本公開涉及可植入式醫(yī)療裝置系統(tǒng)以及用于使用光學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置來遞送治療的相關(guān)聯(lián)方法。

背景技術(shù)：

可植入式起搏器和復(fù)律除顫器(ICD)可用于向患者的心臟遞送電刺激治療，如心動過緩起搏、心臟再同步治療(CRT)、抗心動過速起搏和心臟復(fù)律/除顫電擊。醫(yī)療裝置技術(shù)進(jìn)步導(dǎo)致產(chǎn)生了越來越小的可植入式裝置。最近，提出了可被直接植入心臟腔室中的無引線心內(nèi)起搏器。去除靜脈引線、心內(nèi)引線具有若干優(yōu)點(diǎn)。例如，可以消除與從皮下起搏器袋經(jīng)靜脈延伸至心臟中的引線相關(guān)聯(lián)的干擾所導(dǎo)致的復(fù)雜性。在使用沒有靜脈引線的心內(nèi)起搏器時，消除了其他復(fù)雜性，如“Twiddler綜合征”、引線斷裂或引線與起搏器連接較差。

然而，在控制心內(nèi)起搏器與另一心臟腔室中發(fā)生的起搏或感測事件同步遞送起搏脈沖方面出現(xiàn)了新的挑戰(zhàn)。心臟再同步治療(CRT)是在一個心臟腔室中的感測或起搏事件之后以預(yù)定時間間期在另一個心臟腔室內(nèi)遞送起搏脈沖的起搏治療的示例。CRT是一種針對心力衰竭患者的療法，其中一個或多個心臟腔室被電起搏以便恢復(fù)或改善心臟腔室同步性。改善的心臟腔室同步有望緩解心力衰竭的癥狀。然而，實(shí)現(xiàn)CRT的積極臨床效益可能取決于若干治療控制參數(shù)，如用于控制起搏脈沖遞送的定時間期，例如房室(AV)間期和/或室間(VV)間期。AV間期控制心室起搏脈沖相對于心房去極化(固有或起搏)的定時。VV間期控制一個心室中的起搏脈沖相對于另一個心室中的起搏或固有的感測事件的定時。起搏可以在右心室(RV)和/或左心室(LV)中被遞送以便恢復(fù)心室同步性。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

總體而言，本公開涉及一種包括治療遞送裝置和感測裝置的可植入式醫(yī)療裝置(IMD)系統(tǒng)以及用于觸發(fā)所述治療遞送裝置遞送治療的相關(guān)聯(lián)方法。所述感測裝置感測生理信號從而確定需要治療并且生成控制信號，當(dāng)需要由所述治療遞送裝置進(jìn)行治療遞送時所述控制信號被傳遞至光學(xué)發(fā)射裝置。所述光學(xué)發(fā)射裝置發(fā)射由所述治療遞送裝置檢測的光學(xué)觸發(fā)信號。響應(yīng)于檢測到所述觸發(fā)信號，所述治療遞送裝置對治療的至少一部分進(jìn)行遞送。

在一個示例中，本公開提供了一種用于自動遞送治療的醫(yī)療裝置系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括：第一裝置，所述第一裝置被配置成用于感測生理信號并響應(yīng)于所述生理信號而生成控制信號；光學(xué)發(fā)射裝置，所述光學(xué)發(fā)射裝置由所述第一裝置控制用于響應(yīng)于從所述第一裝置接收到所述控制信號而發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號；以及第二裝置，所述第二裝置包括用于接收所述光學(xué)觸發(fā)信號的光檢測器。所述第二裝置被配置成用于檢測所述光學(xué)觸發(fā)信號并響應(yīng)于檢測到所述光學(xué)觸發(fā)信號而向患者遞送治療。

在另一示例中，本公開提供了一種用于由醫(yī)療裝置系統(tǒng)遞送自動治療的方法。所述方法包括：通過第一裝置感測生理信號，響應(yīng)于所述生理信號而通過所述第一裝置生成控制信號，控制光學(xué)發(fā)射裝置響應(yīng)于所述控制信號而發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號，由包括光檢測器的第二裝置檢測所述光學(xué)觸發(fā)信號，以及響應(yīng)于所述光檢測器檢測到所述光學(xué)觸發(fā)信號而向患者遞送治療。

在又另一示例中，本公開提供了一種存儲有指令集的非瞬態(tài)計算機(jī)可讀存儲介質(zhì)，所述指令集使可植入式醫(yī)療裝置系統(tǒng)：通過第一裝置感測生理信號；響應(yīng)于所述生理信號而由所述第一裝置生成控制信號；響應(yīng)于所述控制信號而控制光學(xué)發(fā)射裝置發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號；由包括光檢測器的第二裝置檢測所述光學(xué)洗護(hù)發(fā)信號；以及響應(yīng)于所述光檢測器檢測到所述光學(xué)觸發(fā)信號而向患者遞送治療。

本發(fā)明內(nèi)容旨在提供對本公開中所描述的主題的概述。本發(fā)明內(nèi)容并不旨在提供對附圖和以下說明書中詳細(xì)描述的裝置和方法的獨(dú)有的或詳盡的解釋。以下附圖和說明闡述了一個或多個示例的進(jìn)一步細(xì)節(jié)。

附圖說明

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

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

圖2A是概念圖，展示了可以用于感測患者的心臟電信號并向患者的心臟提供治療的IMD系統(tǒng)。

圖2B是概念圖，展示了根據(jù)替代性示例的IMD系統(tǒng)10’。

圖3A和圖3B是患者的解剖結(jié)構(gòu)的截面視圖，描繪了在圖2A中所示的系統(tǒng)中所包括的光學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置的替代性配置。

圖4A是概念圖，展示了根據(jù)替代性示例的IMD系統(tǒng)。

圖4B是概念圖，展示了包括多個醫(yī)療遞送裝置的IMD系統(tǒng)。

圖5是在圖2中所示的可植入式復(fù)律除顫器(ICD)的一個實(shí)施例中所包括的電子電路的功能框圖。

圖6A是在圖2中所示的系統(tǒng)中所包括的觸發(fā)式起搏器的概念圖。

圖6B是根據(jù)替代性實(shí)施例的觸發(fā)式起搏器的概念圖。

圖6C是圖6A中所示的起搏器的截面視圖。

圖7A是圖2A的根據(jù)一個示例的起搏器的功能框圖。

圖7B是在圖7A的起搏器中所包括的光檢測器的一個示例的圖。

圖8A是被示為心內(nèi)起搏器的光學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置的概念圖。

圖8B是圖8A中所示的起搏器的概念側(cè)視截面視圖。

圖9A是起搏器的替代性示例的概念圖。

圖9B是圖9A中所示的起搏器的概念側(cè)視截面視圖。

圖10為根據(jù)一個示例的用于控制加治療遞送裝置的方法的流程圖。

圖11為用于控制由心內(nèi)起搏器自動遞送的心臟起搏治療的方法的流程圖。

圖12為根據(jù)一個實(shí)施例的用于控制加CRT的方法的流程圖。

具體實(shí)施方式

在此公開了IMD系統(tǒng)及相關(guān)聯(lián)技術(shù)，用于使用植入在一個位置處的感測裝置感測生理信號并觸發(fā)治療遞送裝置向第二位置處的靶標(biāo)患者組織遞送自動治療。所述治療遞送裝置被由所述感測裝置控制的發(fā)光裝置所傳輸?shù)墓鈱W(xué)觸發(fā)信號觸發(fā)以遞送治療。由分開的感測裝置和治療遞送裝置實(shí)現(xiàn)自動治療遞送，而不需要這兩個裝置彼此物理地連接。除了別的以外，去除IMD系統(tǒng)的感測部件與治療遞送部件之間的物理連接使得能夠使用微創(chuàng)植入手術(shù)，減小了IMD系統(tǒng)部件的尺寸和/或去除了一些部件，如醫(yī)療引線感測能力、和治療遞送裝置中的射頻(RF)放大器和收發(fā)器。

如在此所使用的，“光學(xué)觸發(fā)信號”是當(dāng)將電子控制信號應(yīng)用于光學(xué)換能器時所述換能器所發(fā)射的光學(xué)信號。所述光學(xué)觸發(fā)信號是命令信號，由感測裝置生成所述命令信號并使用光能作為通信手段通過發(fā)射裝置將其發(fā)送至治療遞送裝置。如在此所使用的光學(xué)觸發(fā)信號并不是可以由光學(xué)傳感器感測到的生理信號，如血氧飽和信號，所述光學(xué)傳感器采集用于測量生理參數(shù)的光以便確定是否需要治療。相反，所述光學(xué)觸發(fā)信號是在已經(jīng)做出需要治療的決定之后所發(fā)射的由裝置生成的控制信號。所述光學(xué)控制信號是用于控制治療的定時的控制信號。

如在此所使用的“觸發(fā)式治療遞送裝置”是被所述光學(xué)觸發(fā)信號觸發(fā)用于向靶標(biāo)患者組織遞送治療的裝置。在此所述的示意性實(shí)施例中，所述治療是電刺激治療，如心臟起搏脈沖，但是還考慮了其他類型的治療，如藥物遞送。

所述觸發(fā)式治療遞送裝置包括響應(yīng)于經(jīng)受所述光學(xué)觸發(fā)信號而產(chǎn)生電信號的換能器或光敏部件。將所述電信號與觸發(fā)信號檢測閾值進(jìn)行比較，并且當(dāng)超過所述檢測閾值時使所述治療遞送裝置向患者的靶標(biāo)組織遞送治療性刺激脈沖(或其他治療)。因此，如在此所公開的“觸發(fā)式治療遞送裝置”并不是在對使用光學(xué)換能器所感測到的生理信號(如被測量以用于檢測生理事件或條件的血氧飽和信號或其他隨時間改變的光學(xué)信號)進(jìn)行處理或分析的基礎(chǔ)上做出遞送治療決定的。遞送治療的決定是由正控制所述發(fā)射裝置發(fā)射所述光學(xué)觸發(fā)信號的所述感測裝置做出的。所述感測裝置和所述治療遞送裝置不需要彼此處于有線連接。

圖1是包括光學(xué)觸發(fā)的治療遞送裝置的IMD系統(tǒng)2的概念圖。系統(tǒng)2包括感測裝置4、光學(xué)發(fā)射裝置5、和治療遞送裝置6。感測裝置4能夠感測生理信號以便確定何時需要治療。感測裝置4可能或可能不能夠直接向患者遞送治療。感測裝置4至少能夠感測生理信號、基于所述生理信號確定需要治療、并且產(chǎn)生被傳遞給發(fā)射裝置5的控制信號3。在各個示例中，感測裝置4可以是起搏器、ICD、ECG監(jiān)測器、血液動力監(jiān)測器、神經(jīng)刺激器、藥物泵、或其他IMD。

感測裝置4與光學(xué)發(fā)射裝置5處于無線通信或有線通信。感測裝置4向發(fā)射裝置5發(fā)送控制信號3，從而使發(fā)射裝置5發(fā)射光學(xué)信號7。在圖中，發(fā)射裝置5被示為與感測裝置4分開的裝置，然而在一些示例中，發(fā)射裝置5被結(jié)合在感測裝置4中。在一些應(yīng)用中，合并有發(fā)射裝置5的感測裝置可以被植入在治療遞送裝置6的光學(xué)觸發(fā)信號接收范圍內(nèi)的位置處(或者位于其外部)。在其他示例中，感測裝置4和治療遞送裝置6的物理位置可能相距太遠(yuǎn)或被高度反射性組織或光衰減性解剖結(jié)構(gòu)所分隔開，所述高度反射性組織或光衰減性解剖結(jié)構(gòu)會阻止治療遞送裝置6從感測裝置4對光學(xué)觸發(fā)信號的可靠接收。在這些情形下，發(fā)射裝置5位于與感測裝置4間隔開的位置處，并且被定位成用于將所述光學(xué)觸發(fā)信號可靠地傳輸至治療遞送裝置6。

在各個實(shí)施例中，感測裝置4可以感測用于確定需要治療的具體應(yīng)用中所使用的任何生理信號或生理信號的組合。此類信號可以包括但不限于電信號，如ECG(心電圖)、EGM(心臟電描記圖)、EMG(肌電圖)、EEG(腦電圖)、或神經(jīng)動作電位。另外或替代性地，感測裝置4可以被配置成用于感測機(jī)械或化學(xué)生理信號。感測裝置4可以感測到的其他生理信號包括但不限于：血壓信號或其他壓力信號、光學(xué)信號(如用于確定血氧飽和或阻止氧飽和的光學(xué)信號)、聲學(xué)信號(如心音)、活動信號、或姿勢信號。

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

當(dāng)感測裝置4確定到了遞送治療的時間時，控制信號3被傳遞給光學(xué)發(fā)射裝置5。發(fā)射裝置5可以通過醫(yī)用引線物理地耦合至感測裝置4，用于將控制信號3作為電信號傳遞至發(fā)射裝置5。替代性地，發(fā)射裝置5可以被配置成用于從感測裝置4接收無線遙測通信信號，如使發(fā)射裝置5發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號7的射頻(RF)命令信號。

治療遞送裝置6包括光檢測器8，所述光檢測器可以包括導(dǎo)光性窗口和光電檢測器或其他光探測部件。響應(yīng)于檢測到光學(xué)觸發(fā)信號7，治療遞送裝置6遞送治療，如一個或多個電刺激脈沖。

治療遞送裝置6一般是被適配成植入靶標(biāo)治療遞送位點(diǎn)的小型化裝置。在一些應(yīng)用中，目標(biāo)治療遞送位點(diǎn)需要最小化的裝置尺寸以避免復(fù)雜性、使患者不適最小化、和/或便于微創(chuàng)植入手術(shù)。這樣，治療遞送裝置6可以具有降低的用于感測生理信號、數(shù)據(jù)采集、RF或其他遙測通信的功能，或者可以正常存在于起搏器、ICD、神經(jīng)刺激器或被配置成用于向患者自動遞送治療的其他類型的IMD中的功能。

例如，治療遞送裝置6可以是具有沿著裝置6的外殼定位的電極的經(jīng)導(dǎo)管脈沖發(fā)生器。在其他示例中，攜帶一個或多個電極的短引線可以延伸自裝置6。在下文更詳細(xì)描述的示意性實(shí)施例中，治療遞送裝置6是經(jīng)導(dǎo)管心內(nèi)起搏器，所述經(jīng)導(dǎo)管心內(nèi)起搏器被來自發(fā)射裝置5的光學(xué)信號觸發(fā)以遞送一個或多個心臟起搏脈沖。如在此所使用的，“經(jīng)導(dǎo)管”起搏器(或其他經(jīng)導(dǎo)管裝置)是這樣的裝置：可以通過導(dǎo)管或其他細(xì)長管狀遞送工具植入在目標(biāo)位置處，以便將所述裝置前進(jìn)至所述目標(biāo)位置，而不必在目標(biāo)位置具有直接視線。治療遞送裝置6并不限于心臟起搏器。裝置6可以具體化為其他類型的電刺激治療遞送裝置，如被配置成用于向任何可興奮組織遞送電刺激(包括中樞神經(jīng)系統(tǒng)、外周神經(jīng)系統(tǒng)、平滑肌組織和/或骨骼肌組織)的裝置。

而且，應(yīng)認(rèn)識到，被光學(xué)觸發(fā)信號7所觸發(fā)以遞送治療的治療遞送裝置6并不限于電刺激治療遞送裝置。在替代性實(shí)施例中，治療遞送裝置6可以被配置成用于使用機(jī)械、光學(xué)、制藥或其他治療性裝置遞送其他類型的治療。例如，治療遞送裝置6可以是用于遞送藥物或生物制劑的流體遞送裝置。

圖1B是可以包括在圖1A的用于觸發(fā)光學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置6的IMD系統(tǒng)2中的感測裝置4的一個示例的概念圖。感測裝置4可以或可以不包括治療遞送能力。在圖1B的示例中，感測裝置4是向治療遞送裝置6發(fā)送光學(xué)觸發(fā)信號以實(shí)現(xiàn)治療遞送的僅感測裝置?！皟H感測”裝置是感測一個或多個生理信號從而確定需要治療但并不向靶標(biāo)患者組織直接遞送治療的裝置。

感測裝置4可以包括一對感測電極19，這對感測電極沿著導(dǎo)電外殼21的非絕緣部分。發(fā)射裝置5’被設(shè)置為基于外殼的發(fā)射裝置，所述基于外殼的發(fā)射裝置沿著光學(xué)窗口9被定位于外殼21內(nèi)。發(fā)射裝置5’可以包括一個或多個通過窗口9和相鄰組織向治療遞送裝置6傳輸觸發(fā)信號的光學(xué)換能器。窗口9被密封在外殼21的開口內(nèi)并且被配置成將發(fā)射的光學(xué)信號從發(fā)射裝置5高效地聯(lián)接至相鄰組織。

在一個示例中，感測裝置4可以皮下地定位于胸骨旁位置以感測患者心臟的ECG信號。治療遞送裝置6可以是植入在心臟腔室的心內(nèi)起搏器。感測裝置4將光學(xué)觸發(fā)信號從發(fā)射裝置5’傳輸至治療遞送裝置6，從而觸發(fā)治療遞送裝置6遞送一個或多個起搏脈沖。以這種方式，無引線的心臟起搏系統(tǒng)被設(shè)置為包括兩個尺寸最小化的可植入裝置。

圖2A是概念圖，展示了可以用于感測患者12內(nèi)的心臟電信號并向心臟26提供治療的可植入式醫(yī)療裝置(IMD)系統(tǒng)。IMD系統(tǒng)10包括心內(nèi)起搏器100以及耦合至血管外除顫引線16的ICD 14。除顫引線16包括除顫電極24(可以是細(xì)長的線圈電極)、一對感測電極28和30(被展示為環(huán)形電極但可以是其他類型的電極)和光學(xué)信號發(fā)射裝置18。光學(xué)信號發(fā)射裝置18包括光學(xué)換能器，所述光學(xué)換能器被ICD 14控制發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號以使起搏器100遞送一個或多個起搏脈沖。

ICD 14被示為皮下地植入在患者12的左側(cè)。連接到ICD 14上的除顫引線16從ICD 14居中地延伸到患者12的胸骨22和劍突20。在靠近劍突20的位置處，除顫引線16皮下地向上方彎曲或轉(zhuǎn)動并延伸，基本上平行于胸骨22。除顫引線16可以被植入為使得引線16對于胸骨主體22的左側(cè)或右側(cè)橫向地偏移，并且可以皮下地植入例如皮膚與肋骨或胸骨之間。取決于ICD 14的位置、電極24、28、和30和光學(xué)信號發(fā)射裝置18沿著引線16的位置以及起搏器100的位置、或其他因素，除顫引線16可以被相對于胸骨22植入在其他位置或角度，或者被進(jìn)一步定位于上方或下方。在其他實(shí)例中，可以將引線16植入在其他血管外位置處。在一個示例中，引線16可以被至少部分地植入在胸骨下位置或胸廓32內(nèi)、胸腔內(nèi)以及心包內(nèi)或外，沒有必要與心臟26直接接觸。

除顫引線16被定位成使得除顫電極24與第二電極(如ICD 14的外殼15的一部分或安置在第二引線上的電極)之間的治療向量基本上跨過心臟26的心室。在一個示例中，治療向量可以被視為從除顫電極24上的點(diǎn)向ICD 14的外殼15(有時稱為“罐”電極)或罐上的點(diǎn)延伸的線。在另一個示例中，可以沿著胸骨22安置除顫引線16，這樣使得除顫電極18與外殼15(或其他電極)之間的治療向量基本上跨過心臟26的心房。在這種情況下，系統(tǒng)10可以用于提供心房治療，如治療心房纖維性顫動的治療。

光學(xué)信號發(fā)射裝置18被定位成用于建立光學(xué)信號傳輸通道，所述光學(xué)信號傳輸通道并不過分地衰減從發(fā)射裝置18向心內(nèi)起搏器100中所包括的接收器或檢測器傳輸?shù)墓鈱W(xué)觸發(fā)信號。例如，發(fā)射裝置18的位置可以被選擇為使得發(fā)射裝置18與起搏器100之間的直接光學(xué)通道盡可能地避免高度反射性或光衰減性組織。當(dāng)引線16被定位成在胸外時，發(fā)射裝置18可以被定位成在劍突20下方近似所示的位置。在其他示例中，發(fā)射裝置18相對于起搏器100被定位成用于建立高效光學(xué)傳輸通道，所述高效光學(xué)傳輸通道考慮了周圍和中間組織的光學(xué)特性。

除顫引線16可以包括在引線16的遠(yuǎn)端處或朝向引線16的遠(yuǎn)端的附接特征29。附接特征29可以用于輔助引線16的植入和/或用于將引線16固定在希望的植入位置的圈、鏈環(huán)、縫合或其他附接特征。在一些情況下，除了或代替附接特征29，除顫引線16可以包括固定機(jī)構(gòu)。例如，除顫引線16可以包括鄰近電極30或接近發(fā)射裝置18定位的縫線套管或其他固定機(jī)構(gòu)(未示出)，所述縫線套管或其他固定機(jī)構(gòu)被配置用于將引線16固定在劍突20或下胸骨位置附近。固定機(jī)構(gòu)(例如，縫線套管或其他機(jī)構(gòu))可以是與引線一體的或者可以在植入之前由用戶加入。固定機(jī)構(gòu)可以用于將發(fā)射裝置18穩(wěn)定地定位于(沿著肋間空間)劍突20下方、或其他期望位置從而防止發(fā)射裝置18轉(zhuǎn)動或偏移，由于身體組織的干涉或衰減，所述轉(zhuǎn)動或偏移會導(dǎo)致觸發(fā)信號錯向或觸發(fā)信號丟失。

盡管ICD 14被說明為植入在患者12的腋中線附近，但是也可以將ICD 14植入患者12的其他皮下位置處，如朝向腋后線在軀干上進(jìn)一步向后、朝向腋前線在軀干上進(jìn)一步向前、在胸肌區(qū)中、或在患者12的其他位置處。在ICD 14植入在胸部的情況下，引線16將順著不同的路徑，例如跨過上胸部區(qū)域并且沿著胸骨22向下。當(dāng)ICD 14植入在胸肌區(qū)中時，所述系統(tǒng)10可以包括第二引線，所述第二引線包括除顫電極、以及可選地光學(xué)發(fā)射裝置，所述第二電極沿著患者的左側(cè)延伸，這樣使得第二引線的除顫電極沿著患者的左側(cè)定位，以充當(dāng)用于對心臟26進(jìn)行除顫的治療向量的陽極或陰極。

ICD 14包括外殼15，所述外殼或罐形成保護(hù)ICD 14內(nèi)的部件的氣密密封件。外殼15可以圍住一種或多種部件，包括處理器、存儲器、發(fā)射機(jī)、接收機(jī)、傳感器、傳感電路系統(tǒng)、治療電路系統(tǒng)以及其他適當(dāng)?shù)牟考?在此通常稱作模塊)。ICD 14的外殼15可以由導(dǎo)電材料(如鈦)或其他生物相容性導(dǎo)電材料或?qū)щ姴牧虾头菍?dǎo)電材料的組合形成。在一些情況下，外殼15充當(dāng)與電極24、28、和30之一組合使用的電極(有時稱作外殼電極或罐電極)，以向心臟26遞送治療或以感測心臟26的電活動。

ICD 14可以包括用于接收引線16的近端連接器(未展示)的連接器組件13(有時稱為連接塊或接頭)。連接器組件13包括引電器，通過所述引電器除顫引線16內(nèi)的導(dǎo)體與在外殼15內(nèi)所包括的電子部件之間進(jìn)行電連接。取決于ICD 14的期望植入位置，光學(xué)發(fā)射裝置18可以包括在連接器組件13和/或外殼15中，除了或代替用于向起搏器100傳輸光學(xué)觸發(fā)信號的引線16所攜帶的發(fā)射裝置18。例如，光學(xué)發(fā)射裝置可以嵌入(例如，注塑)連接器組件中或包括在晶片級密封封裝中，所述晶片級密封封裝被并入連接器組件13中并耦合至饋通，所述饋通延伸至外殼15中用于從ICD內(nèi)部電路接收控制信號。

引線16可以包括在引線16的近端處的連接器，如DF4連接器、分叉連接器(例如，DF-1/IS-1連接器)、或具有耦合至ICD 14的連接器組件13內(nèi)的端口的至少一個引線腳的其他類型連接器。除顫引線16的引線體17可以由非導(dǎo)電材料(包括硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物、和其他適當(dāng)?shù)牟牧?形成，并且被成形用于形成一個或多個腔，一個或多個導(dǎo)體在所述一個或多個細(xì)長腔內(nèi)延伸。

除顫引線16包括細(xì)長電導(dǎo)體(未說明)，所述一個或多個細(xì)長電導(dǎo)體各自在細(xì)長引線體17內(nèi)從除顫引線16的近端上的連接器向?qū)?yīng)電極24、28和30以及發(fā)射裝置18延伸。盡管除顫引線16被說明為包括三個電極24、28和30，但是除顫引線16可以包括更多或更少的電極。當(dāng)除顫引線16的連接器連接到連接器組件13上時，對應(yīng)的導(dǎo)體可以經(jīng)由連接器組件13中的連接件(包括相關(guān)聯(lián)饋通)電聯(lián)接到ICD 14的電路(如治療遞送模塊或感測模塊，或觸發(fā)信號驅(qū)動信號電路)上。

電導(dǎo)體將來自ICD 14內(nèi)的治療模塊的電刺激脈沖傳送到電極24、28和30中的一個或多個，并且將來自電極24、28和30中一個或多個的感測的電信號傳送到ICD 14內(nèi)的感測模塊。從近端引線連接器延伸至發(fā)射裝置18的電導(dǎo)體將控制信號引導(dǎo)至發(fā)射裝置18，從而使發(fā)射裝置18在適當(dāng)?shù)臅r間發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號，以便使心內(nèi)起搏器100向心臟26遞送一個或多個起搏脈沖。

ICD 14可以經(jīng)由一個或多個感測向量來感測心臟26的電活動，所述一個或多個感測向量包括電極28和30及外殼15的組合。例如，ICD 14可以使用電機(jī)28和30之間的、電機(jī)28和導(dǎo)電外殼15之間的、電極30與外殼15之間的或其任何組合感測向量獲得心臟電信號。在一些情況下，ICD 14可以甚至使用包括除顫電極24的感測向量來感測心臟電信號，如除顫電極24與電極28和30之一之間的感測向量、或除顫電極24與外殼15之間的感測向量。

ICD 14響應(yīng)于例如可以包括P波和R波的感測到的心臟電信號確定需要起搏治療，并控制發(fā)射裝置18基于所述確定來發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號?？梢愿鶕?jù)程序化單腔室、雙腔室或多腔室心動過緩或CRT控制參數(shù)其他心臟起搏治療參數(shù)確定需要起搏脈沖。ICD 14還可以分析感測的電信號以檢測心動過速(如心室性心動過速或心室纖維性顫動)，并且響應(yīng)于檢測心動過速可以產(chǎn)生并向心臟26遞送電治療。例如，ICD 14可以經(jīng)由治療向量遞送一個或多個除顫電擊，所述治療向量包括除顫電極24以及外殼15。

電極24、28、30和外殼15可以用于感測ECG信號，所述ECG信號用于控制ICD 14遞送的R波同步電擊的定時并且用于控制起搏器100遞送的起搏脈沖的定時。在一些情況下，可以在由ICD 14遞送除顫電擊之前或之后遞送一個或多個治療，如抗心動過速起搏(ATP)或電擊后起搏。在這些情況下，ICD 14可以產(chǎn)生并經(jīng)由治療向量遞送起搏脈沖，所述治療向量包括電極24、28、30和/或外殼15。替代性地，ICD 14可以使光學(xué)發(fā)射裝置18發(fā)射觸發(fā)信號，從而使當(dāng)需要ATP或電擊后起搏時以及需要心動過緩或CRT起搏治療時起搏器100在合適的時間向心臟26遞送起搏脈沖。

圖2A中所展示的示例ICD 14在本質(zhì)上是示意性的并且不應(yīng)該被視為是對觸發(fā)式治療遞送系統(tǒng)和本公開中所描述的相關(guān)聯(lián)技術(shù)中所使用的感測裝置的限制。例如，除了感測ECG信號之外，ICD 14可以包括電擊治療能力，僅僅不具有起搏治療能力。在其他示例中，ICD 14可以耦合至不只一條用于感測ECG信號和/或向起搏器100發(fā)送觸發(fā)信號的引線。在仍其他示例中，感測裝置可以替代ICD 14(是不具有心臟復(fù)律/除顫能力的單腔或雙腔皮下起搏器)，或不具有治療遞送能力的僅感測裝置，例如，如圖1B中所示。這些感測裝置中的任何一個可以耦合至基于外殼的電極和/或靜脈、心內(nèi)或血管外、心外引線所攜帶的電極，以便感測心臟電信號并確定觸發(fā)起搏器100遞送治療的適當(dāng)時間。

起搏器100是經(jīng)導(dǎo)管心內(nèi)起搏器，被適配成完全植入心臟腔室，例如完全植入RV、完全植入LV、完全植入心臟26的右心房(RA)或完全植入心臟的左心房(LA)。在圖2的示例中，起搏器100定位于鄰近LV的內(nèi)壁以便提供左心室起搏。在其他示例中，起搏器100定位于鄰近右心室的內(nèi)壁以便提供右心室起搏。在其他示例中，起搏器100可以位于心臟26外或內(nèi)的任何其他位置。例如，IMD 16可以定位在右心房或左心房的外部或內(nèi)部，例如從而提供對應(yīng)的右心室和左心室起搏。在其他實(shí)施例中，起搏器100可以具體化為用于在另一身體位置遞送電刺激治療的治療遞送裝置。起搏器100在圖2中被示為無引線裝置。然而，考慮到的是，在其他實(shí)施例中，起搏器100可以耦合至延伸自起搏器100的引線，從而將治療遞送電極定位在離起搏器100間隔開的位置。

取決于植入位置，起搏器100可以被配置成用于向除心肌西外的治療遞送位點(diǎn)遞送電刺激治療。例如，起搏器100可以提供房室結(jié)刺激、脂肪墊刺激、迷走神經(jīng)刺激、或其他類型的神經(jīng)刺激。在其他示例中，系統(tǒng)10可以包括多個起搏器100，例如，以在多個位點(diǎn)遞送電刺激治療，如在針對多腔室起搏治療的多個心臟強(qiáng)室內(nèi)。

起搏器100能夠產(chǎn)生電起搏脈沖，所述電起搏脈沖通過起搏器100的外外殼上的一個或電極被遞送至心臟26。起搏器100包括光檢測器，所述光檢測器用于接收由發(fā)射裝置18所發(fā)射的光學(xué)觸發(fā)信號。響應(yīng)于檢測到光學(xué)觸發(fā)信號，起搏器100遞送一個或多個起搏脈沖。

在一個實(shí)施例中，起搏器100包括脈沖發(fā)生器，所述脈沖發(fā)生器被配置成用于在從發(fā)射裝置18接收到光學(xué)觸發(fā)信號時遞送一個或多個起搏脈沖。起搏器100可以不被配置成用于感測心臟信號。心臟信號感測由ICD 14進(jìn)行。ICD14通過引線16感測ECG信號，并通過由發(fā)射裝置18在ICD 14的控制下發(fā)射的光學(xué)觸發(fā)信號控制由起搏器100遞送的起搏。

心內(nèi)起搏器100可以不被配置成用于感測心臟信號。起搏器100可以單獨(dú)地依靠來自發(fā)射裝置18的觸發(fā)信號用于控制起搏脈沖遞送的定時，而不感測任何其他心臟電事件信號或任何其他生理信號。結(jié)果是，獨(dú)立地遞送CRT或與另一心臟腔室內(nèi)發(fā)生的被起搏或感測事件同步的其他類型的起搏治療的能力可能受到限制。為了將起搏器100的尺寸最小化，可以省略心臟信號感測和射頻遙測功能，這樣使得起搏器100包括脈沖發(fā)生器，所述脈沖發(fā)生器具有有限的存儲器、處理、和其他針對治療遞送的功能。

在其他實(shí)施例中，起搏器100感測它被植入的心臟腔室中的EGM信號。由于起搏器100完全位于心臟腔室中，起搏器100所感測到的EGM信號將對其他心臟腔室內(nèi)發(fā)生的P波和/或R波不那么敏感或不敏感。在過去實(shí)踐中，皮下起搏器可以耦合至一條或多條引線，所述一條或多條引線將感測電極定位在多個心臟腔室中或沿其定位，這樣使得可以對多個感測通道進(jìn)行監(jiān)測。通過監(jiān)測多個感測電極，可以將協(xié)調(diào)的起搏脈沖以限定的時間間期(例如，AV或VV間期)遞送至一個或多個心臟腔室。

由于起搏器100可以不具有或具有有限的感測能力，起搏器100對發(fā)生于其他心臟腔室中的事件是“盲目”的。遞送CRT、雙腔起搏、或其他多腔室起搏治療可能需要在另一心臟腔室內(nèi)(被感測或起搏)的事件之后以預(yù)定時間間期遞送起搏脈沖。這樣，發(fā)射裝置18響應(yīng)于ICD 14所感測到的ECG信號向起搏器10提供觸發(fā)信號，從而使起由起搏器100以期望的時間間期相對于其他心臟腔室事件遞送起搏脈沖。與ICD 14(用于感測生理信號從而決定治療遞送)組合的起搏器100(用于生成起搏脈沖)提供了遞送各種治療所需的功能，所述功能可能需要多個解剖位點(diǎn)之間的同步或協(xié)調(diào)，而在起搏器100與植入在分開位點(diǎn)的ICD 14之間沒有物理連接。

圖2A進(jìn)一步描繪了通過通信鏈路42與ICD 14無線通信的編程器40。在一些實(shí)例中，編程器40包括手持式計算裝置、計算機(jī)工作站、或網(wǎng)絡(luò)計算裝置。編程器40包括向用戶呈現(xiàn)信息以及從用戶接收輸入的用戶接口。應(yīng)注意，用戶也可以經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)計算裝置與編程器40進(jìn)行遠(yuǎn)程交互。

用戶(諸如內(nèi)科醫(yī)生、技術(shù)員、外科醫(yī)生、電生理學(xué)家、其他護(hù)理人員、或患者)與編程器40進(jìn)行交互以便與ICD 14通信。例如，用戶可以與編程器40進(jìn)行交互以便檢索來自ICD 14的生理信息或診斷信息。用戶可以與編程器400交互以對ICD 14進(jìn)行編程，例如選擇ICD 14的運(yùn)行參數(shù)的值，包括用于控制光學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置18的參數(shù)，所述光學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置用于控制起搏器100。用戶可以使用編程器40從ICD 14檢索與心臟26的心律、心臟中隨著時間的趨勢、或者心律失常事件相關(guān)的信息。

如所指示的，ICD 14和編程器40經(jīng)由無線通信來進(jìn)行通信。通信技術(shù)的實(shí)例包括例如低頻或射頻(RF)遙測術(shù)，但也可以使用其他技術(shù)。在一些實(shí)例中，編程器40可以包括編程頭部，該編程頭部鄰近患者的身體靠近ICD 14植入位點(diǎn)放置，以便改善ICD 14與編程器40之間的通信質(zhì)量或安全性。

圖2B是概念圖，展示了根據(jù)替代性示例的IMD系統(tǒng)10’。攜帶光學(xué)信號發(fā)射裝置18的專用引線62可以被設(shè)置為將發(fā)射裝置18定位在最優(yōu)位置以便向起搏器100傳輸光學(xué)觸發(fā)信號。最佳位置將相對于起搏器100使發(fā)射裝置60定位成使得光學(xué)觸發(fā)信號以有待由起搏器100可靠地感測的足夠強(qiáng)度和信噪比到達(dá)起搏器100。發(fā)射裝置60與起搏器100之間的光學(xué)路徑可以包括散射、吸收、反射或折射光學(xué)觸發(fā)信號的組織。發(fā)射裝置60的位置被選擇為使得沿著路徑的光學(xué)信號損失并不將觸發(fā)信號的強(qiáng)度降低至起搏器100可檢測的閾值水平以下。

發(fā)射裝置60能夠接收來自ICD 14的被沿著引線62引導(dǎo)的控制信號。在接收到所述控制信號時，發(fā)射裝置60發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號從而使起搏器100遞送LV起搏脈沖。發(fā)射裝置60可以具有其自己的電池，所述電池是可再充電的，這樣使得LCD 14用于感測和治療遞送功能所需的電力以及光學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射所需的電力跨兩個裝置和兩個(或更多個)電池或其他電源分布。

圖3A和圖3B是患者的解剖結(jié)構(gòu)的截面視圖，描繪了系統(tǒng)10內(nèi)的發(fā)射裝置的替代性配置。發(fā)射裝置18被示為在引線16上的胸骨下位置(在圖3A的截面視圖中不可見)。通過使引線16的遠(yuǎn)端前進(jìn)至胸骨下的位置，發(fā)射裝置18可以被胸骨下地并且更加上方地定位，而非被胸骨上地定位在劍突下方。如所示的，發(fā)射裝置18被配置成用于半球狀光發(fā)射，所示半球狀光發(fā)射總體上指向起搏器100在心臟26內(nèi)的植入位置并且包含如箭頭72所代表的到達(dá)起搏器100的光學(xué)路徑。從發(fā)射裝置18到起搏器100的光學(xué)路徑72在不穿越胸骨22的情況下延伸穿過心肌到達(dá)起搏器100。起搏器100通過發(fā)射裝置18所發(fā)射的光學(xué)觸發(fā)信號在ICD 14的控制下向心臟26遞送治療性刺激脈沖。

引線16可以安置在縱膈中的、并且更具體地前縱膈中的胸骨底下或下方。前縱膈側(cè)向地以胸膜為界，向后以心包為界，并且向前以胸骨為界。引線16可以至少部分地植入在其他心包外位置中，即在心臟26的外表面周圍的區(qū)域中、但沒有必要與心臟26的外表面直接接觸的位置。這些其他心包外位置可以包括在縱膈中但從胸骨22偏移、在上縱膈中、在中縱膈中、在后縱膈中、在劍突下或劍突下方區(qū)域中、心尖附近、或其他不與心臟26直接接觸且不是皮下的位置。在其他實(shí)施例中，引線16可以在心包中延伸并與心臟26直接接觸。在這些示意性植入位置中的任何一個，引線16可以被定位成用于將光學(xué)發(fā)射裝置18最佳地定位以便向起搏器100可靠地傳輸觸發(fā)信號。

在圖3B中，ICD 14被示為被配置成包括發(fā)光能力。在一些實(shí)施例中，除基于引線的發(fā)射裝置之外或與其替代性地，發(fā)射裝置18可以包括在ICD 14中。ICD 14可以包括發(fā)射裝置18，所述發(fā)射裝置在引線連接塊13中或通過外殼15中的導(dǎo)光性光窗口沿著ICD外殼15暴露。ICD 14耦合至引線16，所述引線可以胸骨上地或胸骨下地延伸，用于使用如上所述由引線16攜帶的電極感測ECG信號。

位于胸廓外部(如ICD 14內(nèi)或沿著它或皮下地沿著延伸自ICD 14的引線定位)的發(fā)射裝置18可以被定位成使得光通過肋間空間和肺組織(如左肺70)被朝心臟26中的起搏器100引導(dǎo)。光學(xué)觸發(fā)信號沿著箭頭74所代表的通過肺組織的光學(xué)路徑的傳輸與可以延伸穿過血容量的光學(xué)路徑72(圖3A)相比可能更加高效。如下所述，光學(xué)觸發(fā)信號的波長被選擇為提供沿著光學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置18與接收起搏器100之間的光學(xué)路徑高效傳輸通過或離開組織(例如，肌肉、血液、骨骼、肺等)。

圖4A是根據(jù)替代性示例的展示了可植入式醫(yī)療裝置(IMD)系統(tǒng)10”的概念圖。耦合至引線16的ICD 14用于感測患者12內(nèi)的心臟電信號并如上所述向心臟26提供治療。心內(nèi)起搏器100被植入LV中并響應(yīng)于接收到光學(xué)觸發(fā)信號向LV遞送起搏脈沖。在本實(shí)施例中，無引線光學(xué)觸發(fā)信號發(fā)射裝置60’被沿著肋間空間胸腔外地定位，從而穿過肋間空間和中間組織及肺組織將光學(xué)觸發(fā)信號朝向起搏器100引導(dǎo)。

發(fā)射裝置60’能夠接收來自ICD 14的無線控制信號61。在接收到述控制信號61時，無引線發(fā)射裝置60’發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號從而使起搏器100遞送LV起搏脈沖。發(fā)射裝置60’具有其自己的電池，所述電池是可再充電的。

無引線發(fā)射裝置60’可以定位在最優(yōu)位置以便向起搏器100傳輸光學(xué)觸發(fā)信號，而不需要用于感測ECG信號并遞送電擊治療的電極24、28和30的最優(yōu)定位相關(guān)聯(lián)的限制。無引線發(fā)射裝置60可以被植入在期望位點(diǎn)，而不需要引線隧穿。無引線發(fā)射裝置60可以充當(dāng)中繼裝置，所述中繼裝置用于通過將無線傳輸?shù)目刂菩盘?1轉(zhuǎn)換成光學(xué)觸發(fā)信號將控制信號61從ICD 14傳輸至起搏器100。ICD 14(例如)可以傳輸包括在無引線發(fā)射裝置60中的RF接收器所接收的RF控制信號61。無引線發(fā)射裝置60將RF信號轉(zhuǎn)換成光學(xué)信號，所述光學(xué)信號被作為光學(xué)觸發(fā)信號傳輸至起搏器100。

在一些示例中，源自ICD 14的控制信號61可以是光學(xué)信號。由于更加具有電效率的信號可以用于觸發(fā)發(fā)射裝置60發(fā)射光學(xué)信號，然而，控制信號可以是并非光學(xué)信號的遙測通信信號。然而，考慮到的是，ICD 14可以將光學(xué)控制信號61傳遞至充當(dāng)光學(xué)中繼裝置的發(fā)射裝置60。發(fā)射裝置60可以在發(fā)射和接收模式之間交替，在這些模式下，發(fā)射裝置從ICD 14接收光學(xué)控制信號然后將所述光學(xué)觸發(fā)信號傳輸至起搏器100上。

在一些示例中，系統(tǒng)10、10’或10”中可以包括多個發(fā)射裝置。取決于起搏器100的最終植入位置以及可能隨著時間而發(fā)生的偏移，起搏器100對在一個位置的一個裝置所發(fā)射的比在不同位置的另一裝置所發(fā)射的光學(xué)信號會更加敏感。位于不同的間隔開的位置的多個發(fā)射裝置可以由ICD 14單獨(dú)地或聯(lián)合地選擇，從而發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號以便由起搏器100使用最大的功率效率實(shí)現(xiàn)可靠的觸發(fā)信號檢測。

圖4B是包括多個醫(yī)療遞送裝置100、100’和100”的IMD系統(tǒng)11的概念圖。在包括多個心內(nèi)起搏器100、100和100”的實(shí)施例中，每個起搏器100、100和100”中的光檢測器可以被配置成對不同的波長敏感。在所示的示例中，一個起搏器100被示為在LV中，起搏器100’被示為在RV中并且100”被示為在RA中。發(fā)射裝置18可以被控制成發(fā)射處于第一波長的光，以便觸發(fā)對所述第一波長敏感的RV起搏器100’，并發(fā)射第二波長，以便觸發(fā)對所述第二波長敏感的LV起搏器100。發(fā)射裝置18可以被ICD 14控制以發(fā)射處于所述第一波長的觸發(fā)信號從而使遞送光學(xué)觸發(fā)的RV起搏脈沖，并發(fā)射處于所述第二波長的觸發(fā)信號從而以相對于RV中被觸發(fā)的步調(diào)(正或負(fù)的)受控時間間期觸發(fā)LV起搏脈沖。類似地，RA起搏器100”可以響應(yīng)于第三波長被觸發(fā)以遞送起搏脈沖。

如下所述，起搏器100、100’和100”中的每一個可以包括可編程的波長光檢測器，在所述可編程的波長光檢測器中，選擇多個可選擇的光敏部件之一(包括一個或多個光電檢測器、一個或多個光電二極管、一個或多個光敏電阻器等)用于接收具體的觸發(fā)信號波長。

替代性地，多個觸發(fā)式起搏器100、100’和100”可以包括光檢測器，所述光檢測器用于檢測處于同一波長的觸發(fā)信號但被配置成用于檢測互相排斥的不同觸發(fā)信號模式。例如，給定的觸發(fā)式起搏器100、100’和100”可以被配置成用于檢測觸發(fā)信號，所述觸發(fā)信號包括處于限定的脈沖間期、脈沖幅度和/或其他脈沖成形參數(shù)或模式的多個光脈沖?？梢杂靡?guī)定的觸發(fā)信號模式來處理個體觸發(fā)式起搏器100，同時可以用另一種觸發(fā)信號模式來另一個觸發(fā)式起搏器100’或者100”。不同的觸發(fā)信號參數(shù)可以用于傳輸相互排斥的觸發(fā)信號，所述相互排斥的觸發(fā)信號由合適的治療遞送裝置100、100’或100”識別和檢測?？梢杂刹煌墓鈱W(xué)信號脈沖數(shù)量、不同的脈沖間期、不同的脈沖寬度、觸發(fā)信號脈沖的不同上升斜率和/或下降斜率或其任何組合來定義相互排斥的觸發(fā)信號模式。

為了展示，一個治療遞送裝置100可以檢測具有不只兩個脈沖的無效觸發(fā)信號，同時另一個治療遞送裝置100’或100”可以要求檢測三個脈沖中的最小值以識別有效的觸發(fā)信號。在另一示例中，一個治療遞送裝置100可以檢測具有短-長-短脈沖間期的有效觸發(fā)信號，并且另一治療遞送裝置100’或100”可以檢測具有長-短-長脈沖間期模式的一個有效觸發(fā)信號。

替代性地，當(dāng)IMD系統(tǒng)11中包括兩個或更多個治療遞送裝置100、100’和100”時，可以使用多個發(fā)射裝置18、18’和18”，所述多個發(fā)射裝置各自被配置成將觸發(fā)信號瞄分別準(zhǔn)一個特定的治療裝置100’、100和100”。例如，成對的發(fā)射和治療遞送裝置(例如，18與100’成對、18’與100成對、并且18”與100”成對)可以相對于彼此被植入在光學(xué)觸發(fā)信號范圍內(nèi)，從而使得每個發(fā)射裝置18、18’和18”被定位和控制成用于分別在對應(yīng)的治療遞送裝置100’、100、和100”遞送所發(fā)射的光學(xué)觸發(fā)信號。

發(fā)射裝置18、18”和18”’中的每一個被示為由耦合至ICD 14的引線16和62攜帶，但在一些示例中，包括在IMD系統(tǒng)11中的發(fā)射裝置5’可以由僅感測裝置4控制，所述僅感測裝置可以被設(shè)置為如結(jié)合圖1A所描述的ECG監(jiān)測器。發(fā)射裝置5’可以是用于控制多個治療遞送裝置100、100’和100”的多個發(fā)射裝置之一或用于控制所述多個治療遞送裝置100、100’和100”的IMD系統(tǒng)11的單個發(fā)射裝置。

圖3B中所示的所述多個治療遞送裝置100、100’和100”、發(fā)射裝置18、18’和18”以及感測裝置4和14被描繪以用于展示可以包括在IMD系統(tǒng)11中的一個或多個感測裝置、一個或多個發(fā)射裝置和/或一個或多個治療遞送裝置的各種可能的組合，所述IMD系統(tǒng)使用光學(xué)觸發(fā)信號控制至少一個觸發(fā)式治療遞送裝置。這些裝置的任何變化或組合可以用于遞送由光學(xué)觸發(fā)信號所觸發(fā)的治療。除了附圖中所示的組合和安排之外，采用了在此所公開的技術(shù)的治療遞送系統(tǒng)可以包括至少一個治療遞送裝置、至少一個感測裝置和至少一個觸發(fā)信號發(fā)射裝置的不同組合和安排。

圖5是在ICD 14的一個實(shí)施例中所包括的電子電路的功能框圖。ICD 14包括處理和控制模塊80(在此還稱為“控制模塊”80)、存儲器82、治療遞送模塊84、電感測模塊86、遙測模塊88和心臟信號分析器90。電源98對ICD14的電路提供電力，包括這些模塊80、82、84、86、88、和90中的每一個。電源98可以包括一個或多個能量儲存裝置，例如一個或多個可充電電池或不可再充電電池。

圖5中所示的功能塊代表可以包括在ICD 14中的功能，并且可以包括實(shí)現(xiàn)能夠產(chǎn)生歸屬于在此的ICD 14的功能的模擬電路和/或數(shù)字電路的任何離散和/或集成電子電路部件。例如，這些模塊可以包括模擬電路，例如放大電路、濾波電路、和/或其他信號調(diào)節(jié)電路。這些模塊還可以包括數(shù)字電路，例如模數(shù)轉(zhuǎn)換器、組合或時序邏輯電路、集成電路、存儲器裝置等。存儲器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性、或電的非臨時性計算機(jī)可讀存儲介質(zhì)，例如隨機(jī)存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電-可擦除可編程ROM(EEPROM)、閃速存儲器、或任何其他存儲裝置。而且，存儲器82可以包括存儲指令的非臨時性計算機(jī)可讀存儲介質(zhì)，在由一個或多個處理電路執(zhí)行這些指令時使控制模塊80或其他ICD模塊執(zhí)行歸屬于ICD 14的各個功能。存儲指令的非瞬態(tài)計算機(jī)可讀介質(zhì)可以包括上述列出的介質(zhì)中的任何一種，其中唯一的例外是瞬態(tài)傳播的信號。用于實(shí)現(xiàn)在此所公開的功能的軟件、硬件、和/固件的具體形式將主要由IMD系統(tǒng)裝置中所采用的具體系統(tǒng)架構(gòu)來確定。在考慮到在此的公開的情況下，在任何現(xiàn)代IMD系統(tǒng)的背景下提供軟件、硬件、和/或固件以完成所述功能在本領(lǐng)域技術(shù)人員的能力之內(nèi)。

歸屬于在此的這些模塊的功能可具體化為一個或多個處理器、硬件、固件、軟件或它們的任何組合。對作為模塊的不同特征的描繪旨在突顯不同的功能方面并且不一定暗示此類模塊彼此由分開的硬件或軟件部件來實(shí)現(xiàn)。而是，與一個或多個模塊相關(guān)的功能可以由分開的硬件或軟件部件來執(zhí)行、或者集成在共同的硬件或軟件部件中。例如，心臟信號監(jiān)測可以由心臟信號分析器90執(zhí)行以確定需要由ICD 14和/或起搏器100遞送或在執(zhí)行存儲器82中所存儲的指令的控制模塊80中實(shí)現(xiàn)治療。

處理和控制模塊80與治療遞送模塊84、心臟信號分析器90和電感測模塊86通信，以感測心臟電活動、檢測心律、并響應(yīng)于所感測到的信號生成心臟治療。治療遞送模塊84和電感測模塊86電耦合至圖2A中所示的引線16所攜帶的電極24、28、和30，以及外殼15，所述外殼的至少一部分還充當(dāng)公共電極或地電極。

電感測信號86耦合至電極28和30，從而監(jiān)測患者心臟的電活動。電感測模塊86可以可選地耦合至電極24和15，并且被使能以選擇性地監(jiān)測選自可用電極24、28、30和15中的一個或多個感測電極。例如，感測模塊86可以包括切換電路，所述切換電極用于選擇電極24、28、30和外殼電極15中的哪一些被耦合以感測在感測模塊86中所包括的放大器。開關(guān)電路可以包括開關(guān)陣列、開關(guān)矩陣、多路調(diào)制器或適合于將感測放大器選擇性地聯(lián)接到所選擇電極的任何其他類型的切換設(shè)備上。電極28和30之間的感測向量可以被選擇為用于感測ECG信號，或者感測向量可以被選擇為利用線圈電極24和/或外殼15，例如從感測電極28到外殼15或從感測電極30到外殼15。

一個或多個ECG信號被傳遞至感測模塊86的輸入，所述感測模塊包括一個或多個感測放大器或用于從ECG信號感測心臟事件(例如，P波和/或R波)的其他心臟事件檢測電路。感測模塊86包括向心臟信號分析器90傳遞感測事件信號的感測放大器。例如，當(dāng)ECG信號跨過對應(yīng)的P波感測閾值和R波感測閾值(可以各自是自動調(diào)整的感測閾值)時，P波感測信號和R波感測信號被傳遞至心臟信號分析器90。心動過緩或心搏停止通常由定時電路92內(nèi)的起搏逸搏間期定時器到時確定。響應(yīng)于起搏逸搏間期到時，控制信號95被傳遞至光學(xué)發(fā)射裝置18。在起搏脈沖觸發(fā)或感測事件信號時，重新開始起搏逸搏間期。當(dāng)在一個心臟腔室(心房或心室)中感測到事件并向起搏器100發(fā)送觸發(fā)信號從而以AV或VV間期遞送與所感測到的事件同步的起搏脈沖時，由控制模塊80開始其他起搏間期(如AV或VV起搏間期)。

在此所介紹的示意性示例中的控制信號95可以被稱為起搏控制信號，因?yàn)樗蛊鸩?00向心臟腔室遞送起搏脈沖。在其他示例中，控制信號95可以由心臟信號分析器90產(chǎn)生，以使其他類型的治療脈沖由治療遞送裝置(如起搏器100)遞送。例如，可以產(chǎn)生控制信號95以使起搏器100或另一治療遞送裝置遞送ATP脈沖、迷走神經(jīng)刺激脈沖、或其他類型的電刺激脈沖。

控制信號95是當(dāng)發(fā)射裝置以有線連接耦合至ICD 14時被沿著引線16(或攜帶發(fā)射裝置18的另一引線)傳遞至發(fā)射裝置18的電信號?？刂菩盘?5替代性地是被傳遞至遙測模塊88的電信號，在所述遙測模塊，所述電信號被轉(zhuǎn)換成無線遙測信號，所述無線遙測信號被通過遙測模塊88傳輸至發(fā)射裝置18。發(fā)射裝置18可以由引線攜帶但被配置成用于從遙測模塊88無線地接收控制信號95。替代性地，所述發(fā)射裝置并不是基于引線的發(fā)射裝置，如圖4A中所示的無引線發(fā)射裝置60’，并從遙測模塊88接收無線控制信號，例如，RF信號。

光學(xué)發(fā)射裝置18包括驅(qū)動信號電路34，所述驅(qū)動信號電路從遙測模塊88接收控制信號95或者作為有線電信號或者作為無線電信號。被理解的是，在一些實(shí)施例中，驅(qū)動信號電路34可以包括在ICD 14的外殼15中并耦合至位于外殼15外部的換能器36。

驅(qū)動信號電路34向光學(xué)換能器36傳遞電信號，從而使光學(xué)換能器36能夠發(fā)射光學(xué)觸發(fā)信號。如在此所描述的，光學(xué)觸發(fā)信號被起搏器100接收并檢測，從而使起搏器100向患者的心臟遞送一個或多個起搏脈沖?？梢愿鶕?jù)預(yù)設(shè)強(qiáng)度、波長、和信號持續(xù)時間以及其他信號特性來生成所述光學(xué)觸發(fā)信號。換言之，所述控制信號可以僅用信號向發(fā)射裝置18通知需要觸發(fā)新。所述觸發(fā)信號僅向起搏器100用信號通知遞送治療，而不用信號通知任何與多個起搏脈沖、什么脈沖幅度或脈沖寬度有關(guān)的任何信息或其他起搏脈沖控制參數(shù)信息。起搏器100可以被編程用于當(dāng)檢測到觸發(fā)信號時根據(jù)預(yù)定義的脈沖控制參數(shù)遞送預(yù)定義個數(shù)的起搏脈沖。

替代性地，控制信號95可以包括編碼的起搏脈沖控制信息。驅(qū)動信號電路34所生成的控制信號可以使換能器36根據(jù)光學(xué)觸發(fā)信號的強(qiáng)度、波長、信號持續(xù)時間和/或根據(jù)控制信號有意調(diào)整的其他特性來發(fā)射觸發(fā)信號。在這種情況下，控制信號95用信號向發(fā)射裝置18通知需要觸發(fā)信號以及所發(fā)射的觸發(fā)信號需要什么特性。起搏器100可以被配置成用于檢測所發(fā)射的觸發(fā)信號的特性并基于所述特性設(shè)定起搏脈沖控制參數(shù)。

光學(xué)換能器36可以包括多個發(fā)光換能器。光學(xué)環(huán)能器36包括多個換能器，所述多個換能器被配置成用于在多個方向從發(fā)射裝置18發(fā)射光學(xué)信號，從而促進(jìn)起搏器100對光學(xué)觸發(fā)信號的接收，而不管發(fā)射裝置18和起搏器100相對于彼此的偏移、旋轉(zhuǎn)或相對取向的其他改變。所述多個換能器可以是驅(qū)動單元34可選擇的，這樣使得選擇在起搏器光檢測器產(chǎn)生最佳信噪比的換能器。光學(xué)換能器36可以包括多個不同換能器或發(fā)光裝置，所述多個不同換能器或發(fā)光裝置是驅(qū)動電路34可選擇以使能傳輸不同觸發(fā)信號(例如，不同觸發(fā)信號波長)，用于觸發(fā)如結(jié)合圖4B所描述的不同的心內(nèi)起搏器和/或觸發(fā)不同類型的觸發(fā)脈沖或治療(例如，不同脈沖形狀、脈沖幅度、脈沖寬度、脈沖頻率等)。

光學(xué)換能器36包括一個或多個平行或非平行光源，如一個或多個發(fā)光二極管(LED)、一個或多個垂直腔表面發(fā)射激光器(VCSEL)、量子點(diǎn)發(fā)光裝置(QD-LED)、量子點(diǎn)激光器、有機(jī)LED、放電/閃光燈、或其他在選擇的光波長具有高量子效率的光源。光學(xué)換能器36包括具有指向窗口37的光子表面的任何光電裝置，所述窗口可以包括用于提高從發(fā)射裝置18發(fā)射的光的效率的透明鏡片和光學(xué)耦合介質(zhì)或構(gòu)件。根據(jù)共同轉(zhuǎn)讓的第8,275,432號美國專利(庫恩(Kuhn)等人)和第8,452,402號美國專利(埃克(Ecker)等人)中總體上公開的示例，光學(xué)換能器36可以被配置成用于透過窗口37發(fā)射光，這兩個專利通過引用一起整體結(jié)合在此。

光學(xué)換能器36具有下述發(fā)射光帶寬，所述發(fā)射光帶寬被選擇為提供由起搏器光檢測器在衰減之后可檢測的傳輸強(qiáng)度，所述衰減是由于沿著光學(xué)換能器36與起搏器光檢測器之間的光學(xué)通路的組織吸收和光散射損失造成的?？傮w上，隨著波長增大，散射單調(diào)地減少。吸收隨著增大的波長而增加，但局部極小值出現(xiàn)在吸收光譜中。相應(yīng)地，觸發(fā)信號波長可以被選擇為使得考慮了吸收和散射兩者對起搏器光檢測器處的結(jié)果信號強(qiáng)度的影響。

例如，可以選擇具有一定信號帶寬的發(fā)光裝置，所述信號帶寬在吸收光譜上的局部極小值具有中心頻率。當(dāng)波長增大時，吸收光譜從血紅蛋白依賴性過渡至水依賴性。這樣，可以選擇相對高的中心波長，例如大于近似1000nm。近似1,100nm、1,300nm、和1,700nm的波長各自與水的吸收光譜的局部最小值相關(guān)聯(lián)。這些示例中的任何一個不限于可以被選擇為光學(xué)觸發(fā)信號帶寬的中心波長。發(fā)射裝置與起搏器之間的光學(xué)通路可以延伸穿過具有不同光學(xué)特性的多個組織。相應(yīng)地，當(dāng)選擇光學(xué)換能器36的類型和中心波長以及其植入位置時，可以進(jìn)行多種考慮。

定時電路92可以生成控制信號95，用于觸發(fā)起搏器100遞送起搏脈沖，從而根據(jù)存儲器82中所存儲的起搏算法和定時間期提供心動過緩起搏、心房同步心室起搏、ATP、CRT、AV結(jié)刺激、或其他起搏治療。當(dāng)由ICD 14遞送心臟復(fù)律-除顫電擊之后當(dāng)心臟恢復(fù)回正常電擊后功能時，可以暫時遞送心動過緩起搏以維持心臟輸出。

心臟信號分析器120包括快速心律失常檢測器94用于檢測和區(qū)別室上性心動過速(SVT)、心室性心動過速(VT)和心室纖維性顫動(VF)。感測和處理皮下ECG信號的一些方面總體上在共同轉(zhuǎn)讓的第7,904,153號美國專利(格林哈特(Greenhut)等人)中公開，該專利由此通過引用以其全文結(jié)合在此。來自感測模塊86的R波感測信號的定時被快速心律失常檢測器94用于測量R-R間期，所述R-R間期用于對不同檢測區(qū)域內(nèi)的RR間期進(jìn)行計數(shù)或確定心律或其他用于檢測心室快速心律失常的基于速率的測量結(jié)果。電感測模塊86可以另外或替代性地向心臟信號分析器120提供數(shù)字化的ECG信號，以用于檢測快速心律失常?？梢员贿m配成用于觸發(fā)式起搏器100的ICD的示例以及可以由用于檢測、區(qū)別和治療快速心律失常的快速心律失常檢測器94檢測的操作總體上在第7,742,812號美國專利(加尼姆(Ghanem)等人)、第8,160,684號美國專利(加尼姆(Ghanem)等人)、第5,354,316號美國專利(凱梅爾)，第6,393,316美國專利(吉爾伯格(Gillberg)等人)、第5,545,186號美國專利(奧爾森(Olson)等人)、和第5,855,593號美國專利(奧爾森(Olson)等人)中公開，所有這些專利通過引用以其整體結(jié)合在此。

檢測算法對威脅生命的VT和VF的存在或不存在高度敏感和特定的。治療遞送模塊84包括HV治療遞送模塊，所述HV治療遞送模塊包括一個或多個HV輸出電容器。當(dāng)檢測到惡性心動過速時，HV電容器通過HV充電電路被充電至預(yù)編程電壓水平。當(dāng)檢測到來自治療遞送模塊84的反饋信號時，控制模塊80應(yīng)用信號來觸發(fā)HV電容器的放電，所述反饋信號是HV電容器已經(jīng)到達(dá)了遞送編程電擊能量所需的電壓。以這種方式，控制模塊80控制治療遞送模塊84的高壓輸出電路的運(yùn)行，從而使用線圈電極24和外殼電極15遞送高能量心臟復(fù)律/除顫電擊。

應(yīng)當(dāng)注意的是，所實(shí)現(xiàn)的心律失常檢測算法不僅可以利用ECG信號分析法，而且還可以利用補(bǔ)充傳感器96，如組織顏色、組織氧合、呼吸、患者活動、心音等，以便由處理和控制模塊80促進(jìn)決定應(yīng)用還是制止治療。傳感器96還可以用于確定需要由起搏器100對起搏脈沖進(jìn)行起搏和定時。例如，活動傳感器信號或其他速度響應(yīng)型信號(如分換氣量信號)可以用于確定起搏速率滿足患者的新陳代謝需求。定時電路92產(chǎn)生控制信號95用于使發(fā)射裝置18生成光學(xué)觸發(fā)信號，所述光學(xué)觸發(fā)信號使起搏器100以基于速率響應(yīng)型信號的速率遞送起搏脈沖。傳感器96可以包括由引線攜帶的一個或多個傳感器，所述引線延伸自ICD 14、在外殼15和/或連接塊13內(nèi)或沿著。

當(dāng)被配置為無線裝置時，遙測模塊88包括用于與另一裝置(如外部編程器40和發(fā)射裝置18)通信的收發(fā)器和天線。在控制處理器80的控制下，遙測模塊88可以從編程器40或其他外部裝置接收下行遙測并向其發(fā)送上行遙測。遙測模塊88可以向發(fā)射裝置18無線地發(fā)射控制信號95(例如，作為RF信號)。

圖6A是觸發(fā)式起搏器100的概念圖。起搏器100包括沿著起搏器100的外殼150的間隔開的電極162和164。電極164被示為延伸自起搏器100的遠(yuǎn)端102的尖端電極，并且電極162被示為沿著外殼150的中間部分的環(huán)形電極，例如與近端104相鄰。在替代性實(shí)施例中，起搏器100可以包括兩個或更多個環(huán)形電極或沿著起搏器外殼150暴露的其他類型電極，用于向心臟26遞送電刺激。電極162和164可以不限于鈦、鉑、銥或其合金，并且可以包括低偏光涂層，如氮化鈦、氧化銥、氧化釕、尤其鉑黑。電極162和164可以位于除了所示位置之外的沿著起搏器100的位置。

外殼150包括控制電子設(shè)備子組件152，所述控制電子設(shè)備子組件容納用于產(chǎn)生刺激脈沖并控制起搏器100的治療遞送功能的電子設(shè)備。作為一個示例，控制電子設(shè)備子組件152可以包括脈沖發(fā)生器和光檢測器，用于接收光觸發(fā)信號并響應(yīng)于所述光學(xué)觸發(fā)信號觸發(fā)脈沖發(fā)生器通過電極162和164遞送起搏脈沖。

外殼150進(jìn)一步包括電池子組件160，所述電池子組件向控制電子設(shè)備子組件152提供電力。電池子組件160可以包括共同轉(zhuǎn)讓的第8,433,409號美國專利(約翰遜(Johnson)等人)以及第8,541,131號美國專利號(倫德(Lund)等人)中所公開的電池的特征，此專利的全部內(nèi)容通過引用以其整體結(jié)合在此。外殼150由生物相容性材料(如不銹鋼或鈦合金)形成。在一些示例中，外殼150可以包括絕緣涂層。絕緣涂層的實(shí)例包括聚對二甲苯、氨基甲酸乙酯、PEEK、或聚酰亞胺以及其他涂層。外殼150的全部可以是絕緣的，但只有電極162和164是非絕緣的。在其他示例中，外殼150的全部可以起電極的作用而非提供局部電極如電極162。替代性地，電極162可以與控制外殼150的其他部分電絕緣。電極162和164形成用于雙極心臟起搏的正極或負(fù)極。在一些實(shí)施例中，電極162和164可以用于感測心臟EGM信號，在這種情況下，控制電子設(shè)備子組件152包括感測電路。

起搏器100可以包括一組固定齒166用于將起搏器100固定至患者組織，例如通過與心室骨小梁相互作用。起搏器100可以包括如在共同轉(zhuǎn)讓的、預(yù)授權(quán)的公開美國2012/0172892(格魯巴茨(Grubac)等人)中公開的一組主動固定齒，該公開由此通過引用以其全文結(jié)合在此。固定齒166可以被配置成用于將起搏器100錨定，從而將電極164定位成操作地鄰近靶標(biāo)組織，以便遞送電刺激脈沖?？梢圆捎迷S多種類型的有源和/或無源固定構(gòu)件用于將起搏器100錨定或穩(wěn)定在植入位置。

起搏器100可以進(jìn)一步包括遞送工具接口158。遞送工具接口158位于起搏器100的近端并且被配置成用于連接遞送裝置(如導(dǎo)管)，所述遞送裝置用于在植入過程中將起搏器100定位(例如)在植入位置，例如心臟腔室內(nèi)。

起搏器100包括光學(xué)耦合窗口180，所述光學(xué)耦合窗口用于從光學(xué)信號發(fā)射裝置18接收光學(xué)觸發(fā)信號并將其耦合至外殼150中所封閉的光檢測器。窗口180可以包括二氧化硅、石英、藍(lán)寶石、或其他透明的導(dǎo)光材料，用于在沒有顯著光散射的情況下將光學(xué)觸發(fā)信號傳輸至光檢測器。在一個示例中，窗口180是藍(lán)寶石環(huán)，所述藍(lán)寶石環(huán)或者直接地或者使用鈦套圈金焊至控制電子設(shè)備子組件152，所述鈦套圈或者直接地或者間接地使用第二鈦套圈被焊接至控制電子設(shè)備子組件，并且被焊接至電池組件，所述第二鈦套圈焊接至電池子組件160。在另一示例中，窗口180可以熔結(jié)至外殼150，使用或不適用中間金屬套圈。例如用于在IMD中形成光學(xué)窗口的材料和方法，參照了共同轉(zhuǎn)讓的第8,275,432號美國專利(庫恩(Kuhn)等人)和第5,902,326號美國專利(萊薩(Lessar)等人)。這兩個專利整體通過引用結(jié)合在此。

控制電子設(shè)備子組件152中所包括的光檢測器接收通過窗口180入射在起搏器100上的光。當(dāng)起搏器100經(jīng)靜脈前進(jìn)至心臟腔室中時，起搏器100的最終取向可以不同，并且光學(xué)窗口180相對于患者的解剖結(jié)構(gòu)、以及因此相對于發(fā)射裝置18的最終取向可能是未知的。而且，由于或者起搏器100和/或發(fā)射裝置18的偏移或者由于心臟運(yùn)動、呼吸運(yùn)動、或其他身體運(yùn)動，光學(xué)窗口180相對于發(fā)射裝置18的取向可以隨著時間而波動。這樣，窗口180可以是連續(xù)的窗口，所述連續(xù)的窗口外切外殼150以便從起搏器100的所有側(cè)接收光。

在其他實(shí)施例中，窗口180可以是非連續(xù)的，并且沿著外殼150的周長包括多個分段的窗口。所考慮到的是，可以設(shè)想沿著遠(yuǎn)端102、近端104或沿著外殼150的周長(例如，沿著在近端和遠(yuǎn)端102和104之間延伸的圓柱形縱向側(cè)壁)的一個或多個光學(xué)窗口的許多種配置。在又其他實(shí)施例中，外殼150或其多個部分可以由透明導(dǎo)光材料(如晶片級玻璃封裝)形成，這樣使得封閉在外殼150中的光檢測器可以直接通過外殼150接收光，而不需要分開的光學(xué)窗口?？梢杂糜谌菁{起搏器100的光檢測器和/或感測裝置(例如，感測裝置4或ICD 14)內(nèi)的發(fā)射裝置18的晶片級封裝總體上在共同轉(zhuǎn)讓的第8,666,505號美國專利(奧勃良(O’Brien)等人)中公開，此專利通過引用以其整體結(jié)合在此。

圖6B是根據(jù)替代性實(shí)施例的起搏器100的概念圖。多個分離的光學(xué)耦合窗口180a至180d可以沿著起搏器100的多側(cè)分布，而非如圖6A中所示的連續(xù)的圓周窗口180。在圖6A和圖6B中，起搏器100被示為具有總體上圓柱形的外殼150。在其他實(shí)施例中，起搏器100可以具有棱柱形外殼，所示棱柱形外殼具有沿著外殼150的一個或多個側(cè)延伸的一個連續(xù)的或多個分離的光學(xué)耦合窗口。

所示光學(xué)耦合窗口180a至180d可以由二氧化硅、石英、藍(lán)寶石、或如上所述的其他光學(xué)上可穿透的材料。光檢測器可以位于光學(xué)窗口180a至180d中的每一個后方。當(dāng)包括多個光檢測器時，可以通過切換電路選擇由于入射光而產(chǎn)生最大電壓信號的單個光檢測器作為用于檢測用于觸發(fā)起搏器100遞送起搏脈沖的光學(xué)觸發(fā)信號的光檢測器。替代性地，圖案檢測器組合的輸出信號可以用于邏輯OR或AND運(yùn)算以檢測光學(xué)觸發(fā)信號。

圖6C是沿著光學(xué)耦合窗口180的起搏器100的截面視圖。窗口180被示為連續(xù)的環(huán)，例如具有藍(lán)寶石或其他透光材料。光敏部件190(例如，光敏電阻器、光電二極管、或其他光電檢測器)沿著窗口180的內(nèi)表面182安裝。光敏部件190可以通過可選的光學(xué)耦合構(gòu)件192耦合至表面182，或者可以被密封在耦合構(gòu)件192中，所述耦合構(gòu)件與表面182密封?？梢园凑丈衔慕Y(jié)合的‘432專利中總體上公開的對光學(xué)耦合構(gòu)件192進(jìn)行配置。雖然窗口180的內(nèi)表面182和外表面184被示為圓形的，表面182和184可以包括平坦的部分或面，在所述平臺的部分或面處，光敏部件190耦合至表面182以減少在彎曲表面上的光散射。

每個光敏部件190通過導(dǎo)體194電耦合至混合電路196?；旌想娐?96在通過窗口180從起搏器100的任一側(cè)接收到光時從光敏部件190中的每一個接收電信號，并將所述電信號(單獨(dú)地或聯(lián)合地)與觸發(fā)檢測閾值進(jìn)行比較，如下文更加詳細(xì)描述的。

圖7A是起搏器的示例配置的功能框圖。起搏器100包括脈沖發(fā)生器202、感測模塊204、控制模塊206、存儲器210、光檢測器212和電源214。脈沖發(fā)生器202生成電刺激信號，所述電刺激信號經(jīng)過電極160和162被遞送至心臟組織。控制模塊206響應(yīng)于從光檢測器212接收到觸發(fā)檢測信號216控制脈沖發(fā)生器202遞送刺激脈沖。在其他實(shí)施例中，可以直接通過從光檢測器212接收的觸發(fā)檢測信號216使能脈沖發(fā)生器202遞送刺激脈沖。例如，響應(yīng)于光檢測器212所產(chǎn)生的觸發(fā)檢測信號216的開關(guān)可以使能脈沖發(fā)生器202產(chǎn)生被應(yīng)用至電極162和164的刺激脈沖。

脈沖發(fā)生器202包括一個或多個電容器和充電電路，從而在控制模塊206的控制下將電容器充電至起搏脈沖電壓。在控制模塊206等待來自光檢測器212的觸發(fā)檢測信號216的同時，起搏電容器可以被充電至起搏脈沖電壓。在檢測到所述光學(xué)觸發(fā)信號時，起搏電容器耦合至起搏電極162、164從而至少部分地對電容器電壓放電并借此遞送起搏脈沖。替代性地，對光學(xué)觸發(fā)信號的檢測發(fā)起起搏電容器充電，并且當(dāng)達(dá)到預(yù)定的電容器電壓時，遞送脈沖。第8,532,785號美國專利(克拉奇菲爾德(Crutchfield)等人)中總體上公開的起搏電路可以實(shí)現(xiàn)在起搏器100中從而在控制模塊202的控制下將起搏電容器充電至預(yù)定的起搏脈沖幅度并遞送起搏脈沖，此專利通過引用以其整體結(jié)合在此。替代性地，脈沖發(fā)生器202可以包括將電源214連接至起搏電極162和164以遞送起搏脈沖的開關(guān)。

光檢測器212通過光學(xué)耦合窗口180接收光。光檢測器212包括一個或多個光學(xué)換能器，所述光學(xué)換能器可以包括但不限于光電檢測器、光電二極管、光敏電阻器、光電倍增管、PIN二極管、雪崩二極管或?qū)Πl(fā)射裝置18所發(fā)射的光波長響應(yīng)的其他光敏性光電部件。光檢測器212中所包括的一個或多個光學(xué)換能器被選擇用于將起搏器100中用于光學(xué)觸發(fā)信號檢測的能耗最小化。在通過窗口180接收到聯(lián)接至光檢測器212的光學(xué)觸發(fā)信號時，光檢測器212產(chǎn)生電壓信號，將所述電壓信號與觸發(fā)檢測閾值進(jìn)行比較。當(dāng)所述電壓信號超過所述觸發(fā)檢測閾值時，所述觸發(fā)檢測信號216被傳遞至控制模塊206。

在一個實(shí)施例中，發(fā)射裝置18可以被配置成用于發(fā)射具有1100nm的中心波長的光學(xué)觸發(fā)信號。在本示例中，砷化鎵銦光電檢測器可以用于提供對1100nm觸發(fā)信號的高效感測。從美國新澤西州普林斯頓大學(xué)傳感器無限公司(Sensors Unlimited,Inc.,Princeton,NJ,USA)可獲得砷化鎵銦光電檢測器的示例。光檢測器212中所使用的半導(dǎo)體材料可以包括但不限于硫化鉛、硒化鉛、砷化銦、砷化鎵、亞銻酸銦、亞銻酸鋁、鍺、硅、或其組合。

光檢測器212可以包括多個光學(xué)換能器，所述多個光學(xué)換能器可以被定位成用于通過一個或多個光接收窗口180接收光，例如沿著起搏器100的一個或多個側(cè)。在一些實(shí)施例中，如圖6A中所示，窗口180是外切圓柱形起搏器的連續(xù)環(huán)。多個光學(xué)換能器可以沿著窗口的內(nèi)表面定位，從而產(chǎn)生電壓信號，由光檢測器212中所包括的比較器將所述電壓信號與觸發(fā)檢測信號進(jìn)行比較。可以對多個光學(xué)換能器所產(chǎn)生的電壓信號求和，例如以便與觸發(fā)信號檢測閾值進(jìn)行比較，或者光學(xué)換能器所產(chǎn)生的最大電壓信號可以與檢測閾值進(jìn)行比較。

在一些實(shí)施例中，多個光學(xué)換能器可以包括在對不同波長響應(yīng)的光檢測器212中。提供對不同波長的檢測可以使能不同的觸發(fā)信號由發(fā)射裝置18傳輸，以便使起搏器100執(zhí)行不同的起搏功能。在一些實(shí)施例中，光檢測器212可以被配置成用于僅檢測來自發(fā)射裝置18的裝置生成的光學(xué)觸發(fā)信號。換言之，光檢測器212可以不被配置成用于感測和處理生理光學(xué)信號以確定生理事件、條件或狀態(tài)。

在包括多個治療遞送裝置的示例中(例如，如圖4B中所示)，每個光檢測器212可以包括多個可選擇的光敏部件，包括一個或多個光電檢測器、一個或多個光電二極管、一個或多個光敏電阻器等，用于感測處于不同波長的光學(xué)觸發(fā)信號。在植入時，選擇觸發(fā)信號波長并將其編程至存儲器210中。對所選擇的波長敏感的光敏部件被使能，并且使其他光敏部件失能。以這種方式，光檢測器212可以被配置成用于檢測所選擇的觸發(fā)信號波長，從而使得起搏器100對于所選擇的波長匹配的特定光學(xué)觸發(fā)信號響應(yīng)但并不對其他波長的觸發(fā)信號響應(yīng)。

可選擇性地對不同波長響應(yīng)的光檢測器212還可以允許選擇不同波長，從而優(yōu)化用于檢測光學(xué)觸發(fā)信號的信噪比。在一些情況下，一個波長可以比其他可用波長更大程度地衰減。

提供對不同波長敏感的多個光敏部件進(jìn)一步允許起搏器100可以由完全相同的部件制造但稍后被配置成是對不同觸發(fā)信號波長響應(yīng)的，例如在植入時。替代性地，起搏器100可以由不同的光檢測器212制造，所述不同的光檢測器對不同的觸發(fā)信號響應(yīng)，而不需要可選擇的檢測波長。

光檢測器212產(chǎn)生觸發(fā)檢測信號216，所述觸發(fā)檢測信號由控制模塊206或直接由脈沖發(fā)生器202接收?？刂颇K206然后控制脈沖發(fā)生器202根據(jù)可以存儲在存儲器210中的治療遞送控制參數(shù)(如脈沖幅度、脈沖寬度、脈沖個數(shù)等)遞送起搏脈沖。在一些實(shí)例中，在或者直接從光檢測器212或者通過控制模塊206接收到觸發(fā)檢測信號216時，立即使能脈沖發(fā)生器202遞送起搏脈沖。在其他示例中，在接收觸發(fā)檢測信號216之間的時間延遲之后，脈沖發(fā)生器202按照控制模塊206的控制遞送起搏脈沖。

起搏器100可以唯一地是不具有感測能力的治療遞送裝置。在其他示例中，起搏器100可以包括感測模塊204，所述感測模塊耦合至電極162和164用于感測用于控制起搏脈沖的遞送的近場EGM信號。例如，當(dāng)起搏器100被植入LV時，LV中的R波可以被感測模塊204感測到。感測模塊204生成被提供給控制模塊206的R波感測事件信號。在從光檢測器212接收觸發(fā)檢測信號216時，控制模塊206可以開始起搏定時間期。如果在起搏定時間期到時之前，R波感測信號被控制模塊206從感測模塊204接收到，不遞送起搏脈沖。如果在從感測模塊204接收到R波感測事件信號之前起搏定時間期到時，控制模塊206使能脈沖起搏器202遞送起搏脈沖。

起搏定時間期可以是(例如)用于相對于感測裝置4或ICD 14所感測的固有R波控制向LV(或RV)遞送起搏脈沖的VV間期。起搏定時間期可以是用于相對于感測裝置4或ICD 14所感測的固有P波控制心室中的起搏脈沖遞送的AV間期。起搏定時間期可以相對于另一心臟腔室中遞送的起搏脈沖，所述起搏脈沖還可以由另一心內(nèi)起搏器遞送，所述另一心內(nèi)起搏器被來自發(fā)射裝置18的光學(xué)觸發(fā)信號觸發(fā)遞送起搏脈沖。例如，ICD 14可以控制發(fā)射裝置18產(chǎn)生光學(xué)觸發(fā)信號。在接收到所述光學(xué)觸發(fā)信號時，可以立即由第一心內(nèi)起搏器在一個心臟腔室內(nèi)遞送起搏脈沖。只要感測模塊24在起搏定時間期截止之前不產(chǎn)生固有感測事件，就可以在起搏定時間期截止時遞送第二心臟腔室內(nèi)的起搏脈沖，所述起搏定時間期在接收到光學(xué)觸發(fā)信號時開始。

雖然圖7A中未示出，意識到的是，起搏器700可以包括其他生理傳感器，如壓力傳感器、活動傳感器、聲傳感器、氧傳感器、或適配成用于可植入式醫(yī)療裝置的其他傳感器。

電源214根據(jù)需要向起搏器100的其他模塊和部件中的每一個提供電力?？刂颇K206可以執(zhí)行功率控制操作，以便控制何時向不同的部件或模塊供電以執(zhí)行不同的起搏器功能。電源214可以包括一個或多個能量儲存裝置，例如一個或多個可再充電電池或不可再充電電池?？刂颇K206還可以被配置成執(zhí)行起搏器100的診斷測試，該診斷測試可以包括例如監(jiān)測電源214的剩余電荷。為清楚起見，圖7A中未示出電源214與其他起搏器模塊和部件之間的連接。

圖7A中所示的框圖所代表的電路可以包括任何離散和/或集成電子電路部件，這些部件執(zhí)行能夠產(chǎn)生歸屬于在此的起搏器100的功能的模擬電路和/或數(shù)字電路。歸屬于在此的起搏器100的功能可具體化為一個或多個處理器、硬件、固件、軟件或它們的任何組合?？刂铺幚砥?06可以包括微處理器、控制器、數(shù)字信號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA)或等效離散或集成邏輯電路中的任何一個或多個。作為離散模塊或部件的起搏器100的不同特征結(jié)構(gòu)的描繪旨在強(qiáng)調(diào)不同的功能方面，而并不一定暗指這類模塊必須通過分開的硬件或軟件部件來實(shí)現(xiàn)。相反，與一個或多個模塊相關(guān)聯(lián)的功能性可以通過分開的硬件或軟件部件來執(zhí)行，或整合在共同的或分開的硬件或軟件部件中，所述部件可以包括組合或時序邏輯電路、狀態(tài)機(jī)、存儲器裝置等。

存儲器210可以包括計算機(jī)可讀指令，這些計算機(jī)可讀指令在由控制模塊206執(zhí)行時，使控制模塊206執(zhí)行貫穿本公開歸屬于起搏器100的各種功能。計算機(jī)可讀指令可以被編碼在存儲器210內(nèi)。存儲器210可以包括任何非暫時性計算機(jī)可讀存儲介質(zhì)，包括任何易失性介質(zhì)、非易失性介質(zhì)、磁性介質(zhì)、光學(xué)介質(zhì)或電介質(zhì)，諸如隨機(jī)存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、快閃存儲器、或其他數(shù)字介質(zhì)，唯一的例外是瞬時傳播信號。存儲器210存儲間期、計數(shù)器、或控制模塊206控制由脈沖發(fā)生器202響應(yīng)于從光檢測器212接收到觸發(fā)檢測信號216遞送起搏脈沖所使用的其他數(shù)據(jù)。

圖7B是在圖7A的起搏器中所包括的光檢測器212的一個示例的圖。多個光敏部件250可以并行耦合在數(shù)字化逆變器254的輸入與地電位252之間。在一個示例中，光敏部件250是光敏電阻器。當(dāng)未接收到光時，通過電阻器256將數(shù)字化逆變器254的輸入向Vcc 258偏置，所述電阻器具有小于光敏電阻器250的電阻的高電阻。當(dāng)通過窗口180接收到光學(xué)觸發(fā)信號時，一個或多個光敏電阻器250的電阻將顯著地降低，從而切換數(shù)字化逆變器254的狀態(tài)。數(shù)字化逆變器254的輸出信號可以被作為觸發(fā)檢測信號216提供給控制模塊206。光敏電阻器250可以沿著外切起搏器100的窗口180安排，從而360度實(shí)現(xiàn)光學(xué)觸發(fā)信號接收，如圖6C中所示。雖然圖7B中示出了四個光敏電阻器250，但應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到，光檢測器212中可以包括一個或多個光敏電阻器或其他光敏部件。

圖8A是被示為心內(nèi)起搏器400的光學(xué)觸發(fā)式治療遞送裝置的又另一示例的概念圖。起搏器400具有遠(yuǎn)極面402，所述遠(yuǎn)極面具有被保持在絕緣電極饋通404的孔徑中的尖端電極462。尖端電極462是具有開放中心的環(huán)形電極的形式，光學(xué)窗口480存在于所述開放中心中。窗口480可以由本文中之前列出的示例材料中的任何一種形成，并且可以通過金焊、醫(yī)用粘合膠、融結(jié)或其他密封方法密封在尖端電極462中。尖端電極462是環(huán)狀電極，其中，光學(xué)窗口480同軸地延伸穿過尖端電極462的中心。光檢測器212直接位于窗口480的后方以便接收光學(xué)觸發(fā)信號。尖端電極462在直徑方面可以增大，這樣使得窗口480可以包含起搏器400的遠(yuǎn)極面402的更大的表面積。

尖端電極462被固定齒466推進(jìn)抵靠或鄰近心臟腔室壁。這樣，遠(yuǎn)極面402將以總體上朝外的方向取向，從心臟腔室血池朝向胸壁。光學(xué)耦合窗口480被定位成抵靠或接近心肌壁，從而提供從發(fā)射裝置直接朝向窗口480的光學(xué)路徑，例如通過肋間肌肉、肺組織和心肌壁。

圖8B是圖8A中所示的起搏器400的概念側(cè)視截面視圖。起搏器400包括外殼450以及電極和光檢測器組件410，所述電極和光檢測器組件沿著起搏器400的遠(yuǎn)端面402暴露。電極和光檢測器組件402包括電極饋通404、尖端電極462、光學(xué)耦合窗口480和光檢測器412。脈沖發(fā)生器452通過饋通導(dǎo)體466電耦合至電極462。尖端電極462具有中空內(nèi)核，透明光學(xué)窗口480被定位于所述中空內(nèi)核中以便向光檢測器412傳遞光學(xué)觸發(fā)信號。光檢測器412被示為位于在尖端電極462的中空內(nèi)核中，然而，取決于檢測器412和電極462的相對尺寸，認(rèn)識到的是，光檢測器412可以位于相對于遠(yuǎn)端尖端電極462更加臨近的位置。在這種情況下，光學(xué)窗口480將填滿電極462的中空內(nèi)核。組件410可以在與外殼450組裝之前預(yù)組裝。替代性地，饋通404、電極462、光檢測器412和窗口480可以被單獨(dú)地或以子組件組裝至外殼450中。使用釬焊、焊接、醫(yī)用級粘合膠或其組合和/或其他密封方法將組件410和外殼450以防止體液進(jìn)入起搏器400的內(nèi)部。

可以設(shè)定應(yīng)用于光檢測器412的觸發(fā)檢測閾值并將其存儲在存儲器中，以便用于檢測光學(xué)觸發(fā)信號。當(dāng)光檢測器412產(chǎn)生觸發(fā)檢測信號454時，控制模塊406向脈沖發(fā)生器452傳遞P_出信號456。脈沖發(fā)生器452響應(yīng)于來自控制模塊406的P_出信號通過電極462和返回陽極電極(例如，繞外殼450或外殼450的任一部分或整體的環(huán)形電極(未示出))遞送一個或多個起搏脈沖。脈沖發(fā)生器452根據(jù)所存儲的起搏脈沖參數(shù)(例如，脈沖幅度、脈沖寬度、脈沖形狀等)生成所述一個或多個起搏脈沖。只要出發(fā)檢測信號454保持低或在出發(fā)檢測閾值以下，不遞送起搏脈沖。

在一些示例中，一旦有出發(fā)檢測信號454，控制模塊406可以立即傳遞P_出信號456從而使起搏脈沖遞送。在其他示例中，控制模塊406在存儲的時間延遲之后傳遞P_出信號456，如用于控制雙腔室或多腔室心動過緩起搏或CRT的房心室(AV)或室間(VV)延遲或其一部分。

圖9A是具有光學(xué)耦合窗口580的起搏器500的替代性示例的概念圖，所述光學(xué)耦合窗口沿著起搏器500的遠(yuǎn)極面502包圍尖端電極562。光學(xué)窗口580可以是環(huán)繞尖端電極562的絕緣電極饋通504的一部分。電極饋通504可以包括玻璃絕緣構(gòu)件，所述玻璃絕緣構(gòu)件是透明的并且用于向沿著饋通504的內(nèi)表面定位的(圖9B中所示)光檢測器512導(dǎo)光。替代性地，光學(xué)窗口580可以是玻璃或其他包圍饋通504的透明環(huán)，所述饋通環(huán)繞尖端電極562。在這種情況下，光學(xué)窗口580可以是繞尖端電極562同軸地延伸的環(huán)狀窗口。

圖9B是圖9A中所示的起搏器500的概念側(cè)視截面視圖。起搏器500包括外殼550以及電極和光檢測器組件510，所述電極和光檢測器組件沿著起搏器500的遠(yuǎn)端面502暴露。電極和光檢測器組件502包括電極饋通504、尖端電極562、光學(xué)窗口580和光檢測器512a和512b，統(tǒng)稱為512。雖然示出了兩個檢測器512，但認(rèn)識到的是，一個或多個檢測器可以沿著窗口580的內(nèi)表面560定位。尖端電極562在本示例中是固態(tài)尖端電極，通過饋通504的玻璃絕緣體構(gòu)件與外殼550絕緣并通過饋通導(dǎo)體566電耦合至脈沖發(fā)生器552。

饋通504包括窗口580(此窗口是饋通504的玻璃電絕緣體構(gòu)件)以及用于向光檢測器512傳遞光學(xué)觸發(fā)信號的光學(xué)窗口。組件510可以在于外殼550組裝之前預(yù)組裝。替代性地，饋通504、電極562、和光檢測器512可以被單獨(dú)地或以子組件被組裝至外殼550中。使用釬焊、焊接、醫(yī)用級粘合膠或其組合和/或其他密封方法將組件510和外殼550以防止體液進(jìn)入起搏器500的內(nèi)部。

控制模塊506從光檢測器512接收光檢測器信號554a和554b。在這種情況下，控制模塊506可以包括比較器或其他用于將信號554a和554b與觸發(fā)檢測閾值進(jìn)行比較的檢測電路?？刂颇K506可以選擇光檢測器信號554a和554b中的一個或兩者來檢測光學(xué)觸發(fā)信號?？梢詫⑺x擇的觸發(fā)檢測信號554a和554b之一或兩者與觸發(fā)檢測閾值進(jìn)行比較，或者可以將觸發(fā)檢測信號554a和554b之和或者其他組合與起搏觸發(fā)閾值進(jìn)行比較?？刂颇K506通過P_出信號線556耦合至脈沖發(fā)生器552，以便控制脈沖發(fā)生器552通過電極562和返回陽極電極(例如，繞外殼550或外殼550的任何一部分或全部的環(huán)形電極(未示出))遞送起搏脈沖。如果觸發(fā)檢測信號554a和/或554b或其組合跨越了觸發(fā)檢測閾值，控制模塊506向脈沖發(fā)生器552傳遞P_出信號556。在接收到P_出信號556時，脈沖發(fā)生器552生成如上所述的一個或多個起搏脈沖。

圖10為根據(jù)一個示例的用于控制被觸發(fā)的治療遞送裝置的方法的流程圖600。流程圖600和在此所介紹的其他流程圖中所示的方法可以由圖1A、圖2A、圖4A或圖4B中所示的系統(tǒng)2、10、10’、10”或11執(zhí)行。在框602，感測裝置(例如感測裝置4或ICD 14)獲取生理信號用于感測指示需要自動治療遞送的事件或條件。在框604，感測裝置基于所述生理信號檢測需要治療。感測裝置不需要直接電耦合至觸發(fā)式治療遞送裝置。感測裝置在框606生成控制信號，所述控制信號被直接傳遞至于感測裝置處于有線連接的發(fā)光裝置。替代性地，在框606，感測裝置生成控制信號，所述控制信號由感測裝置的遙測通信模塊編碼并被被無線地傳輸至發(fā)光裝置。

在框608，發(fā)光裝置響應(yīng)于接收到控制信號生成光學(xué)觸發(fā)信號。在框610，觸發(fā)式治療遞送裝置(例如，治療遞送裝置6或起搏器100)檢測光學(xué)觸發(fā)信號。響應(yīng)于檢測到光學(xué)觸發(fā)信號，在框612，自動地遞送治療。如果未檢測到光學(xué)觸發(fā)信號，不遞送治療。在遞送治療之后，在框602，感測裝置繼續(xù)監(jiān)測生理信號。

圖11為用于控制由被觸發(fā)的起搏器(例如，起搏器100)自動遞送的心臟起搏治療的方法的流程圖700。在框702，感測裝置(例如，僅感測裝置4或ICD 14)獲取ECG信號。感測裝置可以被配置成僅感測裝置(例如，如圖1B中所示)，用于使用感測裝置或延伸自感測裝置的引線所攜帶的電極監(jiān)測ECG信號。感測裝置可能或可能不能夠遞送治療。在一個示例中，感測裝置包括用于治療快速心律失常的心臟復(fù)律/除顫能力。如上所述，感測裝置可以是ICD，被配置成用于監(jiān)測ECG從而檢測需要起搏以及需要檢測VT和VF并按照需要遞送電擊治療。感測裝置可以是胸腔外裝置(例如，植入在皮下或肌肉下袋中)或胸腔內(nèi)裝置，并且不需要與起搏器100有線連接。

如果依據(jù)基于所感測的ECG信號在框704所確定的需要起搏治療，在框706，由感測裝置生成控制信號。所述控制信號可以是電信號，所述電信號被直接傳遞至光學(xué)發(fā)射裝置，或者通過有線連接或者通過無線遙測信號(如RF通信信號)的轉(zhuǎn)換和傳輸。

在框708，光學(xué)發(fā)射裝置(例如，發(fā)射裝置18)響應(yīng)于從感測裝置接收到控制信號生成光學(xué)觸發(fā)信號。如果依據(jù)在框710處所確定的起搏器100檢測到光學(xué)觸發(fā)信號，在框712響應(yīng)于觸發(fā)信號檢測遞送一個或多個起搏脈沖。如果未檢測到光學(xué)觸發(fā)信號，感測裝置繼續(xù)監(jiān)測ECG信號以防需要觸發(fā)脈沖。可以根據(jù)起搏器的控制模塊所存儲的起搏脈沖控制參數(shù)遞送起搏脈沖，或者可以根據(jù)所檢測到的觸發(fā)信號調(diào)整起搏器。

圖12是根據(jù)一個實(shí)施例用于控制心臟再同步治療(CRT)的方法的流程圖800。在框802，感測裝置接收ECG信號以便分別檢測伴隨心房和心室的去極化的P波和/或R波。感測裝置可以是如圖1B中所示的僅感測裝置4或者例如如圖2A、圖3A、圖3B和4A中所示的ICD 14。在框804感測定時事件(即，P波和R波)，從而使在感測裝置中開始起搏逸搏間期。在所示的示例中，在框806，開始LV起搏逸搏間期。所示LV起搏逸搏間期可以基于所感測到的R波、所感測到的P波的開始，或ECG信號上所標(biāo)識的其他時間點(diǎn)。

如果起搏逸搏間期到時(框808)，在框810，控制信號由感測裝置產(chǎn)生并被發(fā)送至光學(xué)發(fā)射裝置18。感測裝置所產(chǎn)生的所述控制信號可以是被電導(dǎo)體發(fā)送至發(fā)射裝置18的電信號，所述電導(dǎo)體將感測裝置耦合至發(fā)射裝置18。如上所述，發(fā)射裝置18可以被容納在感測裝置的外殼內(nèi)或沿著它，或者被容納在感測裝置的接頭或連接塊中。替代性地，發(fā)射裝置18可以由耦合至感測裝置的引線攜帶。

在其他示例中，感測裝置所產(chǎn)生的控制信號被轉(zhuǎn)換成無線遙測通信信號，所述無線遙測通信信號被傳輸至在發(fā)射裝置中所包括的接收器。發(fā)射裝置18可以遠(yuǎn)離感測裝置植入的無引線裝置，或者可以由延伸自感測裝置但被配置成用于接收無線遙測信號(如RF信號)的引線攜帶。

在框812，在從感測裝置接收到控制信號時，發(fā)射裝置18生成光學(xué)觸發(fā)信號。心內(nèi)起搏器100被植入LV并且被配置成用于檢查如上所述的光學(xué)觸發(fā)信號。如果依據(jù)在框814所確定的起搏器100檢測到了光學(xué)觸發(fā)信號，在框816，起搏器100遞送LV起搏脈沖。如果未檢測到光學(xué)觸發(fā)信號，感測裝置繼續(xù)從ECG信號感測事件，以便控制起搏定時間期并生成控制信號以使由起搏器100進(jìn)行被觸發(fā)的起搏脈沖遞送。

從而，根據(jù)示意性實(shí)施例描述了包括觸發(fā)式治療遞送裝置和相關(guān)聯(lián)的方法的醫(yī)療裝置系統(tǒng)的各個示例。在此所介紹的示例的各個方面可以組合在除了所介紹的具體示例之外的不同組合中。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將理解，可以在不脫離所附權(quán)利要求書的范圍的情況下對所描述的實(shí)施例做出不同的修改。