搏脈沖編碼心房心搏事件的起搏類型和心房位置。當存在過早信號時，心房無引線心臟起搏器還能夠用于在再循環(huán)之后安排延長心室后心房不應期(PVARP)的時間，從而防止起搏器介入性心動過速(PMT)。另外，如果在判斷點1514評價的接收的心室起搏信號沒有過早，則心房無引線心臟起搏器跟著轉換1516以及重新進入等待狀態(tài)1502而沒有再循環(huán)，因此對下一心房起搏脈沖的定時沒有任何影響。參考圖16，機械狀態(tài)表示描述植入右心室心肌附近的無引線心臟起搏器的操作。無引線心臟起搏器能夠用于或者在制造時或者通過外部編程器在具體位置以及系統(tǒng)中操作。包括多個無引線心臟起搏器的系統(tǒng)能夠包括電接觸地植入右心室心腔中的右心室無引線心臟起搏器。右心室無引線心臟起搏器能夠用于與其它起搏器結合執(zhí)行用于協(xié)調(diào)起搏的作用1600。右心室無引線心臟起搏器等待1602多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括傳感右心室心搏1604、在心房無引線心臟起搏器處標志心搏的起搏脈沖1606的傳感通信、以及逸搏間期的超時1608。通常，起搏脈沖1606的傳感通信能夠是在另一共同植入的無引線心臟起搏器產(chǎn)生的事件的任一適當?shù)膫鞲型ㄐ?，在說明性實施例中標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖顯示為傳感心房起搏。逸搏間期超時1608能夠是局部安排右心室無引線心臟起搏器的時間的間期的任一適當?shù)某瑫r。右心室無引線心臟起搏器通過生成1610給已經(jīng)發(fā)生右心室心搏的多個心臟起搏器的至少一個其它的起搏器以及可選擇地向共同植入的ICD發(fā)信號的右心室起搏脈沖響應傳感的右心室心搏1604。因此，當傳感右心室心搏發(fā)生1604時，右心室無引線心臟起搏器生成1610右心室起搏脈沖，其不起搏心室而是向已經(jīng)發(fā)生右心室心搏的另一無引線心臟起搏器或者多個起搏器發(fā)信號。右心室起搏脈沖能夠用表示右心室位置和傳感事件類型的代碼編碼。右心室起搏脈沖以圖5中示出的方式用表示在右心室中的位置的唯一代碼編代碼。一旦右心室起搏脈沖生成1610，右心室無引線心臟起搏器就能夠安排1612預定右心室到右心室(VV)逸搏間期的時間。右心室無引線心臟起搏器重新開始1612安排預定逸搏間期，稱作VV(右)(右心室到右心室)逸搏間期的時間，如果沒有其它事件介入，則其是直到下一右心室起搏的時間。右心室無引線心臟起搏器還能夠用于設置長于預定房－房(AA)逸搏間期的室－室(VV)逸搏間期，以便萬一來自共同植入的心房無引線心臟起搏器的觸發(fā)信號失效時以與VV逸搏間期相對應的低速度使能后備心室起搏。典型地，VV(右)逸搏間期比圖15中描述的AA間期長，因此萬一共同植入的心房無引線心臟起搏器失效時系統(tǒng)支持相對低的速度的后備心室起搏。在系統(tǒng)的正常操作中，VV間期的超時從不出現(xiàn)。然后右心室無引線心臟起搏器重新進入等待狀態(tài)1602。右心室無引線心臟起搏器能夠通過傳送1610右心室起搏脈沖響應首先發(fā)生逸搏間期的超時1608，引起右心室心搏。右心室起搏脈沖能夠編碼包括右心室心搏事件的起搏類型和右心室位置的信息。當右心室逸搏間期超時1608時，右心室無引線心臟起搏器傳送1610右心室起搏脈沖。因為在VV逸搏間期的持續(xù)時間期間沒有其它的右心室心搏發(fā)生，所以起搏脈沖1610不會落入心室的自然不應期中，因此應該有效地起搏心室，使心室心搏。以圖5中示出的方式編代碼的右心室起搏脈沖也向已經(jīng)發(fā)生右心室心搏的任一以及所有其它的共同植入的無引線心臟起搏器以及可選擇地向共同植入的ICD發(fā)信號。如果對更復雜系統(tǒng)的功能有用，則與用于表示VV逸搏間期末端的右心室起搏的代碼相比，右心室無引線心臟起搏器能夠使用不同的代碼來表示由右心室傳感事件觸發(fā)的同步起搏。然而，在圖15和16中示出的簡單示例中，同一代碼能夠用于所有的右心室起搏脈沖。事實上，對于圖15和16中描述的簡單的雙腔起搏系統(tǒng)，因為每個無引線心臟起搏器能夠斷定沒有在起搏器局部生成的任一檢測的起搏脈沖隨其它共同植入的無引線心臟起搏器發(fā)生，所以可以省略代碼。在生成1610右心室起搏脈沖之后，右心室無引線心臟起搏器開始安排1612右心室逸搏間期VV的時間，然后回到等待狀態(tài)1602。右心室無引線心臟起搏器還能夠用于檢測1606從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號。右心室無引線心臟起搏器檢查從最近右心室心搏以來室－室(VV)逸搏間期的過去量以及確定1614從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。如果太早觸發(fā)房－室延遲來產(chǎn)生右心室心搏，則定義心房事件為過早。當存在過早信號1616時，右心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1602，不再有進一步的動作。因此，過早心房搏動不影響心室起搏。沒有過早信號1618時，右心室無引線心臟起搏器開始1620表示從竇性心律的心房搏動到右心室搏動的一般時間的右心房到右心室(AV)逸搏間期。在開始1620AV間期之后，右心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1602，因此在生理上延遲之后，非過早心房搏動能夠“觸發(fā)”右心室起搏器。右心室無引線心臟起搏器也通過傳送1610右心室起搏脈沖響應任一VV逸搏間期和AV逸搏間期1608的超時，引起右心室心搏。右心室起搏脈沖編碼右心室心搏事件的起搏類型和右心室位置。因此，圖15和16中描述的共同植入的心房和右心室無引線心臟起搏器配合形成雙腔起搏系統(tǒng)。參考圖17，機械狀態(tài)表示說明植入左心室心肌附近的無引線心臟起搏器的操作。左心室心臟起搏器可與包括圖15和16中分別描述的心房無引線心臟起搏器和右心室無引線心臟起搏器的雙腔起搏器結合使用，以形成CRT-D系統(tǒng)。無引線心臟起搏器，例如左心室心臟起搏器，能夠用于或者在制造時或者通過外部編程器在具體位置和系統(tǒng)中操作。諸如CRT-D系統(tǒng)的心臟起搏系統(tǒng)能夠包括多個無引線心臟起搏器，其包括與左心室心腔電接觸地植入的左心室無引線心臟起搏器。左心室無引線心臟起搏器能夠執(zhí)行說明性起搏方法1700的操作。在等待狀態(tài)1702，左心室心臟起搏器在左心室無引線心臟起搏器處等待1702多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的傳感通信1704以及左心室逸搏間期的超時1706。通常，傳感通信1704能夠是在另一共同植入的無引線心臟起搏器處產(chǎn)生的事件的傳感通信，在說明性實施例中標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖顯示為傳感心房起搏。逸搏間期超時1706能夠是在左心室無引線心臟起搏器中局部地安排時間的間期的超時。在左心室無引線心臟起搏器的等待狀態(tài)1702，操作簡單化并且左心室起搏器不響應左心室心搏。還有，沒有來自心房無引線心臟起搏器的觸發(fā)信號時，左心室心臟起搏器不起搏左心室。左心室心臟起搏器通過傳送1708左心室起搏脈沖響應左心室逸搏間期的超時1706，使左心室心搏。左心室起搏脈沖編碼左心室心搏事件的類型和位置。左心室起搏脈沖能夠以圖5中示出的方式編代碼，以便通信信號到已經(jīng)發(fā)生左心室心搏的任一以及所有其它的共同植入的無引線心臟起搏器以及可選擇地到共同植入的ICD，雖然在描述實施例中示出的簡單化CRT-D系統(tǒng)中這樣的編碼是不必要的，因為其它無引線心臟起搏器不對左心室起搏作出反應。在生成1708左心室起搏脈沖之后，左心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1702。左心室無引線心臟起搏器還能夠用于檢測從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號以及檢查自最近左心室心搏以來左心室逸搏間期的過去量。左心室心臟起搏器能夠確定1710從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。如果左心室無引線心臟起搏器檢測到傳感心房起搏，則左心室裝置確定心房事件是否過早，其意指太早觸發(fā)房－室延遲以便產(chǎn)生左心室心搏。當存在過早信號時1712，左心室心臟起搏器恢復為等待狀態(tài)1702并且等待不影響心室起搏的事件，因此過早心房搏動不影響心室起搏。沒有過早信號1714時，左心室心臟起搏器開始1716表示從正常傳導竇性心律的心房搏動到左心室搏動的一般時間的左心房到左心室(AV)逸搏間期。如描述的實施例所示，AV(左)逸搏間期能夠具有不同于AV(右)逸搏間期的值。在開始1716AV間期之后，左心室無引線心臟起搏器回到等待狀態(tài)1702。因此，在生理上延遲之后非過早心房搏動能夠“觸發(fā)”左心室起搏器。左心室心臟起搏器還通過傳送1708左心室起搏脈沖響應AV逸搏間期的超時1706，使左心室心搏。左心室起搏脈沖編碼左心室心搏事件的起搏類型和左心室位置。在各個實施例中，多個無引線心臟起搏器能夠包括用于隨房－室(AV)延遲操作的右心室無引線心臟起搏器和左心室無引線心臟起搏器，從而左心室起搏脈沖能夠在右心室起搏脈沖之前、之后、或者基本上同時傳送。例如，根據(jù)圖15、16、以及17中示出的狀態(tài)圖起作用的多個共同植入的無引線心臟起搏器能夠支持具有在右心室起搏之前、同時、或者之后傳送的左心室起搏的CRT-D。共同植入的ICD能夠經(jīng)由傳導通信以類似于外部編程器的方式配置無引線心臟起搏器。具體地，ICD能夠配置它們響應檢測的快速性心律失常而傳送超速激勵抗心動過速起搏。在各個實施例中，多個共同植入的無引線心臟起搏器能夠用于同步防止快速性心律失常的去極化的多部位起搏。說明性系統(tǒng)能夠連同ICD，以及更具體地連同皮下ICD一起使用，對于如此ICD沒有其它部件來提供心搏徐緩支持、抗心動過速起搏、以及CRT。參考圖18A、18B、19A、19B、20A、以及20B，示意流程圖說明用于操作心臟起搏系統(tǒng)的方法的實施例，所述心臟起搏系統(tǒng)包括植入性心律轉復除顫器(ICD)和一個或多個無引線心臟起搏器，其用于與心腔電接觸的植入以及用于與ICD結合執(zhí)行心臟起搏功能。起搏功能包括傳送心臟起搏脈沖、傳感喚起和/或自然的心臟電信號、以及與共同植入的ICD和/或至少一個其它起搏器雙向通信。一個或多個無引線心臟起搏器還用于通信表示傳感的心臟電信號和/或傳送的起搏脈沖的事件以及識別事件類型和/或位置的代碼。兩個或多個電極耦合到ICD以及用于使用脈沖調(diào)制或者調(diào)頻載波信號傳輸和/或接收傳導通信。ICD能夠用于檢測來自至少一個共同植入的無引線心臟起搏器的通信脈沖以及向至少一個共同植入的無引線心臟起搏器傳輸編程信息。無引線心臟起搏器能夠用于向共同植入的ICD和/或至少一個其它的起搏器廣播信息。無引線心臟起搏器還能夠用于接收代碼以及基于代碼、接收無引線心臟起搏器的位置、以及預定系統(tǒng)功能性而起作用。在各個實施例、配置、以及情況中，無引線心臟起搏器能夠適合于執(zhí)行諸如單腔起搏、雙腔起搏、心律轉復除顫器(CRT－D)的心臟再同步治療、防止快速性心律失常的單腔超速激勵起搏、轉換快速性心律失常的單腔超速激勵起搏、防止快速性心律失常的多腔起搏、轉換快速性心律失常的多腔起搏、等等的一個或多個心臟起搏功能。多個無引線心臟起搏器能夠用于共同植入單個病人中以及包括CRT-D的多腔起搏。多個無引線心臟起搏器之間的雙向通信能夠適合于通信傳感心搏或者傳送起搏脈沖事件以及事件的編碼類型和位置的通知到多個無引線心臟起搏器的至少一個起搏器。接收通信的一個或多個起搏器能夠解碼信息以及取決于接收起搏器的位置以及預定系統(tǒng)功能性而起作用。圖18A描述用于操作包括與心房心腔電接觸地植入的、以及用于與共同植入的ICD結合進行雙腔起搏的心房無引線心臟起搏器的一個或多個無引線心臟起搏器的方法1800。心臟起搏包括配置1802用于植入的多個無引線心臟起搏器以及配置1804用于與心房心腔電接觸地植入的多個無引線心臟起搏器的心房無引線心臟起搏器。心房無引線心臟起搏器等待1806多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括傳感心房心搏、在編碼標志心室無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的至少兩個無引線電極上傳感的事件的通信、以及房－房(AA)逸搏間期的超時。心房無引線心臟起搏器通過生成心房起搏脈沖響應1808傳感心房心搏，所述心房起搏脈沖向已經(jīng)發(fā)生心房心搏的并且編碼具有表示心房位置和傳感事件類型的代碼心房起搏脈沖的多個無引線心臟起搏器的至少一個起搏器以及可選擇地向共同植入的ICD發(fā)信號。在或者傳感心房心搏或者逸搏間期的超時之后，心房無引線心臟起搏器傳送1810心房起搏脈沖，使心房心搏以及開始1812安排預定長度AA逸搏間期的時間，然后等待1806事件。心房起搏脈沖識別心房心搏事件的起搏類型和/或心房位置。在一些實施例中，心房無引線心臟起搏器能夠編碼心房起搏脈沖，所述心房起搏脈沖識別由具有第一代碼的心房傳感事件觸發(fā)的同步起搏以及在具有不同于第一代碼的第二代碼的AA逸搏間期之后編碼識別心房起搏的心房起搏脈沖。一旦傳送心房起搏脈沖，心房無引線心臟起搏器就能夠安排房－房(AA)逸搏間期的時間。圖18B是示出操作心房無引線心臟起搏器的方法的實施例的另一方面1850的流程圖。心房無引線心臟起搏器檢測1852從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號以及檢查1854自最近心房心搏以來房－房(AA)逸搏間期的過去量，確定1856從共同植入的心室無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。當沒有過早信號1858時，心房無引線心臟起搏器等待1860不影響心房起搏的事件，回到等待狀態(tài)1806。當存在過早信號1862時，心房無引線心臟起搏器重新開始1864短于房－房(AA)逸搏間期以及表示從竇性心律的心室搏動到下一心房搏動的一般時間的室－房(VA)逸搏間期，然后回到等待狀態(tài)1806.參考圖19A和19B，示意流程圖說明操作說明性多腔心臟起搏系統(tǒng)中的右心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的示意流程圖。右心室無引線心臟起搏器與右心室心腔電接觸地植入以及與共同植入的ICD結合用于雙腔起搏。圖19A描述用于心臟起搏的方法1900，其包括配置1902用于植入的多個無引線心臟起搏器以及配置1904用于電接觸地植入右心室心腔中的多個無引線心臟起搏器的右心室無引線心臟起搏器。右心室無引線心臟起搏器等待1906多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括傳感右心室心搏、標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的傳感通信、以及逸搏間期的超時。右心室無引線心臟起搏器通過生成右心室起搏脈沖響應1908傳感右心室心搏，所述右心室起搏脈沖向已經(jīng)發(fā)生右心室心搏并且用表示右心室位置和傳感事件類型的代碼編碼右心室起搏脈沖的無引線心臟起搏器的至少一個起搏器以及可選擇地向共同植入的ICD發(fā)信號。右心室無引線心臟起搏器通過傳送右心室起搏脈沖響應1910首先發(fā)生逸搏間期的超時，引起右心室心搏，用右心室起搏脈沖編碼右心室心搏事件的起搏類型和右心室位置，以及安排1912預定室－室(VV)逸搏間期的時間。在一些實施例中，右心室無引線心臟起搏器能夠編碼識別由具有第一代碼的右心室傳感事件觸發(fā)的同步起搏的右心室起搏脈沖以及編碼在具有不同于第一代碼的第二代碼的室－室(VV)逸搏間期之后識別右心室起搏的右心室起搏脈沖。在一些實施例中，一旦傳送右心室起搏脈沖，右心室無引線心臟起搏器就能夠安排室－室(VV)逸搏間期的時間。圖19B是示出用于操作右心室無引線心臟起搏器的方法的實施例的另一方面1950的流程圖。右心室無引線心臟起搏器檢測1952從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號，檢查1954自最近右心室心搏以來室－室(VV)逸搏間期的過去量，以及確定1956從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。當存在1958過早信號時，右心室無引線心臟起搏器等待1960不影響心室起搏的事件，回到等待狀態(tài)1906。當沒有1962過早信號時，右心室無引線心臟起搏器開始1964表示從竇性心律的心房搏動到右心室搏動的一般時間的右心房到右心室(AV)逸搏間期，然后回到等待狀態(tài)1906。參考圖20A和20B，示意流程圖說明操作多腔心臟起搏系統(tǒng)中的左心室無引線心臟起搏器的方法的實施例。左心室無引線心臟起搏器與左心室心腔電接觸地植入以及與共同植入的ICD結合用于雙腔起搏。圖20A描述用于心臟起搏的方法2000，包括配置2002用于植入的多個無引線心臟起搏器以及配置2004用于與左心室心腔電接觸地植入以及用于用心臟再同步治療(CRT-D)操作的多個無引線心臟起搏器的左心室無引線心臟起搏器。左心室心臟起搏器在左心室無引線心臟起搏器處等待2006多個事件中最過早生的事件，所述多個事件包括標志心房無引線心臟起搏器處的心搏的起搏脈沖的傳感通信以及左心室逸搏間期的超時。左心室心臟起搏器通過傳送左心室起搏脈沖響應2008左心室逸搏間期的超時，使左心室心搏，左心室起搏脈沖編碼左心室心搏事件的類型和位置。在一些實施例中，左心室心臟起搏器能夠配置用于用心臟再同步治療(CRT-D)操作的左心室無引線心臟起搏器。圖20B是示出用于操作左心室無引線心臟起搏器的方法的另一實施例2050的流程圖。左心室無引線心臟起搏器檢測2052從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號，檢查2054自最近左心室心搏以來左心室逸搏間期的過去量，以及確定2056從共同植入的心房無引線心臟起搏器產(chǎn)生的信號是否過早。當存在2058過早信號時，左心室心臟起搏器等待2060不影響心室起搏的事件。當不存在2062過早信號時，左心室心臟起搏器開始2064表示從竇性心律的心房搏動到左心室搏動的一般時間的左心房到左心室(AV)逸搏間期。在說明性系統(tǒng)中，速度反應性無引線心臟起搏器能夠植入心腔內(nèi)或者外壁附近。另外，用于速度反應式起搏的技術使能植入心腔內(nèi)或者外壁附近的無引線心臟起搏器的起搏管理。用于植入人體的心臟起搏器，更具體地用于植入心腔內(nèi)或者外壁附近的無引線心臟起搏器，使用位于起搏器外殼內(nèi)、上、或者兩厘米內(nèi)的兩個或多個電極，用于在心腔處起搏以及傳感以及用于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置雙向通信。起搏器包含諸如測量病人活動的加速度計、溫度傳感器、和/或壓力變送器的活動傳感器，使能速度反應式起搏。說明性系統(tǒng)使能心臟起搏，沒有位于病人的胸區(qū)或者腹部的脈沖發(fā)生器、沒有與脈沖發(fā)生器分離的電極引線、沒有通信線圈或者天線、以及不另外需要用于傳送的通信的電池功率。說明性速度反應式無引線心臟起搏器基本上能夠裝入適合于放置在或者附加在心腔內(nèi)部或者外部的密封外殼中。起搏器能夠具有位于外殼內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極，用于傳送起搏脈沖到心腔的肌肉以及傳感來自心腔的肌肉的電活動，以及用于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置雙向通信。外殼包含提供用于起搏、傳感、以及通信的功率的原電池。外殼還包含用于從電極傳感心臟活動、從至少一個其它裝置經(jīng)由電極接收信息、經(jīng)由電極生成用于傳送的起搏脈沖、經(jīng)由電極向至少一個其它裝置傳送信息、監(jiān)控裝置衛(wèi)生、以及以預定方式控制這些操作的電路。無引線起搏器用于植入心腔的內(nèi)或者外壁附近，而不需要在脈沖發(fā)生器和電極引線之間的連接，以及不需要引線體。在一些實施例中，說明性系統(tǒng)使能植入的脈沖發(fā)生器和身體內(nèi)部或者外部的裝置之間的通信，使用經(jīng)由用來起搏的相同電極的傳導通信，不需要天線或者遙測線圈。還有其它的實施例使能植入的脈沖發(fā)生器和身體內(nèi)部或者外部的裝置之間的通信，功率消耗類似于心臟起搏，以允許電池性能的最優(yōu)化。參考圖1B和1E，沒有按比例示出的實物圖和示意方框圖分別描述包括速度反應式無引線心臟起搏器102的心臟起搏系統(tǒng)100的實施例。速度反應式無引線心臟起搏器102包括外殼110、耦合到外殼110的多個電極108、封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的脈沖傳送系統(tǒng)152。脈沖傳送系統(tǒng)152用于獲得外殼110內(nèi)部的能量、生成以及傳送電脈沖到電極108。速度反應式無引線心臟起搏器102還包括封閉地包含在外殼110內(nèi)以及適合于傳感活動的活動傳感器154。作為脈沖傳送系統(tǒng)152的部分的處理器112也封閉地包含在外殼110內(nèi)并且通信耦合到活動傳感器154，以及電極108。處理器112能夠至少部分地基于傳感活動而控制電脈沖傳送。在各個實施例中，電極108能夠耦合到外殼110上、內(nèi)、或者兩厘米內(nèi)。在一些布置中，電極108能夠整體形成到外殼110的外表面。參考圖1E，速度反應式無引線心臟起搏器102具有基本上裝入密封外殼110中的功能元件。起搏器具有位于外殼110內(nèi)、上、或者附近的至少兩個電極108，用于傳送起搏脈沖到心腔的肌肉以及傳感來自心腔的肌肉的電活動，以及用于與身體內(nèi)部或者外部的至少一個其它裝置雙向通信。封閉饋通130、131通過外殼110傳導電極信號。外殼110包含提供用于起搏、傳感、以及通信的功率的原電池114。外殼110包含用于傳感來自電極108的心臟活動的電路132；用于從至少一個其它裝置中經(jīng)由電極108接收信息的電路134；以及用于生成經(jīng)由電極108傳輸?shù)钠鸩}沖以及還用于經(jīng)由電極108向至少一個其它裝置傳送信息的脈沖發(fā)生器116。起搏器102還包含用于監(jiān)控裝置衛(wèi)生的電路，例如電池電流監(jiān)控器136和電池電壓監(jiān)控器138。起搏器102還包括用于以預定方式控制這些操作的處理器或者控制器電路112。根據(jù)起搏系統(tǒng)的另一實施例，無引線心臟起搏器102包括外殼110、耦合到外殼108的多個電極108、以及封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的脈沖發(fā)生器116。脈沖發(fā)生器116用于生成以及傳送電脈沖到從完全包含在外殼110內(nèi)的電源114供電的電極108?；顒觽鞲衅?54封閉地包含在外殼110內(nèi)以及適合于傳感活動。邏輯112，例如處理器、控制器、中央處理單元、狀態(tài)機、可編程邏輯陣列、等等，其封閉地包含在外殼110內(nèi)并且通信耦合到脈沖發(fā)生器116、活動傳感器154、以及電極108。邏輯112用于至少部分地基于傳感活動而控制電脈沖傳送。在一些實施例中，邏輯112能夠是處理器，其根據(jù)一個或多個可編程參數(shù)控制電脈沖傳送以及應用活動傳感器，具有通過經(jīng)由電極108傳輸?shù)耐ㄐ判盘柨删幊痰奶幚砥?。根?jù)起搏系統(tǒng)的另一實施例，無引線心臟起搏器102包括外殼110、耦合到外殼110的多個電極108、以及封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的脈沖發(fā)生器116。脈沖發(fā)生器116生成以及傳送電脈沖到電極108，使心臟收縮。脈沖發(fā)生器116還向起搏器102外部的一個或多個裝置106傳達信息。起搏器102還包括封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108的至少一個放大器132、134。一個或者多個放大器132、134用于放大從電極108接收的信號以及檢測心臟收縮，以及還能夠從一個或多個外部裝置106接收信息。起搏器102還包括封閉地包含在外殼110內(nèi)并且耦合到脈沖發(fā)生器116的電源114。電源114從外殼110內(nèi)部獲得電脈沖的能量。起搏器102具有封閉地包含在外殼110內(nèi)的傳感活動的活動傳感器154。處理器112封閉地包含在外殼110內(nèi)并且通信耦合到脈沖發(fā)生器116、放大器132、134、活動傳感器154、以及電極108。處理器112用于從一個或多個放大器132、134接收放大器輸出信號以及至少部分地基于傳感活動而控制電脈沖傳送。在說明性實施例中，放大器包括最多消耗5微瓦的心臟傳感放大器132、最多消耗25微瓦的通信放大器134、以及最多消耗10微瓦的速度響應傳感器放大器156。在示例實施例中，在包括速度響應放大器的說明性系統(tǒng)中調(diào)節(jié)器146能夠用于最多消耗2微瓦電功率以及用于最多提供74微瓦電功率。處理器112能夠用于最多消耗一個平均心臟周期5微瓦的電功率。電流從原電池114的正極端子140流經(jīng)旁路144流向調(diào)節(jié)器電路146以便產(chǎn)生適合于給起搏器102的保留電路系統(tǒng)供電的正電源電壓148。旁路144使能電池電流監(jiān)控器136以提供指示電池電流耗盡以及間接裝置衛(wèi)生的處理器112。說明性電源能夠是諸如從放射中獲取電能的β電流轉換器的原電池114。在一些實施例中，電源能夠選擇體積小于大約1立方厘米的原電池114。在說明性實施例中，原電池114能夠選擇為瞬時最多獲得80微瓦，因為更高消耗可以致使電池兩端的電壓崩潰。因此在一個說明性實施例中，圖1E中描述的電路能夠設計成總共最多消耗74微瓦。設計避免使用用于電源的大的濾波電容器或者諸如超級電容器或者可再充電的蓄電池的其它蓄能器來提供超過電池的最大瞬時功率能力的峰值功率，將增加體積和成本的組件。在各個實施例中，活動傳感器154適合于控制速度反應式起搏以及可以使用任一適當?shù)募夹g，例如活動傳感器154可以是加速度計、溫度傳感器、壓力變送器、或者任一其它適當?shù)膫鞲衅?。在說明性實施例中，活動傳感器154的功率需要量能夠為最多10微瓦。圖1E示出起搏器實施例，其中活動傳感器包括用于檢測頻率反應式起搏的病人活動的加速度計154和加速度計放大器156。加速度計放大器輸出末端與處理器112連接。因為無引線心臟起搏器102附加在心肌104上，所以加速度計154測量除要求的活動信號之外的應歸于心搏的一些加速度。處理器112與如由心臟傳感放大器132和脈沖發(fā)生器116確定的心臟周期同步地執(zhí)行加速度計輸出信號的采樣。然后處理器112比較在多個心臟周期的同一相對時間取得的加速度信號來區(qū)分由活動產(chǎn)生的、以及不應歸于心壁運動的加速度信號部分。在其它實施例中，圖1E中示出的加速度計154和加速度計放大器156能夠用諸如熱敏電阻的溫度變送器和與處理器112連接的信號調(diào)節(jié)放大器代替。在另一實施例中，壓力變送器和信號調(diào)節(jié)放大器能夠與處理器112連接。溫度對心臟周期不敏感，因此在如此活動傳感器速度反應式心臟起搏器實施例中，與心臟周期同步的采樣是多余的。雖然在心臟周期中壓力改變，但是例如峰值振幅、峰峰振幅、峰值速度的改變(delta)、等等的很容易測量的壓力波形的特征能夠指示活動的級別。根據(jù)起搏系統(tǒng)100的另一實施例，用作速度反應式無引線心臟起搏器102的起搏器包括外殼110、以及耦合到外殼108的多個電極108。脈沖發(fā)生器116封閉地包含在外殼110內(nèi)并且電耦合到電極108，并且用于生成以及傳送電脈沖到電極108?；顒觽鞲衅?54封閉地包含在外殼110內(nèi)以及適合于傳感活動。處理器112封閉地包含在外殼內(nèi)并且通信耦合到脈沖發(fā)生器116、活動傳感器154、以及電極108。處理器112至少部分地基于傳感活動而控制電脈沖傳送以及與起搏器102外部的一個或多個裝置106經(jīng)由通過電極108傳導的信號通信。在各個實施例中，處理器112和脈沖傳送系統(tǒng)152傳輸和/或接收諸如可編程參數(shù)設置、事件計數(shù)、電源電壓、電源電流、適合于轉換活動傳感器信號為速度反應式起搏參數(shù)的速度響應控制參數(shù)的信息。再次參考圖1E，或者從其它植入的脈沖發(fā)生器106或者從體外的編程器，用于經(jīng)由電極108接收通信的電路132接收所描述的觸發(fā)信息并且還可以可選擇地接收其它通信信息。該其它通信可以用圖5所述的脈沖定位方案編代碼，或者另外可以是優(yōu)選地從10kHz到100kHz的脈沖調(diào)制或者調(diào)頻載波信號。關于無引線心臟起搏器102中的操作功率需要量，為了分析，5伏特以及持續(xù)時間500微秒的5毫安振幅以及周期500毫秒的起搏脈沖的功率需要量為25微瓦。在無引線起搏器102的示例實施例中，處理器112一般包括計時器，其具有近似10毫秒周期的緩慢時鐘以及近似1毫秒周期的指令執(zhí)行時鐘。響應計時器、通信放大器134、或者心臟傳感放大器132發(fā)生的事件，處理器112一般僅僅簡單操作指令執(zhí)行時鐘。在其它計時器處，僅僅緩慢時鐘和計時器操作，因此處理器112的功率需要量最多5微瓦。對于操作上述緩慢時鐘的起搏器，即使對于商業(yè)上可得到的小功率微處理器，瞬時功率消耗規(guī)范將超過電池功率能力以及將要求通過電池的附加濾波電容器以防止電池電壓降到操作電路所必需的電壓以下。濾波電容器將增加可避免的成本、體積、以及潛在地低可靠性。例如，即使處理器僅僅操作5毫秒，僅僅消耗100微安的微處理器也要求5微法的濾波電容器來維持小于0.1伏特的電壓降。為了避免這樣的濾波電容器的必要性，處理器的說明性實施例能夠以較低頻率時鐘操作來避免高瞬時功率消耗，或者處理器能夠使用專用硬件狀態(tài)機來實施以便提供低瞬時峰值功率規(guī)范。在起搏器中，心臟傳感放大器一般最多為5微瓦。加速度計放大器、或者其它的通用信號調(diào)節(jié)放大器大約為10微瓦。在100kHz操作的通信放大器最多為25微瓦。每個電池安培計和電池伏特計最多為1微瓦。脈沖發(fā)生器一般包括功率消耗最多為2微瓦的獨立的速度限制器。因此起搏器的總功率消耗是74微瓦，小于公開了的75微瓦的電池輸出。由說明性心臟起搏系統(tǒng)100以及無引線心臟起搏器102獲得的改進是很顯然的。說明性心臟起搏系統(tǒng)100使能以起搏脈沖的形式編碼可選擇的輸出通信，因此輸出通信功率需要量不超過起搏電流需要量，近似為25微瓦。說明性無引線心臟起搏器102能夠傳感以及處理如在傳統(tǒng)起搏器中的最多消耗10微瓦的電路系統(tǒng)。描述的無引線心臟起搏器102能夠具有最多消耗25微瓦的、用于接收觸發(fā)信號以及可選擇地其它通信的輸入通信放大器。此外，無引線心臟起搏器102能夠具有顯示至少3瓦特-小時每立方厘米(W-h/cc)能量密度原電池。參考圖21，示意流程圖描述用于操作速度反應式心臟起搏器中的活動傳感器的方法2100的實施例。包括速度響應傳感器的無引線心臟起搏器與心肌接觸地植入2102?；顒有盘柺褂盟俣软憫獋鞲衅鳒y量2104。活動信號包括由心肌運動產(chǎn)生的人為信號?；顒有盘柵c心臟周期同步地進行采樣2106?；顒有盘栐谛呐K周期的識別點中進行監(jiān)控2108?；诒O(jiān)控而從活動信號中移除2110人為信號。在各個實施例中，活動信號能夠使用加速器、熱敏電阻、或者壓力傳感器測量。參考圖22，示意流程圖描述用于設置速度反應式心臟起搏器中的操作參數(shù)的方法2200的實施例。方法2200包括傳感2202通過病人身體傳導的電信號、解碼2204以電信號形式編碼的信息、以及存儲結果。活動信號在起搏器內(nèi)被傳感2206?；顒觽鞲衅餍盘栟D換2208為與以電信號形式編碼的存儲信息有關的速度反應式起搏參數(shù)。與速度反應式起搏參數(shù)有關的起搏脈沖傳送被控制2210。在一些實施例中，信息編碼為例如中斷激勵脈沖的一個或多個標記中的二進制代碼。另外信息還能夠在激勵脈沖的起搏脈沖寬度變化時以選擇或者指定的代碼編碼。當指定代碼中的激勵脈沖中的電能以起搏脈沖之間的空閑時間的調(diào)制形式編碼信息時，還可以傳達信息。傳送系統(tǒng)能夠部署配備有主動或者被動固定裝置的無引線心臟起搏器。第一套導管系統(tǒng)保護固定裝置以及提供反轉來使無引線心臟起搏器脫離導管。第二套更少導管系統(tǒng)包括蓋住固定裝置的可分解的保護囊以及提供反轉力來使無引線心臟起搏器脫離導管的細胞腔。描述能夠與諸如無引線心臟起搏器的生物激勵裝置一起使用的傳送系統(tǒng)。能夠構造降低形成導管的同軸元件的數(shù)量的傳送系統(tǒng)。例如，傳送系統(tǒng)的實施例能夠用于將無引線心臟起搏器植入人體中的心腔內(nèi)部。實施例包括兩個傳送系統(tǒng)，例如套和套更少方法，以便安全地將具有主動或者被動固定裝置的無引線心臟起搏器傳送到心血管系統(tǒng)。在一些實施例中，傳送系統(tǒng)能夠支持旋轉反向牽引以便使能使用保護可植入的生物激勵裝置的裝套方法來脫離探針。實施用于可植入的裝置保護的裝套技術的傳送系統(tǒng)能夠用于使能套縮回預定義距離以便暴露起搏器電極并且許可不完全脫離傳送導管的閾值測試。在其它說明性實施例中，傳送系統(tǒng)能夠使用旋轉反向牽引來使能使用用于保護裝置的套更少方法脫離探針。例如，用于固定裝置的生物相容的、可溶的保護蓋可用于防止損壞心血管系統(tǒng)。參考圖23A和23B，立體端和側視圖示出能夠使用傳送設備傳送的無引線心臟起搏器2300A、2300B的實施例。參考圖24，實物圖說明用于傳送以及植入例如無引線心臟起搏器2300A、2300B的可植入的裝置的傳送設備2400的實施例。說明性傳送設備2400包括用于經(jīng)由內(nèi)部探針元件2404的相對運動嚙合以及脫離無引線心臟起搏器與外部圓周的管元件2406的雙同心軸元件導管2402。如結合圖23A和23B以及圖24所示，管元件2406具有嚙合相對應的特征2302到無引線心臟起搏器2300A、2300B上的特征2408，從而探針元件2404能夠相對于管元件2406旋轉，用于將探針2404的螺紋端2410從無引線心臟起搏器2300A、2300B的螺紋端2304脫離。圖23A描述具有主動固定裝置2310A的無引線心臟起搏器2300A。無引線心臟起搏器2300A包含在圓柱形密封外殼2314內(nèi)，而在外殼末端包括環(huán)形電極2312。在主動固定裝置的一個示例中，當旋進心肌時，螺旋管2310A提供主動固定。探針六角螺母2308使能傳送導管2402以便在部署期間附加到無引線心臟起搏器2300A上。一個或多個對齊針2306附加在密封外殼2314上。圖23B說明具有被動固定裝置2310B的無引線心臟起搏器2300B，用擴大示出的尖端2310B描述以及促進在植入之后的最初幾個星期期間寄存無引線心臟起搏器2300B到心臟導管內(nèi)部。尖端2310B通常由諸如聚氨酯或者醫(yī)用聚硅酮的生物相容的聚合體制造以及可以具有各種形狀和形式。圖24說明傳送設備2400的裝套實施例。管元件2406能夠包括用于在探針2404上軸向滑動以及嚙合無引線心臟起搏器2300A、2300B以及用于保護病人組織在插入無引線心臟起搏器期間不損壞的滑動套2412?；瑒犹?412具有嚙合相對應的特征2306到無引線心臟起搏器2300A、2300B上的特征2414，從而探針2404能夠相對于滑動套2412旋轉，用于從無引線心臟起搏器2300A、2300B的螺紋端2304脫離探針2404的螺紋端2410。圖24中示出的套/探針傳送導管2402是包括套2412和探針2404的部件。探針2404的遠端2418是螺桿2426。探針電線2404的近端2416是旋鈕2424，其使能螺桿2426插入圖23A、23B和24中示出的探針六角螺母2308中。探針2404能夠由諸如不銹鋼的生物相容的金屬形成。探針旋鈕2424能夠由剛性塑料形成。套2412能夠由擠壓聚四氟乙烯、聚四氟乙烯、聚烯烴、聚氯乙烯、或者聚氨酯形成以及包括一個或多個槽2414。套旋鈕2428能夠由剛性塑料形成。套/探針導管2402的元件和組件能夠由除在此具體描述的材料之外的任一適當?shù)牟牧蠘嫵?。因此，圖23A、23B、和24描述用于使用套導管2406部署具有主動2300A或者被動2300B的LCP的無引線心臟起搏器(LCP)傳送系統(tǒng)。LCP2300A、2300B連接到包括探針2404和套部件2412的導管2406。探針2404旋進附加在LCP2300A、2300B端部的六角螺母2308。套2412包括特征2414，當用導向針2306對齊在LCP2300A、2300B上時，其使能應用反轉力使鎖探針2404脫離。套2412保護心血管系統(tǒng)在從固定裝置2310A、2310B插入期間不損壞，以及包括使能導管2406旋轉LCP2300A、2300B的特征2414。在主動固定的情況下，一旦定位，導管組件2406就能夠旋轉以固定主動固定螺桿2310A。然后套2412部分地收回以允許起搏和傳感閾值測量。在確認LCP定位之后，探針2404能夠旋開和收回，繼之以套2412，使LCP2300A、2300B留在選擇位置。參考圖25A和25B，立體側視圖示出能夠使用套更少傳送設備傳送的無引線心臟起搏器2500A、2500B的實施例。參考圖26，實物圖說明適合于傳送以及植入諸如無引線心臟起搏器2500A、2500B的可植入的裝置的套更少傳送設備2600的實施例。說明性套更少傳送設備2600具有雙同心軸元件導管2602，其通過內(nèi)部探針元件2604相對于外部圓周管元件2606的運動與無引線心臟起搏器嚙合以及脫離。管元件2606包括從旋鈕端2616軸向延長到插座端2618的套更少導管2602以及裝入內(nèi)部細胞腔2620。套更少導管2602用于在探針2604上軸向滑動以及嚙合無引線心臟起搏器2500A、2500B。套更少導管2602包括插座端2618處的插座2622，其嚙合相對應的螺母2508到無引線心臟起搏器2500A、2500B上，因此探針2604能夠相對于套更少導管2602旋轉，用于將探針2604的螺紋端2610從無引線心臟起搏器2500A、2500B的螺紋端2504脫離。生物相容可溶解的保護蓋2518能夠適合于在插入無引線心臟起搏器2500A、2500B到病人身體期間蓋住耦合到無引線心臟起搏器2500A、2500B的固定構件2510A、2510B，從而保護病人身體組織。傳送系統(tǒng)2600的另一實施例是套更少，包括具有內(nèi)部細胞腔2620和探針導管2602的管元件2606，以傳送LCP2500A、2500B到選擇部位。在部署期間LCP2500A、2500B上的固定機構2510A、2510B用生物相容的、可溶解的涂層2518保護。圖25A和25B分別描述具有主動固定2500A和被動固定2500B裝置的使用甘露醇或者其它糖的衍生物保護的無引線心臟起搏器。其它材料也可以或者相反使用，在室溫下能夠形成保護囊，當植入時溶解但是沒有有毒的副作用。細胞腔/探針傳送導管2600在圖26中示出。部件2600包括裝入細胞腔2620的管元件2606、探針2604、探針旋鈕2628、以及細胞腔部件旋鈕2624。探針2604的遠端2618包括用于插入探針六角螺母2508的螺桿2626。同時示出的是粘接在細胞腔部件2606的遠端2618以及適合于接收附加到LCP2500A、2500B上的探針六角螺母2508的外部特征的六角螺母插座2622。六角螺母插座2622防止LCP2500A、2500B和細胞腔部件2606在嚙合時反轉。裝入細胞腔2620的管元件2606能夠從聚氨酯或者聚硅酮擠壓。細胞腔部件旋鈕2628一般由聚氨酯或者剛性塑料制造。探針2604能夠由不銹鋼制造。探針旋鈕2424一般由剛性塑料制造。細胞腔2620的直徑一般與LCP2500A、2500B的直徑相同或者次于其直徑。其它適當?shù)牟牧峡梢杂迷诖司唧w公開的材料代替。圖26描述可用于使用套更少導管2602部署具有主動2500A或者被動2500B固定的LCP的LCP傳送系統(tǒng)2600，其中LCP2500A、2500B連接到包含探針2604和細胞腔部件2620的導管2602。探針2604旋進諸如六角形或者其它多邊形側面螺母2508的附加到LCP2500A、2500B端的硬件元件上。經(jīng)由例如六角形插座2622的塑料鎖多邊形側面插座附加到細胞腔部件2620以及嚙合LCP多邊形側面螺母，例如六角螺母2508，能夠使能反轉。為了保護心血管系統(tǒng)在插入期間不損壞，在固定裝置2510A、2510B上涂上諸如甘露醇的生物相容可溶解的保護蓋2518。一旦定位，保護蓋2518就溶解，而導管部件2602就能夠旋轉以便在主動固定的情況下固定主動固定屏2510A。然后能夠執(zhí)行起搏以及傳感閾值測量。在確認LCP2500A、2500B定位之后，能夠旋開以及收回探針2604，其后面是細胞腔部件2620，使LCP2500A、2500B保留在在選擇位置。圖24和26描述兩個無引線心臟起搏器傳送系統(tǒng)2400、2600。第一系統(tǒng)2400使用套2412和探針導管2402。第二系統(tǒng)2600與應用于無引線心臟起搏器2500A、2500B的生物相容的、可溶解的、保護涂層2518結合使用細胞腔部件2620和探針導管2602。任一方法能夠與主動固定或者被動固定元件一起使用以拋錨無引線心臟起搏器到要求的部位。另外，傳送系統(tǒng)2400、2600兩者都能夠與通常用于獲取到心血管靜脈系統(tǒng)的通路的諸如插入器、導向電線、擴張器的其它工具和技術以及獲得到通常用于提供心臟起搏治療的位置的通路的其它工具相結合。再次與圖23A和/或23B結合參考圖24，描述用于植入生物激勵裝置2300A、2300B的傳送系統(tǒng)2400的實施例。傳送系統(tǒng)2400包括探針2404和導管管子2406。探針2404沿著從旋鈕端2414到螺紋端2416的軸向延長以及用于嚙合生物激勵裝置2300A、2300B的內(nèi)螺紋螺母2308。導管管子2406用于軸向地包含探針2404以及包括嚙合相對應的特征2302到生物激勵裝置2300A、2300B上的特征2408，從而探針2404能夠相對于導管管子2406旋轉，用于將探針2404的螺紋端2408從生物激勵裝置2300A、2300B的螺紋端2304脫離。如圖24中描述的實施例所示，滑動套部件2412用于在探針2404和嚙合的生物激勵裝置2300A、2300B上軸向地滑動?；瑒犹撞考?412包括嚙合相對應的特征2306到生物激勵裝置2300A、2300B上的特征2412，從而探針2404能夠相對于滑動套2412旋轉，用于將探針2404的螺紋端2408從生物激勵裝置2300A、2300B的螺紋端2304中脫離?；瑒犹?412用于保護病人組織在插入生物激勵裝置2300A、2300B期間不損壞?；瑒犹?412還包括用于嚙合以及旋轉生物激勵裝置2306以及固定耦合到生物激勵裝置2300A、2300B的固定構件2310A、2310B到病人組織中的特征2412。滑動套部件2412的嚙合特征2412用于使能旋轉反向牽引，用于探針2404的脫離。在一些實施例中，滑動套組件2412能夠用于從探針2404中軸向地縮回預定距離，因此暴露生物激勵裝置2300A、2300B的電極2312，當生物激勵裝置2300A、2300B保持嚙合到探針2404時，使能閾值測試。在說明性實施例中，導管2402包括管元件2406和套2412。套2412配置有用于用生物激勵裝置2300A、2300B的對齊針2306對齊以防止生物激勵裝置2300A、2300B相對于套2412旋轉的套槽2414。探針2404沿著從耦合到近端2416的旋鈕2424到耦合到遠端2418的螺桿2426的軸延長。如此配置探針2404以致旋鈕2424完全地縮回，生物激勵裝置2300A、2300B完全地包含在套2412內(nèi)，從而保護耦合到生物激勵裝置2300A、2300B的固定構件2310A、2310B。還如此配置探針2404以致在旋鈕2424完全壓下的情況下，對齊針2306包含在套2412內(nèi)而生物激勵裝置2300A、2300B的電極2312完全地暴露，在脫離之前使能閾值測試。與圖25A和/或25B結合參考圖26，導管管子部件2602從旋鈕端2616延長到插座端2618以及裝入用于在探針2604上軸向滑動并且嚙合生物激勵裝置2500A、2500B的內(nèi)部細胞腔2620。導管管子部件2602包括插座端2618處的插座2622，其嚙合相對應的螺母2508到生物激勵裝置2500A、2500B上，從而探針2604能夠相對于導管管子部件2602旋轉，用于將探針螺紋端2610從生物激勵裝置螺紋端2504脫離。探針2604能夠用于旋進附加在生物激勵裝置2300A、2300B上的多側螺母2508而插座2622能夠用作嚙合多側螺母2508到生物激勵裝置2500A、2500B上的鎖六角形插座，從而探針2604和插座2622用于使能探針2604相對于生物激勵裝置2500A、2500B的反轉。在圖26與圖25A和25B結合描述的實施例中，導管管子部件2602是套更少導管而生物激勵裝置2500A、2500B能夠是具有用于使用套更少導管2602部署具有主動2510A或者被動2510B固定的無引線心臟起搏器的傳送系統(tǒng)2600的無引線心臟起搏器。套更少導管插座2622能夠包括適合于使能用于探針脫離的旋轉反向牽引的插座。用于蓋住固定構件2510A、2510B的生物相容可溶解的保護蓋2518能夠在插入生物激勵裝置到病人身體期間耦合到生物激勵裝置2500A、2500B，從而保護病人身體組織。在各個實施例中，生物相容可溶解的保護蓋2518能夠包括甘露醇、聚乙烯吡咯烷酮、保護鹽、或者其它適當?shù)牟牧?。包括在室溫下形成保護囊、當植入時溶解、以及沒有有毒的副作用的材料的最適當?shù)剡x擇是生物相容可溶解的保護蓋2518。例如，生物相容可溶解的保護蓋2518能夠選擇為在暴露耦合到生物激勵裝置2500A、2500B的固定裝置2510A、2510B之后的選擇時間溶解。固定裝置2510A、2510B一般通過旋轉導管管子部件2602和探針2604前進，直到生物激勵裝置2500A、2500B拋錨時為止。在說明性實施例中，導管管子部件2602沿圓周裝入內(nèi)部細胞腔2620和沿細胞腔2620延長的探針2604。導管管子部件2602包括近端2616的導管旋鈕2624和導管管子部件2602遠端2618的多側螺母插座2622。多側螺母插座2622用于接收耦合到生物激勵裝置2500A、2500B的多側螺母2508的外部特征。形成多側螺母插座2622和生物激勵裝置多側螺母2508來防止當嚙合時生物激勵裝置2500A、2500B和導管管子部件2602的反轉。探針2604包括近端2616的探針旋鈕2624和探針2604遠端2618的螺桿2626。螺桿2626用于嚙合生物激勵裝置2500A、2500B的內(nèi)螺紋螺母2508。在具體的采樣實施例中，導管管子部件2602能夠從聚氨酯、聚四氟乙烯、聚烯烴、聚氯乙烯或者聚硅酮擠出。導管管子部件2602的直徑能夠小于或者等于生物激勵裝置的直徑。例如，導管旋鈕2624能夠由硬質塑料或者金屬構成而探針2604由不銹鋼構成。一般地，探針旋鈕2624能夠由硬質塑料或者金屬構成。導管管子部件2602的元件和組件能夠由除在此特定識別的材料之外的任一適當?shù)牟牧蠘嫵?。生物激勵裝置2500A、2500B能夠用作無引線心臟起搏器。在各個實施例中，例如圖24和26中描述的結構，探針2404、2604和導管管子2406、2606包括傳送系統(tǒng)2400、2600，在其上僅僅兩個同軸構件形成導管2402、2602。探針2404、2604和導管管子2406、2606用于植入生物激勵裝置，其適合于主動或者被動固定到病人組織。在一些實施例中，不透X射線標志能夠適合于耦合到探針2404、2604、導管管子2406、2606、和/或生物激勵裝置，用于在透視下識別以及幫助定位。與圖23至27的上下文結合參考圖28A，流程圖描述用于植入生物激勵裝置2300A、2300B、2500A、2500B到病人身體組織的方法2800的實施例。方法2800包括將探針的螺紋端旋入2802生物激勵裝置的內(nèi)螺紋螺母以及定位2804導管管子位于2806選擇的病人身體組織附近的生物激勵裝置。對比與生物激勵裝置相對應的特征，嚙合2808導管管子的特征到上，因此導管管子的旋轉相對于病人身體組織旋轉生物激勵裝置。導管管子旋轉2810以固定生物激勵裝置上的固定裝置到病人身體組織。探針相對于導管管子反向旋轉2812以從生物激勵裝置的內(nèi)螺紋螺母上旋開探針的螺紋端。探針能夠從導管管子收回2814而導管管子從病人身體收回2816。在一般的實施例中，生物激勵裝置能夠是無引線心臟起搏器而用于植入起搏器的病人身體組織是心臟組織。參考圖28B，在一些實施例中，在定位2804導管管子前，方法2820還能夠包括在探針和生物激勵裝置上軸向地滑動2822導管管子，因此探針和生物激勵裝置內(nèi)部包含在導管管子內(nèi)。還在各個實施例中，在定位2806生物激勵裝置到選擇病人身體組織附近之前，導管管子能夠部分收回2824導管管子以暴露病人身體組織給用于固定的生物激勵裝置上的固定裝置。在從生物激勵裝置中旋開2812探針前，導管管子能夠部分地收回2826以暴露病人身體組織給生物激勵裝置電極，因此能夠測量2828生物激勵裝置的信號振幅和起搏閾值。根據(jù)測量，生物激勵裝置能夠重新定位而參數(shù)重新測試直到測量獲得預定級別。圖26或者27中描述的細胞腔/探針導管2602可用于放置LCP2500A、2500B到心血管系統(tǒng)中。在LCP2500A主動固定的情況下，一旦對齊，LCP就前進到希望的位置，而時間允許保護涂層溶解，因此暴露螺旋管2510A。一旦暴露，通過旋轉細胞腔部件旋鈕2628和探針旋鈕2624兩者使螺旋管2510A前進，直到LCP2500A拋錨。不同于套/探針導管2400，能夠馬上執(zhí)行導管起搏和傳感測試。如同具有主動和被動固定的LCP2500A、2500B兩者一樣，細胞腔/探針導管2600能夠通過保持細胞腔部件旋鈕2628以及旋轉探針旋鈕2624脫離，以便從探針六角螺母2508中旋開探針2604。在螺桿2626和螺母2508分開之后，細胞腔/探針導管2602能夠縮回。與圖23A和24的上下文結合參考圖28C，流程圖描述用于使用裝套傳送系統(tǒng)和主動固定植入生物激勵裝置2300A到病人身體組織中的方法2830的實施例。在與配置有主動固定2310A的LCP2300A一起使用的套/探針導管系統(tǒng)2400的一般使用中，開始探針六角螺母2308分別連接到圖23A和24中示出的探針螺桿2426。當探針旋鈕2416完全縮回時，LCP2300A完全地包含在保護螺旋管2310A的套2412內(nèi)。LCP2300A對齊針2306與套槽2414對齊，以便防止LCP2300A相對于套2412旋轉。當探針旋鈕2416完全壓下時，LCP2300A上的對齊針2306保持在套2412之內(nèi)，然而電極2312兩者完全地暴露，在脫離之前使能LCP2300A的測試。套/探針導管系統(tǒng)2400和LCP2300A能夠靜脈內(nèi)插入頭部、鎖骨下、或者股靜脈并且逐漸地向心臟移動，直到套2412的遠端到達選擇部位時為止。具有主動固定的LCP2300A一般植入右心房或者心室二者之一中。當獲取選擇位置時，探針旋鈕2424輕輕地前進以暴露螺旋管螺桿2426。然后套旋鈕2428用于旋轉全部部件2400，使能螺旋管2310A附加到心肌上。當LCP2300A充分地拋錨時，套旋鈕2428相對于探針旋鈕位置拉回，以暴露兩個電極2312。當仍然連接到傳送系統(tǒng)2400時，起搏器測試能夠用植入的LCP2300A執(zhí)行。當已經(jīng)檢驗到足夠的起搏閾值和信號振幅時，通過保持套旋鈕2428以及旋轉探針旋鈕2424以便從探針六角螺母2308旋開探針2404，能夠將導管系統(tǒng)2402從LCP2300A中脫離。一旦螺桿2426和螺母2308分開，套/探針導管2402就能夠縮回。方法2830包括在探針和無引線心臟起搏器上軸向地滑動2832套，因此具有主動固定構件的探針和無引線心臟起搏器內(nèi)部包含在套內(nèi)。套和探針結合靜脈內(nèi)插入2834病人的頭部、鎖骨下、或者股靜脈。套和探針結合逐漸地向病人心臟組織移動2836，直到套的遠端到達心臟組織的選擇部位時為止。在選擇部位，探針旋鈕輕輕地前進2838到套中以暴露耦合到無引線心臟起搏器的主動固定構件。旋轉2840套，從而旋轉2842無引線心臟起搏器并且將主動固定構件附加2844到心臟組織上。一旦完全附加上主動固定構件，套就相對于探針旋鈕縮回2846，暴露2848無引線心臟起搏器的電極。當旋轉探針旋鈕、從無引線心臟起搏器旋開以及脫離2852探針時保持2850套。套和探針結合從病人頭部、鎖骨下、或者股靜脈中縮回2854。在暴露2848無引線心臟起搏器引線之后，能夠測試2856植入的無引線心臟起搏器起搏閾值和信號振幅以及重新定位2858無引線心臟起搏器，直到起搏閾值和信號振幅滿足選擇準則時為止。與圖23B和24的上下文結合參考圖28D，流程圖描述用于使用裝套傳送系統(tǒng)和被動固定植入生物激勵裝置2300B到病人身體組織中的方法2860的實施例。在與配置有主動固定2310B的LCP2300B一起使用的套/探針導管系統(tǒng)2400的一般使用中，當探針旋鈕2424完全地縮回時，LCP2300B和尖端2310B完全地包含在套2412內(nèi)。因為具有被動固定裝置2310B的LCP2300B一般位于冠狀竇中，所以套/探針導管系統(tǒng)2400一般與冠狀竇插入器系統(tǒng)一起使用，其中導向線在透視下首先插入并且定位到希望位置。擴張器和插入器能夠在導向線上前進。一旦完全插入，就移除擴張器和導向線，留下插入器。包括LCP2300B的套/探針導管部件2400然后能夠前進到選擇位置。一旦套2412縮回，LCP2300B就前進到插入器前面以使能暴露LCP電極2312給組織。為了暴露LCP2300B以及暴露兩個電極2312，套旋鈕2428相對于探針旋鈕位置拉回。在起搏器測試確認LCP2300B的正確放置之后，通過保持套旋鈕2428以及旋轉探針旋鈕2424，探針2404能夠從LCP2300B脫離。在螺桿2426和螺母2308分開之后，能夠縮回插入器和套/探針導管2402兩者。方法2860包括在探針和無引線心臟起搏器上軸向地滑動2862套，因此具有被動固定構件的探針和無引線心臟起搏器內(nèi)部包含在套內(nèi)。套和探針結合插入2864到病人身體組織的選擇位置，以及在選擇部位，套相對于探針旋鈕定位輕輕地縮回2866，暴露2868無引線心臟起搏器和電極。當保持套固定、從無引線心臟起搏器脫離2872探針以及從病人縮回2874套和探針結合時，探針旋鈕旋轉2870。在暴露2868無引線心臟起搏器引線之后，能夠測試2876植入的無引線心臟起搏器起搏閾值和信號振幅以及重新定位2878無引線心臟起搏器，直到起搏閾值和信號振幅滿足選擇準則時為止。結合圖23B和24的上下文參考圖28E，流程圖描述用于使用裝套傳送系統(tǒng)和被動固定植入生物激勵裝置2300B到病人身體組織中的方法2880的另一實施例。方法2880包括在透視成像下使用冠狀竇插入器系統(tǒng)插入和定位2882導向線到病人冠狀竇的選擇位置以及在導向線上前進2884擴張器和插入器到選擇位置。導向線能夠在擴張器之前收回2886，因此插入器保持定位在選擇位置。無引線心臟起搏器前進2888到用于定位在選擇位置的冠狀竇中，暴露2890無引線心臟起搏器電極。在從病人中縮回2894插入器之前在選擇位置能夠測試2892無引線心臟起搏器。LCP2300A、2300B、2500A、2500B和/或任一導管系統(tǒng)2400、2600能夠包含用于在透視下識別以幫助定位的不透X射線標志。外部編程器能夠與一個或多個無引線心臟起搏器的系統(tǒng)一起使用。單個無引線心臟起搏器能夠植入心腔內(nèi)或者外壁附近。編程器使用與皮膚電接觸的兩個電極中的較小者來通過傳導與每個起搏器通信。信息從編程器傳遞以通過用于避免激勵骨骼肌肉的調(diào)制技術植入。通過編碼有關起搏脈沖的消息執(zhí)行從植入到編程器的通信。編程器包括為一個或多個單個可植入的起搏器顯示狀態(tài)和設置信息的用戶界面，以及使能用戶改變有關單個可植入的起搏器的可編程參數(shù)。編程器還能夠顯示從皮膚上相同的兩個外部電極傳感的心電圖。編程器能夠執(zhí)行包括心電圖傳感、從可植入的起搏器檢索狀態(tài)信息、以及通過同一組電極同時改變可植入的起搏器的配置參數(shù)的任務。信息的傳導通信的使用在多個方面改善了通信的標準方法。例如，說明性傳導的技術使能通信，其中不要求編程器磁頭對病人保持不希望的關閉或者相對于植入部位保持精確定位一段延長時期。說明性傳導通信還使能降低功率消耗，其應歸于基本上降低電流需要以及消除當前由現(xiàn)有的感應以及射頻(RF)系統(tǒng)強加的峰值功率需要。還有，傳導通信技術使用通常已經(jīng)存在于植入的脈沖發(fā)生器中的元件，諸如用作輸入輸出裝置的治療用電極，使能消除傳統(tǒng)上用來通信的線圈或者天線以及降低復雜性和有效地組件計數(shù)。參考圖29A和29B，示意實物圖描述經(jīng)由傳導通信通信的生物激勵器系統(tǒng)2900A、2900B的實施例。生物激勵器系統(tǒng)2900A、2900B包括一個或多個可植入的裝置2902以及外部編程器2904，其用于經(jīng)由雙向通信路徑與一個或多個可植入的裝置2902通信，所述雙向通信路徑包括解碼以由一個或多個可植入的裝置2902生成的激勵脈沖形式編碼的、以及通過身體組織傳導到外部編程器2904的信息的接收路徑。根據(jù)說明性布置，雙向通信路徑能夠用于經(jīng)由兩個或多個電極2906與多個無引線心臟起搏器2902的通信以及通過身體組織傳導。根據(jù)各個生物激勵器系統(tǒng)實施例，外部裝置或者模塊2904通過通信傳輸信道連接以及傳輸和接收用于與一個或多個植入的醫(yī)學裝置2902雙向交換信息的功能元件。通信信道包括能夠固定或者緊固到皮膚表面的兩個或多個電極2906。從皮膚的觀點來看，通信傳輸信道是無線的，包括細胞內(nèi)外身體液體的離子介質，以及使能表面電極和可植入的模塊2904之間的電解電流耦合。在生物激勵器系統(tǒng)2900A、2900B中，雙向通信路徑還能夠包括通過使用頻率在近似10kHz至100kHz范圍內(nèi)的調(diào)制信號避免骨骼肌肉激勵的調(diào)制，通過身體組織的直接傳導從外部編程器2904傳遞信息到一個或多個可植入的裝置2902的傳輸路徑。從外部編程器2904傳輸?shù)街踩氲难b置2902的信息通過近似在10kHz至100kHz中高頻率范圍內(nèi)的調(diào)制信號傳達。信號通過直接傳導經(jīng)由通信傳輸信道傳遞。在頻率范圍內(nèi)的調(diào)制信號具有足夠高的頻率來避免生物體內(nèi)的任一去極化，其將導致骨骼肌的激活并且使病人不舒適。頻率還可以足夠低以避免通過身體組織產(chǎn)生輻射、串話、以及過度衰減的問題。因此，信息可以在任一時候通信，而不考慮心臟周期或者其它的身體處理。關于放置在身體上的電極的位置沒有強加限制，因為低信號衰減使能信號傳遍身體以及由植入的裝置2902接收。在一些實施例中，雙向通信路徑還能夠包括接收路徑，其包括適合于從信息信號中分離心電圖的低通濾波器。用于通過通信信道傳輸信息的同一表面電極2906還可以用于檢測病人的心電圖。心電圖頻率通常在1和100Hz之間，遠遠低于用于經(jīng)由通信傳輸信道傳輸信息的10kHz到100kHz的頻率范圍。因此，心電圖能夠由低通濾波器從信息信號中分離出來以及能夠由編程器2904可選擇地顯示。除低通濾波器之外，當通信信道是主動的時，能夠使用在心臟信號的處理中很一般的空白技術，以防止來自通信信道的、影響心電圖信道的噪音或者錯誤信號。因為能夠存在多個可植入的裝置2902，所以來自編程器的信息的通信由所有裝置檢測，使能信息發(fā)出給每個植入的裝置而同一信息不發(fā)出多次。在各個實施例和應用中，雙向通信路徑還能夠包括傳輸路徑，在公共通信事件中其從編程器2904傳遞信息到一個或多個可植入的裝置2902，從而信息使用選擇的技術發(fā)給可植入的裝置2902的一個或多個目標裝置。例如，特定到具有唯一地址的單個可植入的裝置或者可植入的裝置的子集的信息能夠分配給單個可植入的裝置或者可植入的裝置的子集并且以信息的形式編碼。在另一技術中，信息能夠指定由具體可植入的裝置或者可植入的裝置的具體子集執(zhí)行的特定功能。信息傳遞到一個或多個可植入的裝置，不發(fā)出用于由具體可植入的裝置或者僅僅可植入的裝置的具體子集執(zhí)行的激活的單個地址信息。在另一技術中，信息能夠指定由具體可植入的裝置或者可植入的裝置的具體子集執(zhí)行的特定功能，其具有特定到適合于識別接收信息與功能有關的功能的編程。特定地，能夠發(fā)出特定到單個植入的裝置或者裝置的子集的信息。能夠給每個裝置或者子集分配唯一地址。地址能夠以發(fā)給多個裝置的信息的形式編碼，而任一單個裝置能夠僅僅使用地址或者匹配具體裝置所屬的子集的地址的信息。在另一技術中，如果每個植入的裝置2902或者裝置2902的子集提供特定功能，其不同于其它植入的裝置，則信息可以傳遞到特定裝置或者子集中，而沒有組或者單個地址的附加開銷。例如，裝置或者子集能夠僅僅對特定功能負責。當編程器傳輸信息到全部組，而信息僅僅與裝置或者該組的子集有關時，則不能使用信息的任一裝置都可以忽略信息。每個裝置具有特定到具體功能的唯一編程以及能夠識別接收信息是否與功能有關。連同技術一起操作的裝置能夠是非一般的并且執(zhí)行特定功能，或者能夠是具有一般功能的一般的裝置，其能夠通過編程變得更特定。因此，裝置的功能能夠在制造時定義或者可以在植入時或者其后定義。每個裝置的功能能夠在制造時定義以及裝置附加標簽或者標志以便一旦檢閱就能夠知道相關聯(lián)的功能。在一些實施例中，一個或多個可植入的裝置2902能夠包括一個或多個無引線心臟起搏器，其生成心臟起搏脈沖以及通過選擇性地改變起搏脈沖形態(tài)來編碼生成的心臟起搏脈沖上的信息，所述起搏脈沖形態(tài)對于起搏脈沖的治療效果和能源成本來說是良性的。心臟起搏脈沖經(jīng)由用于無天線以及無遙測線圈通信的電極傳導到身體組織中。對于從植入的無引線心臟起搏器2902傳輸?shù)酵獠烤幊唐?904的信息，通信方案可用于以起搏脈沖的形式編碼信息。脈沖形態(tài)改變?yōu)榘桓淖兤鸩}沖的治療好處的編碼信息。在信息編碼之后由起搏脈沖傳送的能量本質上剩余相同。外部編程器2904通過相關聯(lián)的表面電極2906接收起搏脈沖。編碼信息從起搏脈沖中提取，以及能夠包含可植入的無引線心臟起搏器的狀態(tài)信息，諸如電池電壓、引線阻抗、傳感心電圖振幅、起搏器電流耗盡、程序參數(shù)、或者其它參數(shù)。一個或多個無引線心臟起搏器2902能夠用于檢測自然的心臟去極化、安排選擇延遲間期的時間、以及在自然的心臟去極化之后的不應期期間傳送編碼信息脈沖。通過以起搏脈沖的形式編碼信息，傳輸信息消耗的功率并不有效地大于起搏的功率。信息能夠通過沒有分離的天線或者遙測線圈的通信信道傳輸。通信帶寬低，在每個脈沖上僅僅編碼少量位。在一些實施例中，信息能夠使用在起搏脈沖的特定點開啟起搏脈沖一段非常短的時間的技術編碼。在脈沖的開啟部分期間，沒有電流通過無引線心臟起搏器的電極。開啟部分的定時可用于編碼信息。開啟分段的特定長度取決于編程器檢測開啟部分的能力。一定量的信號平滑或者低通濾波能夠預期來自編程器的電極/皮膚接口以及無引線心臟起搏器的電極/組織固有的電容。開啟分段設置為足夠長的持續(xù)時間，以使能編程器2904的精確檢測，限制在單個起搏脈沖期間能夠傳輸?shù)男畔⒘?。因此，用于通信的技術能夠包括在生物激勵器的激勵電極上生成植入的激勵脈沖以及編碼生成的激勵脈沖上的信息。脈沖上的編碼信息能夠包括在激勵脈沖的選擇時間部分開啟激勵脈沖一段選擇持續(xù)時間，從而開啟通過激勵電極移動電流以及開啟部分的定時編碼信息。以起搏脈沖的形式編碼信息的另一方法包含改變脈沖序列中的連續(xù)起搏脈沖的定時。除非抑制或者觸發(fā)，起搏脈沖以預定間期發(fā)生。任一兩個脈沖之間的間期能夠稍微改變以給予脈沖系列上的信息。以位為單位的信息量由脈沖移動的時間分辨率確定。脈沖移動的步驟通常是微秒左右。直到多個毫秒的移動脈沖不影響起搏治療以及不能由病人傳感，然而有效信息能夠通過改變微秒范圍內(nèi)的脈沖間期傳輸。如果抑制或者觸發(fā)許多脈沖，則以脈沖變化的形式編碼信息的方法較少有效。因此，用于通信的技術能夠包括在植入的生物激勵器的激勵電極上生成激勵脈沖以及編碼生成的激勵脈沖上的信息，其包括有選擇地改變連續(xù)激勵脈沖之間的定時。另外或者除編碼開啟部分和/或脈沖間期中的信息之外，全部起搏脈沖寬度可用于編碼信息。以起搏脈沖的形式編碼信息的三種描述的方法都能夠使用編程器2904來區(qū)分起搏脈沖與病人的正常心電圖，例如通過比較心臟周期期間生成的R波來識別起搏脈沖的特定形態(tài)。例如，外部編程器2904能夠適合于通過執(zhí)行在心臟周期期間產(chǎn)生的起搏脈沖和R波的比較模式識別區(qū)分心電圖中生成的心臟起搏脈沖與自然的心臟去極化。說明性外部編程器2904和相關聯(lián)的操作方法或者技術使能使用傳導通信呈現(xiàn)給用戶從植入的生物激勵器或者無引線心臟起搏器2902聚集的信息。呈現(xiàn)的一些信息可能包括電池電壓、引線阻抗、心電圖振幅、或者裝置的電流耗盡。除諸如將要在無引線心臟起搏器中設置和編程的參數(shù)的其它信息之外的信息能夠呈現(xiàn)。信息能夠在顯示屏上呈現(xiàn)給用戶。外部編程器2904的一些實施例或者結構能夠包括到諸如便攜計算機或者終端的另一顯示設備的第二鏈接，例如或者無線的或者通過電纜。第二鏈接還可以包括用于在遠端顯示局域網(wǎng)或者因特網(wǎng)上的通信。圖29A描述包含外部編程器2904和兩個心臟內(nèi)植入的無引線心臟起搏器2902的采樣配置。外部編程器2904經(jīng)由兩個電極2906物理上連接到皮膚表面，其提供三個功能。第一，電極2906使用中頻10kHz到100kHz的調(diào)制信號從編程器2904傳輸編碼信息到植入的無引線心臟起搏器2902。第二，電極2906通過檢測無引線心臟起搏器2902的起搏脈沖中的編碼信息接收來自單個無引線心臟起搏器2902的信息。第三，電極2906通過編程器2904接收用于顯示和分析的表面心電圖。在圖29A中，兩個無引線心臟起搏器2902植入心內(nèi)膜。因此，在生物激勵器系統(tǒng)2900A或者2900B中，可植入的裝置2902可能包括一個或多個無引線心臟起搏器，其能夠植入心腔內(nèi)或者外壁附近。參考圖29B，類似系統(tǒng)用通過固定到心臟外表面植入的兩個無引線心臟起搏器2902的差別來表示。在圖29A和29B中示出的布置中，電極2906和編程器2904功能類似，無引線心臟起搏器2902是植入心臟內(nèi)還是心外膜(在外部心臟表面上)。無引線心臟起搏器是全部植入內(nèi)部還是全部植入外部心臟，沒有強加限制。可以與其它在心臟外表面上的植入一起將一個或多個植入心臟內(nèi)。編程器2904的功能基本上相同。雖然圖29A和29B中示出兩個電極2906，但是兩個通常是用于充分傳導通信的最小數(shù)量。能夠使用更多的電極，使能為了更好分析而在多個矢量處傳感心電圖(ECG)。兩個以上電極還使能選擇具有無引線心臟起搏器的傳導通信的矢量，從而最大化系統(tǒng)的信噪比。圖29A和29B中的每一個都描述兩個無引線心臟起搏器2902。取決于適合于有效治療的起搏器的數(shù)量，能夠植入一個、兩個、或多個無引線心臟起搏器。在各個實施例中，外部編程器2904能夠用于執(zhí)行一個或多個操作，諸如心電圖傳感、從植入的起搏器檢索狀態(tài)信息、同時在通過公共電極組傳遞的信息中修改多個植入的起搏器的配置參數(shù)、顯示心電圖、顯示從至少一個可植入的裝置接收的信息、及其它。在各個實施例中，起搏器2902能夠管理從內(nèi)部電池中提取有限功率的功率消耗，從而降低裝置體積。起搏器中的每個電路能夠用于避免大的峰值電流。例如，心臟起搏能夠通過放電橫過起搏電極的槽路電容器(未示出)完成。槽路電容器的再充電一般由充電泵電路控制。在具體實施例中，充電泵電路能夠節(jié)流以便以來自電池的恒定功率再充電槽路電容器。一個或多個無引線心臟起搏器能夠用于為激勵脈沖生成準備充電槽路電容器，安排脈沖生成之間的一個或多個窗口的時間，在一個或多個時間窗口期間使不能充電槽路電容器，以及當使不能槽路電容器時使能植入的生物激勵器的接收放大器。在一些實施例中，外部編程器2904能夠檢測來自無引線心臟起搏器2902的激勵脈沖以及在選擇延遲之后傳輸數(shù)據(jù)以符合使能無引線心臟起搏器的接收放大器的窗口?？芍踩氲难b置2902能夠使用諸如使用起搏脈沖寬度、起搏脈沖中的二進制代碼標記、起搏脈沖之間的空閑時間的調(diào)制、或者其它的適當?shù)木幋a技術編碼信息的各種技術編碼和/或解碼信息。外部編程器2904能夠使用圖31中描述的開關鍵控編碼以及調(diào)制技術編碼和/或解碼信息。然而，能夠使用任一其它適當?shù)姆椒ǎ瑥亩{(diào)制位流能夠在中高頻生成，例如頻移鍵控、頻率調(diào)制、或者幅移鍵控。參考圖30，示意方框圖示出適合于使用傳導通信與植入的生物激勵器系統(tǒng)通信的外部編程器3004的實施例。外部編程器3004包括用于耦合到與身體皮膚電接觸的至少兩個電極3006的接口3008，用于與一個或多個植入的生物激勵器通信。外部編程器3004還包括耦合到接口3008的雙向通信路徑3010R和3010T以及用于與一個或多個植入的生物激勵器雙向通信。通信路徑包括解碼由一個或多個植入的生物激勵器生成的以及通過身體組織傳導的激勵脈沖上編碼的信息的接收路徑3010R。雙向通信路徑3010R和3010T用于經(jīng)由電極3006與一個或多個無引線心臟起搏器通信以及通過身體組織傳導。外部編程器3004能夠具有雙向通信路徑3010R和3010T，其還包括使用避免骨骼肌肉激勵的調(diào)制通過身體組織的傳導從編程器3004傳遞信息到一個或多個植入的生物激勵器的傳輸路徑3010T。在一些布置中，雙向通信路徑3010R和3010T還能夠指定包括使用近似10kHz到100kHz頻率范圍內(nèi)的調(diào)制信號通過直接傳導從編程器3004向一個或多個植入的生物激勵器傳遞信息的傳輸路徑。還在一些布置中，兩個或多個電極3006和雙向通信路徑3010R和3010T能夠用于雙向信息信號通信以及用于傳感心電圖。還在一些實施例中，雙向通信路徑3010R和3010T還能夠包括傳輸路徑3010T，其在公共通信事件中從編程器3004向多個植入的裝置傳遞信息。在一些實施例或者選擇的操作情況中，傳輸路徑3010T能夠用于在公共通信事件中從編程器3004向多個植入的裝置傳遞信息，從而特定到單個植入的裝置或者植入的裝置的子集的信息具有分配給單個植入的裝置或者植入的裝置的子集的以及以信息形式編碼的唯一地址。傳輸路徑3010T還可以用于在公共通信事件中從編程器3004向多個植入的裝置傳遞信息，從而信息指定由具體植入的裝置或者植入的裝置的具體子集執(zhí)行的特定功能。信息傳遞到多個植入的裝置，其沒有用于由具體植入的裝置或者僅僅植入的裝置的具體子集執(zhí)行的激活的單個地址信息。還可以單獨地或者與其它技術結合布置傳輸路徑3010T，以便在公共通信事件中從編程器3004向多個植入的裝置傳遞信息，從而信息指定由具體植入的裝置或者植入的裝置的具體子集執(zhí)行的特定功能，其包括特定到適合于識別接收信息與功能有關的功能的編程。在說明性實施例中，雙向通信路徑3010R和3010T包括在編程器3004和皮膚表面之間形成傳導通信通道的兩個或多個電極3006，以及傳輸路徑3010T。傳輸路徑3010T包括處理器3012、命令/消息編碼器3030、調(diào)制器3032、以及放大器3036。處理器3012用于與一個或多個植入的無引線心臟起搏器通信信息。命令/消息編碼器3030經(jīng)由并行接口耦合到處理器3012以及用于編碼和串行化數(shù)據(jù)為位流。信息編碼能夠從諸如開關鍵控、頻移鍵控、頻率調(diào)制、以及幅移鍵控的編碼技術中選擇。調(diào)制器3032耦合到命令/消息編碼器3030以及使用大約10kHz到大約100kHz頻率范圍接收和調(diào)制串行化數(shù)據(jù)。放大器3036耦合到調(diào)制器3032并且增加信號振幅到適合于強健傳導通信的級別。雙向通信路徑3010R和3010T還包括接收路徑3010R，其包括適合于從信息信號中分離心電圖的低通濾波器3014。在各個實施例和布置中，雙向通信路徑3010R和3010T還包括接收路徑3010R，其通過身體組織的傳導在編程器3004接收來自一個或多個植入的生物激勵器的信息。例如通過解碼由生物激勵器使用起搏脈沖寬度、使用起搏脈沖中的二進制代碼標記、使用起搏脈沖之間空閑時間的調(diào)制、或者用于在生物激勵器中編碼數(shù)據(jù)的其它適當?shù)募夹g編碼的數(shù)據(jù)，接收路徑3010R能夠解碼信息。在說明性實施例中，雙向通信路徑3010R和3010T耦合到在編程器3004和皮膚表面之間形成傳導通信通道的兩個或多個電極3006，以及接收路徑3010R。接收路徑3010R包括心電圖(ECG)放大器/過濾器3014、在圖30中沒有示出的模擬數(shù)字轉換器(ADC)、以及處理器3012。心電圖(ECG)放大器/過濾器3014包括用于選擇和放大大約1Hz到大約100Hz頻率范圍內(nèi)的信號的微分帶通放大器。模擬數(shù)字轉換器(ADC)用于數(shù)字化過濾和放大信號。處理器3012耦合到ADC以及用于接收和可選擇地顯示ECG數(shù)據(jù)，以及用于解碼以心臟起搏脈沖形式編碼的信息。編程器3004還包括耦合到雙向通信路徑的處理器3012以及用于管理與例如無引線心臟起搏器的一個或多個生物激勵器的通信。如圖29A和29B描述所示，無引線心臟起搏器能夠植入心腔的內(nèi)或者外壁附近。如圖30所示，外部電極3006使能編程器3004和皮膚表面之間的傳導通信通道。心電圖(ECG)信號進入ECG放大器/過濾器3014，其能夠包括微分帶通放大器。通常，ECG信號具有在1Hz和100Hz范圍之間的光譜成分。能夠選擇用于ECG放大器/過濾器3014的帶通濾波器磁極，因此在1Hz到100Hz范圍內(nèi)傳遞足夠的信號能量，同時過濾與心臟活動不相關聯(lián)的其它信號。ECG信號能夠使用模擬數(shù)字轉換器(ADC)放大和數(shù)字化。一旦數(shù)字化，信號就傳遞到處理器，例如中央處理單元(CPU)3012。在一些實施例中，能夠與兩個以上的電極一起實施電極3006以便使能將要在多個矢量處傳感的心電圖(ECG)以及還使能從用于與植入的無引線心臟起搏器傳導通信的多個矢量中選擇，因此系統(tǒng)信噪比能夠得到改進或者最大化。CPU3012使用顯示接口3016接收以及可選擇地顯示ECG數(shù)據(jù)，以及還可以顯示通過編碼起搏脈沖取得的從植入的無引線心臟起搏器中取得的其它數(shù)據(jù)，諸如電池電壓、引線阻抗、傳感心臟信號振幅、或者其它的系統(tǒng)狀態(tài)信息。CPU3012還能夠接受用戶經(jīng)由鍵盤和/或觸摸屏接口3018的輸入。選擇用戶輸入的一些示例，如用于植入的無引線心臟起搏器的起搏速度或者起搏脈沖振幅。CPU3012還可以在網(wǎng)絡接口3020上與諸如便攜計算機或者膝上型電腦/桌面單元的其它數(shù)據(jù)入口或者顯示單元通信。網(wǎng)絡接口3020能夠是電纜或者無線的，以及為了更大的連接性還可以使能與局域網(wǎng)或者因特網(wǎng)的通信。處理器3012耦合到雙向通信路徑以及用于執(zhí)行一個或多個各種操作，諸如心電圖傳感、從植入的起搏器檢索狀態(tài)信息、在通過公共電極組傳遞的信息中修改單個或者多個心臟周期內(nèi)的多個植入的起搏器的配置參數(shù)、以及其它操作。耦合到處理器3012的顯示接口3016能夠用于顯示從電極3006傳感的心電圖。在一些布置或者實施例中，第二鏈接3020能夠耦合到處理器3012以及用于到和/或從遙控顯示和/或數(shù)據(jù)入口裝置的單向或者雙向無線或者電纜傳輸，以便顯示從至少兩個電極傳感的心電圖、和/或管理編程器和/或至少一個植入的生物激勵器。CPU3012能夠基于存儲在非易失性存儲器(Flash)3022中的硬件而執(zhí)行操作。非易失性存儲器3022還可以用來存儲當移除功率時將要維持的參數(shù)或者值。CPU3012使用易失性存儲器或者隨機存取存儲器(RAM)3024作為諸如ECG數(shù)據(jù)、狀態(tài)信息、通信存儲器、以及其它數(shù)據(jù)的信息的通用存儲器。在正常操作期間電池以及電源調(diào)節(jié)器3026向編程器3004給予恒定電壓。時鐘模塊3028生成由CPU3012以及接口組塊使用的、用于定時的系統(tǒng)時鐘信號。在與一個或多個植入的無引線心臟起搏器通信信息的操作期間，CPU3012傳送并行接口上的信息到命令/消息編碼器3030，其串行化數(shù)據(jù)為位流。串行化數(shù)據(jù)傳送給調(diào)制器3032。例如串行化位流使用10kHz和100kHz之間的頻率進行調(diào)制。可選擇的分離調(diào)制器時鐘3034提供選擇載波頻率處的定時信號，其可以由調(diào)制器3032使用。放大器3036設置信號振幅為使能強健傳導通信的級別。調(diào)制位流的采樣在圖31中示出，其中邏輯高顯示為中高頻正弦波。圖31中描述的編碼和調(diào)制技術是開關鍵控。然而，可以使用能夠生成調(diào)制位流的任一其它適當?shù)姆椒ǎ珙l移鍵控、頻率調(diào)制、或者幅移鍵控。因為能夠植入多個生物激勵器裝置，所以來自編程器3004的信息的通信能夠由全部裝置檢測到，使能信息發(fā)給每個植入的裝置，而同一信息不發(fā)出多次。如果用于通信的信息特定到單個植入的裝置或者裝置的子集，則能夠給每個裝置或者子集分配唯一地址。地址以發(fā)給多個裝置的信息的形式編碼，以及任一單個裝置能夠選擇使用匹配地址或者具體裝置所屬的子集的地址的信息。如果每個植入的裝置或者裝置的子集執(zhí)行不同于其它植入的裝置的特定功能，則信息可以傳遞到特定裝置或者子集中，而沒有組或者單個地址的附加開銷。例如，當裝置或者子集僅僅能夠對特定功能負責時。當編程器3004傳輸信息到全部組，但是信息僅僅與該組的裝置或者子集有關時，則不能使用信息的任一裝置都可能忽略多余的信息。技術假定每個裝置具有特定到相關聯(lián)功能的唯一編程，以及每個裝置能夠識別接收信息是否與功能有關。使用說明性技術的裝置不是通用的。每個裝置的功能能夠在制造時或者在植入時或者其后定義。給裝置附加標簽或者標志，因此一旦檢閱就能夠知道相關聯(lián)的功能。為了減少操作無引線心臟起搏器的峰值電流，能夠使用在隨后起搏脈沖之間發(fā)生一個或者多個窗口的技術，在此期間無引線心臟起搏器不為下一起搏脈沖準備充電起搏槽路電容器。作為替代，起搏器使能內(nèi)部接收放大器。因為編程器3004能夠傳感來自植入的裝置的起搏脈沖，所以編程器3004能夠安排數(shù)據(jù)傳輸?shù)臅r間，以便符合一個或多個窗口預定義同步。因為充電器和接收放大器——兩個功率密集元件，從不同時操作，所以峰值電流能力發(fā)生降低。因為與起搏脈沖之間的周期相比，數(shù)據(jù)傳輸通常非常短，所以窗口技術將不會有效降低無引線心臟起搏器在起搏脈沖之間有效充電起搏槽路電容器的能力。再次參考圖30，由編程器3004從特定植入的無引線心臟起搏器取得的數(shù)據(jù)在表面電極3006上接收并且傳遞到放大器/過濾器3040，其起從輸入信號中移除噪音的作用。由放大器/過濾器3040執(zhí)行的任一過濾用于使編碼脈沖盡可能地完整。消息解碼器3038確定接受信號實際上是起搏脈沖還是諸如心臟R波的另一信號。如果抑制脈沖，則因為僅僅能夠使用起搏器生成的起搏脈沖來傳輸數(shù)據(jù)，所以在起搏脈沖之間使用空閑時間調(diào)制的編碼數(shù)據(jù)的方法效果較差。當數(shù)據(jù)以起搏脈沖中的二進制代碼標記的形式或者通過改變起搏脈沖寬度編碼時，如果抑制治療起搏脈沖，則雖然起搏脈沖的唯一目的是傳輸數(shù)據(jù)到編程器或者可選擇地到至少一個其它植入的生物激勵器，但是在傳感搏動之后的心臟的不應期期間無引線心臟起搏器仍然能夠生成非治療脈沖。參考圖32A至32E，示意流程圖描述可用于在可植入的生物激勵器系統(tǒng)中通信的方法的各個實施例的技術。根據(jù)圖32A，說明性方法3200包括在外部編程器監(jiān)控3202通過身體組織傳導到身體表面電極的電信號，以及檢測3204由身體植入的生物激勵器生成的脈沖。外部起搏器解碼3206以由身體植入的生物激勵器生成的脈沖的形式編碼的信息。參考圖32B，方法3210還能夠包括在植入的無引線心臟起搏器處生成3212心臟起搏脈沖。通過選擇性地改變起搏脈沖形態(tài)來編碼3214在植入無引線心臟起搏器處生成的心臟起搏脈沖上信息，所述起搏脈沖形態(tài)對于激勵脈沖的治療效果和能量成本來說是良性的。在各個實施例中，植入的無引線心臟起搏器能夠使用諸如使用起搏脈沖寬度、使用起搏脈沖中的二進制代碼標記、使用起搏脈沖之間的空閑時間的調(diào)制進行編碼的一個或多個技術來編碼信息。心臟起搏脈沖經(jīng)由用于無天線以及無遙測線圈通信的電極傳導3216到身體組織中。在生成的心臟起搏脈沖上編碼的信息能夠包括起搏器狀態(tài)信息、電池電壓、引線阻抗、傳感心臟信號振幅、起搏器電流耗盡、程序參數(shù)、等等。參考圖32C，方法3220還能夠包括在植入的無引線心臟起搏器處生成3222心臟起搏脈沖以及通過選擇性的改變起搏脈沖形態(tài)來編碼3224在植入的無引線心臟起搏器處生成的心臟起搏脈沖上的信息，所述起搏脈沖形態(tài)對于起搏脈沖的治療效果和能源成本來說是良性的。在自然的心臟去極化之后的不應期期間，植入的無引線心臟起搏器檢測3226自然的心臟去極化以及用延遲傳送抑制3228心臟起搏脈沖傳送。心臟起搏脈沖經(jīng)由用于天線更少和遙測線圈更少的通信的電極傳導3230到身體組織中。參考圖32D，方法3240的各個實施例能夠包括為激勵脈沖生成準備充電3242槽路電容器。激勵脈沖在植入的生物激勵器的激勵電極上生成3244以及信息在生成的激勵脈沖上編碼3246。一個或多個窗口能夠安排3248脈沖生成之間的時間。當使不能槽路電容器時，在使能3252植入的生物激勵器中的一個或多個時間窗口和接收放大器期間使不能3250槽路電容器的充電。外部編程器傳感3254由植入的生物激勵器生成的激勵脈沖以及從外部編程器傳輸3256信息到植入的生物激勵器，以符合一個或多個時間窗口。例如，外部編程器能夠檢測來自植入的生物激勵器的激勵脈沖，安排選擇延遲間期的時間，以及在選擇延遲之后傳輸數(shù)據(jù)，以符合使能植入的生物激勵器的接收放大器的窗口。參考圖32E，方法3260的各個實施例能夠包括經(jīng)由兩個或多個身體表面電極物理連接3262外部編程器到身體表面以及在外部編程器和一個或多個植入的無引線心臟起搏器之間通信3264信息。使用在大約10kHz至大約100kHz頻率范圍內(nèi)的調(diào)制信號，經(jīng)由身體表面電極將編碼信息從外部編程器傳輸3266到植入的無引線心臟起搏器。通過檢測以生成的起搏脈沖形式編碼的信息，外部編程器經(jīng)由身體表面電極接收3268來自一個或多個植入的無引線心臟起搏器的信息。外部編程器還可以經(jīng)由用于顯示和分析的身體表面電極接收3270表面心電圖。在此使用的術語“基本上”、“本質上”、或者“大約”涉及相對應術語在行業(yè)上接受的公差。如此行業(yè)上接受的公差在小于百分之一至百分之二十的范圍內(nèi)，以及與組件值、集成電路處理變化、溫度變化、升降時間、和/或熱噪音相對應，但是并不局限于此。如在此使用的術語“耦合”包括直接耦合以及經(jīng)由另一組件、元件、電路、或者模塊的間接耦合，其中對于間接耦合，介入組件、元件、電路、或者模塊不會修改信號的信息，但是有可能調(diào)節(jié)它的電流級別、電壓級別、和/或功率級別。推斷耦合，例如由一個元件耦合到另一元件推斷，包括以與“耦合”相同的方式在兩個元件之間直接和間接耦合。當本公開描述各個實施例時，這些實施例將被理解為說明而不是限制權利要求范圍。對描述的實施例的多種改變、修改、添加、以及改進是可能的。例如，那些本領域普通技術為員將容易地實施提供在此公開的結構和方法所必需的步驟，以及將理解處理參數(shù)、材料、以及尺寸僅僅用示例的方法給出。在權利要求的范圍內(nèi)，能夠改變以及修改參數(shù)、材料、和尺寸來完成所要求的結構。當屬于下列權利要求范圍之內(nèi)時，可以對在此公開的實施例進行改變和修改。例如，雖然描述集中在起搏器、系統(tǒng)、結構、以及技術，但是其也能夠應用于其它使用中。在此使用的措詞和術語意在描述而不應該認為是限制。關于描述，組件部分的最佳空間關系將包括尺寸、材料、形狀、形式、功能以及操作方式的變化，對于一個本領域普通技術為員來說認為很顯然以及很明顯的部件和使用以及在附圖中說明并且在說明書中描述的那些全部同等物關系意在由本說明書包含。因此，認為上文僅僅說明結構和操作的原則。本領域普通技術人員將容易地進行大量的改變和修改，因此范圍并不局限于所示出和描述的精確結構與操作，相應地，包括所有適當?shù)男薷暮屯任铩?