CN111417434A - 用于减少来自组织传导通信发射的伪影的设备和方法 - Google Patents

Abstract

一种设备，该设备被配置为通过由IMD的TCC发射器生成多个TCC信号来发射组织传导通信(TCC)信号。生成的TCC信号经由耦合电容器被耦合至发射电极向量，以经由传导组织通路向接收医疗设备发射该多个TCC信号。电压保持电路将耦合电容器保持在DC电压处达两个连续发射的TCC信号之间的时间间期。

Description

用于减少来自组织传导通信发射的伪影的设备和方法

技术领域

本公开大体上涉及用于使用组织传导通信来通信的设备、系统和方法。

背景技术

与人相关联的两个或更多个设备(例如，植入人体内和/或附接至人或以其他方式接触人的设备)之间的通信在多个应用中可能是期望的，诸如用于监测或管理患者的健康。这些设备之间的通信可例如实现信息的交换、健康状况的协调监测和/或用于治疗健康状况的协调治疗。此类系统(在下文描述了此类系统的一些示例)可使用组织传导通信(TCC)来通信。TCC将人体用作通信的介质。TCC可有时被称为人体传导(HBC)或体内通信。

用于向患者递送治疗或监测患者的生理状况的各种植入式医疗设备(IMD)已在临床上用于患者体内或已被提出在患者体内临床使用。示例包括IMD，该IMD向心脏、肌肉、神经、脑部、胃或其他组织递送治疗和/或监测与心脏、肌肉、神经、脑部、胃或其他组织相关联的状况。一些治疗包括向此类组织递送电刺激。一些IMD可采用用于向此类器官或组织递送治疗性电信号的电极、用于感测患者体内固有的生理电信号(其可由此类器官或组织传播)的电极、和/或用于感测患者的生理信号的其他传感器。

例如，当检测到房性或室性快速性心律失常(例如，心动过速或纤颤)时，植入式心脏复律除颤器(ICD)可被用于向患者的心脏递送高能量除颤和/或心脏复律电击。ICD可基于分析经由电极感知到的心脏电描记图来检测快速性心律失常，并且可经由电极递送抗快速性心律失常电击(例如，除颤电击和/或心脏复律电击)。作为另一示例，当自然起搏器和/或心脏的传导系统无法以足够维系健康的患者功能的频率和间期提供同步的心房和心室收缩时，ICD或植入式心脏起搏器可向心脏提供心脏起搏治疗。ICD和心脏起搏器也可提供超速(overdrive)心脏起搏(称为抗心动过速起搏(ATP))以抑制检测到的快速性心律失常或使检测到的快速性心律失常转变，以试图避免心脏复律/除颤电击。

一些IMD被耦合至用于感测电生理信号的电极中的一个或多个并且经由一个或多个引线递送电刺激。携载感测和/或电治疗递送电极的医疗电引线允许IMD壳体被定位在与用于感测和/或刺激递送的目标部位分开的位置。例如，皮下地或肌肉下植入的ICD或植入式心脏起搏器的壳体可经由经静脉地延伸至患者的心脏的一个或多个医疗电引线被耦合至心内膜电极。其他ICD系统(被称为心血管外ICD系统)没有被耦合至任何经静脉引线，并且反而经由植入远离患者的心脏(例如，皮下地植入或胸骨下地植入)的电极感测以及递送电击。心血管外电极可沿着皮下ICD的壳体被提供和/或经由从壳体皮下地、肌肉下地或胸骨下地延伸的一个或多个引线被耦合至壳体。

无引线IMD也可被用于向患者递送治疗，和/或感测患者的生理参数。在一些示例中，无引线IMD可包括在其外部壳体上的一个或多个电极，以用于向患者递送治疗电刺激，和/或感测患者的固有电信号。例如，无引线起搏器可被用于感测患者的固有去极化或其他生理参数，和/或向心脏递送治疗电刺激。无引线起搏器可被定位在心脏内或外部，并且在一些示例中，可经由固定机制被锚定至心脏的壁。

在一些情况下，两个或更多个IMD被植入单个患者体内。可能期望的是，两个或更多个IMD能够彼此通信，例如，以协调或协作地提供感测或监测患者和/或治疗递送。尽管一些IMD使用射频(RF)遥测来与其他医疗设备通信，例如，与外部编程设备通信，但是TCC允许了通过经由传导组织通路在两个IMD的电极之间发射信号来在两个或更多个IMD之间通信。相似地，TCC可被利用以用于在IMD与外部设备之间通信，该外部设备具有接近患者的皮肤或与患者的皮肤接触的电极，或用于在具有接近患者的皮肤或与患者的皮肤接触的电极的两个外部设备之间通信。

发明内容

本公开的技术通常涉及由设备执行的TCC信号发射技术。本公开的技术在IMD的背景下被描述。然而，该技术可由使用TCC通信的任何设备利用，无论是医疗设备还是非医疗设备，植入设备还是外部设备。TCC发射器可被包括在IMD中，该IMD被配置为与共同植入患者体内的一个或多个其他IMD和/或耦合至患者的外部设备通信。TCC发射器包括电压保持电路，以用于在TCC信号发射之间保持在交流电(AC)耦合电容器上建立的电压。AC耦合电容器被用于将由TCC发射器生成的TCC信号耦合至发射电极向量，以用于沿着传导组织通路传导至接收设备的接收电极向量。电压保持电路被用于避免在TCC信号发射之间频繁地将AC耦合电容器再充电至操作DC电压，以消除或最小化TCC信号干扰发射设备和/或植入患者体内或耦合至患者的其他医疗设备的感测电路系统的可能性。

在一个示例中，本公开提供了壳体以及由该壳体封围的组织传导通信(TCC)发射器。TCC发射器被配置为生成多个TCC信号。TCC发射器包括：耦合电容器，该耦合电容器用于将生成的TCC信号耦合至发射电极向量以经由传导组织通路发射多个TCC信号；以及电压保持电路，该电压保持电路被配置为将耦合电容器保持在直流电(DC)电压处达多个TCC信号中的两个连续发射的TCC信号之间的时间间期。

在另一示例中，本公开提供了一种方法，该方法包括：生成多个组织传导通信(TCC)信号；将多个生成的TCC信号经由耦合电容器耦合至发射电极向量，以经由传导组织通路发射多个TCC信号；以及将耦合电容器保持在直流电(DC)电压处达多个TCC信号中的两个连续发射的TCC信号之间的时间间期。

在另一示例中，本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质，该非瞬态计算机可读存储介质包括一组指令，当由设备执行时该一组指令使得设备生成多个组织传导通信(TCC)信号，将生成的TCC信号耦合至发射电极向量以经由传导组织通路发射该多个TCC信号，并且将耦合电容器保持在直流电(DC)电压处达该多个TCC信号中的两个连续发射的TCC信号之间的时间间期。

IMD的控制电路被配置为：发射TCC信号；使得IMD生成TCC信号；经由耦合电容器将生成的TCC信号耦合至发射电极向量，该发射电极向量被耦合至IMD，以经由传导组织通路将TCC信号发射至接收医疗设备；并且通过电压保持电路将耦合电容器保持在DC电压处达多个TCC信号中的两个连续发射的TCC信号之间的时间间期。

在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。本公开中描述的技术的其他特征、目的以及优点将从描述、附图以及权利要求书中显而易见。

附图说明

图1是根据一个示例的能够TCC的IMD系统的概念图。

图2是根据另一示例的IMD系统的概念图，该IMD系统被配置为使用本文公开的TCC技术通信。

图3A是根据一个示例的无引线心内起搏器的概念图。

图3B是根据一个示例的可被包括在图3A的起搏器中的电路系统的示意图。

图4示出了根据一个示例的无引线压力传感器的透视图。

图5是根据一个示例的能够发射TCC信号的ICD的示意图。

图6是示出了可被包括在图5的ICD中或图3B的起搏器中或图4的压力传感器中的TCC发射器的示例配置的概念图。

图7是根据一个示例的被包括在图6的TCC发射器中包括电压保持电路的电路系统的示意图。

图8是根据一个示例的用于通过IMD发射TCC信号的方法的流程图。

图9是根据另一示例的被包括TCC发射器中包括电压保持电路的电路系统的概念图。

图10是根据另一示例的用于发射TCC信号的方法的流程图。

图11是根据另一示例的用于TCC信号发射的方法的流程图。

图12是由IMD系统的发射设备执行的TCC发射会话的一个示例的概念图。

具体实施方式

出于多个原因，两个或更多个医疗设备之间的无线通信可以是期望的，包括交换数据和/或协调或协同地提供生理信号的感测和/或治疗递送。TCC信号可从一个IMD被无线地发射至共同植入患者体内的一个或多个IMD和/或被无线地发射至具有耦合至患者以用于发射和/或接收TCC信号的皮肤或表面电极的外部医疗设备。一些IMD和外部医疗设备可被配置为经由感测电极感测电生理信号和/或监测诸如经胸阻抗信号之类的电阻抗。电生理信号的示例包括由患者的心脏产生的心脏电信号、由骨骼肌肉组织产生的肌电图信号、以及由脑部、神经或肌肉组织产生的其他电生理信号。通信信号的发射可导致干扰电信号感测电路系统。取决于发射的信号的幅度和频率，通过身体组织的通信信号的发射可无意间导致对肌肉或神经的电刺激。

包括被配置为接收电生理信号或监测阻抗的电信号感测电路系统的IMD或外部医疗设备可以是TCC发射设备、预期的TCC接收设备、或非预期的接收设备，该非预期的接收设备被耦合至TCC信号在两个其他设备之间被发射的组织传导通路内的电极。在每一个情况下，发射的TCC信号可由感测电极接收并且干扰感测电路系统，该感测电极耦合至发射或接收IMD或外部设备。在其他示例中，发射或接收设备可被配置为监测一个或多个医疗电引线的电阻抗或监测耦合至该设备的一个或多个电极向量之间的组织阻抗。本文公开了用于最小化TCC信号干扰电生理信号感测电路系统、阻抗监测或由系统执行的对电信号的其他监测的可能性的TCC发射器和发射技术。

图1是根据一个示例的能够TCC的IMD系统10的概念图。图1是植入有IMD系统10的患者12的前视图。IMD系统10包括ICD 14、耦合至ICD 14的心血管外电刺激和感测引线16、和心内起搏器100。ICD 14和起搏器100可被启用经由TCC通信，以用于发射各种数据或命令。例如，ICD 14和起搏器100可被配置为经由TCC通信以确认检测到的心脏事件或检测到的心脏节律和/或协调响应于由IMD 14和100中的一者或二者检测到了异常心脏节律而进行的用于心动过缓起搏、ATP治疗、心脏复律/除颤(CV/DF)电击、电击后起搏、心脏再同步治疗(CRT)或其他电刺激治疗的心脏起搏脉冲的递送。

IMD系统10感测心脏电信号，诸如伴随心室去极化的R波和/或伴随心房去极化的P波，以用于以高灵敏度和特异性来检测异常心脏节律，以启用IMD系统10在适当的时间处递送(或抑制)适当的治疗。由IMD(例如，由ICD 14或起搏器100)发射TCC信号可导致干扰该发射IMD的感测电路系统，从而导致对心脏事件的错误感测。由于TCC干扰被包括在电信号感测电路中的心脏事件检测器而引起的此类对心脏事件的错误感测可导致当实际需要起搏脉冲时抑制起搏脉冲或促成错误地检测到快速性心律失常事件。本文公开的TCC信号发射技术降低了TCC信号由发射设备的心脏电信号感测电路错误地检测为心脏事件的可能性。

该TCC信号发射技术也可降低植入患者12体内的被配置为感测电生理信号(诸如，R波和/或P波)的另一IMD将TCC信号错误地感测为生理信号的可能性。植入患者12体内的另一IMD可以是发射的TCC信号的预期的接收设备，例如，从ICD 14接收信号的起搏器100，或反之亦然。在其他情况下，共同植入患者12体内的另一IMD可以不是发射的TCC信号的预期的接收设备，但是可被配置为经由耦合至共同植入的IMD的电极感测电生理信号。电压信号可在预期或非预期的接收设备的感测电极两端产生，其可能干扰电生理感测和事件检测。本公开的TCC信号发射技术可减少或消除TCC信号被植入患者12体内的任何其他IMD或具有外部地耦合至患者的电极的外部设备感知为电生理信号的发生率。

图1在包括ICD 14和起搏器100的能够感测由患者的心脏8产生的心脏电信号并且向患者的心脏8递送心脏复律和/或除颤(CV/DF)电击以及心脏起搏脉冲的IMD系统10的背景下被描述。在一些示例中，TCC通信可以是“单向”通信，例如，仅从ICD 14发射至起搏器100或仅从起搏器100发射至ICD 14。在其他示例中，TCC通信可以是ICD 14与起搏器100之间的“双向”通信，由此使得起搏器100和ICD 14中的每一个能够接收并且发射信息。所认识到的是，本文公开的TCC信号发射技术的各方面可在各种IMD系统中被实现，该各种IMD系统可包括ICD、起搏器、心脏监测器或其他仅用于感测的设备、神经刺激器、药物递送设备或(多个)其他植入式医疗设备。可在要求一个IMD与至少一个其他植入的或外部的医疗设备之间通信的任何IMD系统中实现本文公开的TCC信号发射技术。此外，本文描述的技术可由使用TCC通信的两个外部设备利用。该技术也可具有非医疗应用，同样以用于使用TCC通信的植入设备和/或外部设备。

ICD 14包括壳体15，壳体15形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可由导电材料(诸如，钛或钛合金)形成。壳体15可用作电极(有时被称为“罐”电极)。在其他情况下，ICD 14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的充当(多个)电极的(多个)外部部分可以涂覆有材料，诸如，氮化钛，以用于减少刺激后极化伪影。壳体15可以用作有源(active)罐电极，以用于在递送使用高压治疗电路所递送的CV/DF电击或其他高压脉冲时使用。在其他示例中，壳体15可用于结合由引线16携载的电极来递送相对较低电压的心脏起搏脉冲和/或用于感测心脏电信号。在这些示例的任一个中，根据本文公开的技术，壳体15可在发射电极向量中被用于发射TCC信号。

ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，连接器组件17包括穿过壳体15的电馈通件，以提供在引线16的引线体18内延伸的导体与被包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如在本文中将进一步详细描述的，壳体15可容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、电心脏信号感测电路系统、治疗递送电路系统、TCC发射和接收电路系统、电源、和用于感测心脏电信号、检测心脏节律、以及控制并递送电刺激脉冲以治疗异常心脏节律以及用于向起搏器100发射TCC信号和/或接收来自起搏器100的TCC信号的其他部件。

引线16包括具有近侧端27和远侧部分25的细长引线体18，近侧端27包括被配置为被连接至ICD连接器组件17的引线连接器(未显示)，并且远侧部分25包括一个或多个电极。在图1示出的示例中，引线体18的远侧部分25包括除颤电极24和26以及起搏/感测电极28和30。在一些情况下，除颤电极24和26可以一起形成除颤电极，因为它们可以被配置为同时被激活。替代地，除颤电极24和26可以形成分开的除颤电极，在这种情况下，电极24和26中的每一个可以被选择性地独立地激活。

电极24和26(以及在一些示例中，壳体15)在本文中被称为除颤电极，因为它们被单独或共同地利用，以用于递送高电压刺激治疗(例如，心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长的线圈电极，并且与起搏和感测电极28和30相比，通常具有相对大的表面积以用于递送高电压电刺激脉冲。然而，除了高电压刺激治疗之外或代替高电压刺激治疗，电极24和26以及壳体15还可以被利用以用于提供起搏功能、感测功能和/或TCC信号发射和接收。在这个意义上，本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被视为将电极24和26限制成仅用于高电压心脏复律/除颤电击治疗应用。例如，电极24和26可以在用于感测心脏电信号以及检测并且区分快速性心律失常的感测向量中被使用。电极24和26可在TCC信号发射向量中彼此结合地使用、或一同结合壳体15使用、或单独地结合壳体15使用。在ICD 14被配置为从起搏器100接收TCC信号的情况下，电极24、26和/或壳体15可在TCC接收电极向量中被使用。发射和接收电极向量可以是相同的或不同的向量。

电极28以及30是具有相对较小的表面积的电极，其可在感测电极向量中使用以用于感测心脏电信号，并且在一些配置中可用于递送相对低电压的起搏脉冲。电极28和30被称为起搏/感测电极，因为它们通常被配置用于在低电压应用中使用，例如，用于递送相对低电压的起搏脉冲和/或感测心脏电信号，这与递送高电压心脏复律除颤电击相反。在一些实例中，电极28和30可以提供仅起搏功能、仅感测功能、或起搏功能和感测功能二者。此外，在一些示例中，电极28和60中的一者或二者可在TCC信号发射和/或接收中被使用。

ICD 14可以经由包括电极24、26、28、30和/或壳体15的组合的感测电极向量的组合来获得与心脏8的电活动对应的心脏电信号。可由被包括在ICD 14中的感测电路系统选择利用电极24、26、28和30的组合的各种感测电极向量，以用于经由一个或多个感测电极向量接收心脏电信号。

在图1示出的示例中，电极28位于除颤电极24的近侧，并且电极30位于除颤电极24与26之间。电极28和30可以是环形电极、短线圈电极、半球电极等。电极28和30可以沿着引线体18被定位在其他位置处，并且不限于示出的位置。在其他示例中，引线16可不包括任何电极、或包括一个或多个起搏/感测电极和/或一个或多个除颤电极。

可从除颤电极24、26、28、30和壳体15选择TCC发射电极向量以用于发射由被包括在ICD 14中的TCC发射器产生的TCC信号。诸如除颤电极24和26以及壳体15之类的具有相对大的表面积的电极可被用于发射TCC信号，以最小化发射电极向量的阻抗。发射电极向量的低阻抗最大化注入的电流信号。

TCC发射电极向量可被选择用于最小化发射电极向量的阻抗，并且最大化从发射电极向量到预期的接收电极向量的跨阻抗。如本文所使用的，术语“跨阻抗”指的是在TCC信号接收电极向量处接收到的电压除以发射的电流(输出电压除以输入电流)。由此，被配置为双向通信的两个IMD中的每一个的给定TCC通信电极向量的跨阻抗与发射和接收电极向量的给定组在两个方向上通信的跨阻抗相同。通过最大化跨阻抗，针对注入组织传导通路中的给定的电流信号，预期的接收电极处的电压信号被最大化。由此，发射电极向量的低阻抗和TCC通路的高跨阻抗增加了接收电极向量处接收到的TCC信号强度(电压信号)。

可能贡献于TCC通路的最大化的跨阻抗的因素包括：发射和接收电极配置的基本平行(parallel)的电配置；发射电极相对宽的间隔；接收电极相对宽的间隔；以及发射电极向量与接收电极向量紧密相邻。与发射电极向量和接收电极向量的较大分隔相比较，发射电极向量与接收电极向量距离更近改进了TCC信号的强度。接收电极向量的最佳取向是与电流流动的传导组织通路平行。和与电流流过身体组织的通路正交的接收电极向量(这可能导致空(null)信号)相比较，与接收电极向量基本电平行的发射电极向量改进了TCC信号的强度。

发射电极向量与接收电极向量之间的平行电配置可与物理平行的电极对一致。在一些情况下，物理电极向量可被看作是从向量的一个电极延伸到该向量的另一电极的线，以用于确定发射向量和接收向量相对于彼此的取向。然而，在一些实例中，取决于中间组织的电传导属性，物理平行的电极对可能不是电平行的。例如，与其他周围组织相比，具有相对低的导电率的身体组织(诸如，肺组织)可能要求不一定平行的物理电极配置以便于实现基本平行的电配置。

TCC发射电极向量可被选择用于包括未被耦合至ICD感测电路系统(例如，心脏事件检测器)的电极，该心脏事件检测器被配置为从由感测电极向量接收到的电信号感测R波和/或P波。使用也被耦合至心脏电事件检测器或其他电信号感测电路系统的电极以用于TCC信号发射可增加对于心脏事件检测或其他电信号监测的干扰。发射电极对可被选择以包括未被耦合至ICD 14的心脏电事件检测器的至少一个或两个电极，由此使得由心脏事件检测器无意间接收到的TCC信号经由从发射电极向量到感测电极向量的跨阻抗通路被接收到，而不是直接通过感测电极阻抗被接收到。

然而，在其他示例中，TCC发射电极向量可包括耦合至被包括在ICD 14中的心脏电事件检测器的一个或多个电极。当所得的发射电极向量以其他方式是最佳的时(例如，低阻抗和高跨阻抗)，发射电极向量可包括耦合至ICD感测电路系统的电极。可以以权衡的方式选择使用被包括在耦合至心脏事件检测器的感测电极向量中的一个或两个电极来发射TCC，以用于优化实现可靠的TCC信号发射和接收的其他考虑。本文公开的TCC信号发射技术可减少或消除TCC信号发射对心脏事件(或其他电生理信号)感测以及其他感测功能(诸如，对医疗电引线或身体组织的电阻抗监测)的干扰。

在一个示例中，除颤电极24可被选择以结合壳体15用于将TCC信号发射至起搏器100。在其他示例中，可由ICD 14使用除颤电极26和壳体15或使用两个除颤电极24和26发射TCC信号。发射电极向量阻抗(递送的电压除以递送的电流)可能高达数百欧姆。TCC通路的跨阻抗可小于10欧姆并且甚至小于1欧姆，该TCC通路包括发射电极向量，该发射电极向量包括与壳体15配对的一个除颤电极24或26。TCC信号发射频率下的高跨阻抗被期望针对TCC信号的给定的注入电流在接收电极上产生相对高的电压。

在一些示例中，被选择用于发射TCC信号的电极对可包括起搏/感测电极28和30中的一者或二者。例如，起搏/感测电极28或30可与壳体15、除颤电极24或除颤电极26配对以用于发射TCC信号。发射电极向量的阻抗可由于起搏/感测电极28和30的相对较小的表面积而增加，这可能具有降低TCC信号发射期间的注入电流并且由此降低接收电极向量处的接收到的电压信号的效果。

ICD 14可被配置为从使用电极24、26、28、30和壳体15的多个可能的向量中选择TCC发射电极向量，以在起搏器100的接收电极处实现最好的TCC信号强度和/或最小化TCC信号对于心脏事件检测、阻抗监测或由ICD感测电路和/或由起搏器100的感测电路执行的其他功能的干扰。在一些示例中，多个向量可被用于发射TCC信号以在三维空间中覆盖不同的角度，以实现与接收电极向量基本电平行的至少一个TCC发射电极向量。当接收电极向量在患者的心脏内或耦合至患者的心脏时，如在起搏器100的情况下，单个发射向量相对于TCC接收向量的电配置可由于心脏运动而是时变的。

在所示出的示例中，引线16在皮下或肌肉下在胸腔32上方从ICD 14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)居中地延伸。在靠近剑突20的位置处，引线16弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸腔和/或胸骨上方靠上延伸和/或胸骨下地在胸腔和/或胸骨22下方延伸。尽管在图1中被示出为从胸骨22侧向偏移并且基本上平行于胸骨22延伸，但是引线16的远侧部分25可被植入在其他位置处，例如在胸骨22上方、偏移到胸骨22的右侧或左侧、从胸骨朝向左或右侧向成角度等。替代地，引线16可以沿着其他皮下、肌肉下或胸骨下路径被放置。心血管外引线16的路径可以取决于ICD 14的位置、由引线体18携载的电极的布置和位置、和/或其他因素。

导电体(未示出)从近侧引线端27处的引线连接器延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分25定位的电极24、26、28和30。被包含在引线体18内的细长导电体各自与可以是引线体18内的分开的相应绝缘导体的相应除颤电极24和26以及起搏/感测电极28和30电耦合。相应的导体将电极24、26、28和30经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)电耦合至ICD 14的电路系统，诸如用于治疗递送和TCC信号发射的信号发生器和/或用于感测心脏电信号和/或接收TCC信号的感测电路。

导电体将治疗从ICD 14内的治疗递送电路发射至除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一个或多个，并且将感知到的电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一个或多个发射至ICD 14内的感测电路。导电体也将TCC信号从信号发生器发射至被选择用于发射TCC信号的电极。在一些示例中，ICD 14可从起搏器100接收TCC信号，在该情况下，TCC信号从ICD 14的接收电极对被传导至由壳体15封围的TCC信号接收器。

引线16的引线体18可由非导电材料形成，并且被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。引线体18可以是符合植入通路的柔性引线体。在其他示例中，引线体18可包括一个或多个预形成的弯曲。在未决的美国公开第2015/0306375号(Marshall等人)和未决的美国公开第2015/0306410号(Marshall等人)中描述了可结合本文所公开的TCC发射技术实现的心血管外引线和电极和尺寸的各种示例配置。

ICD 14分析从一个或多个感测电极向量接收到的心脏电信号，以监测异常节律，诸如心动过缓、心动过速或纤颤。ICD 14可以对心率和心脏电信号的形态进行分析，以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速性心律失常。响应于检测到快速性心律失常，例如，室性心动过速(VT)或心室纤颤(VF)，ICD 14使用治疗递送电极向量(其可从可用的电极24、26、28、30和/或壳体15中任一个中选择)生成并且递送电刺激治疗。ICD14可以响应于VT检测而递送ATP，并且在一些情况下，可以在CV/DF电击之前或者在高电压电容器充电期间递送ATP，以试图避免递送CV/DF电击的需要。如果ATP未成功终止VT或者在检测到VF时，则ICD 14可以经由除颤电极24和26中的一者或两者和/或壳体15递送一个或多个CV/DF电击。ICD 14可以使用包括电极24、26、28和30以及ICD 14的壳体15中的一个或多个的起搏电极向量来生成并递送其他类型的电刺激脉冲，诸如，电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。

ICD 14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12的左侧。在一些实例中，ICD 14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，ICD 14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 14可以被植入在胸部区域中的皮下袋(pocket)中。在这种情况下，引线16可以从ICD 14朝向胸骨22的胸骨柄皮下地或肌肉下地延伸，并且从胸骨柄弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地向下地延伸到期望位置。在又另一示例中，ICD14可以放置于腹部。

起搏器100被示出为无引线心内起搏器，在本文呈现的示例中，该无引线心内起搏器被配置为经由基于壳体的电极从ICD 14接收TCC信号，并且可被配置为经由基于壳体的电极向ICD 14发射TCC信号。起搏器100可被经静脉地递送并且由固定构件锚定在心内起搏和感测部位处。例如，起搏器100可被植入患者的心脏的心房或心室腔室中。在其他示例中，起搏器100可被附接至心脏8的外部表面(例如，与心外膜接触)，由此使得起搏器100被设置在心脏8之外。

起搏器100被配置为经由一对基于壳体的电极递送心脏起搏脉冲，并且可被配置为感测心脏电信号以用于确定递送的起搏脉冲的需要和计时。例如，起搏器100可递送心动过缓起搏脉冲、频率响应性起搏脉冲、ATP、电击后起搏脉冲、CRT和/或其他起搏治疗。起搏器100可包括TCC接收器，该TCC接收器接收并且解调制从ICD 14经由基于壳体的电极发射的TCC信号。起搏器100可包括TCC发射器，该TCC发射器经由基于壳体的电极向ICD 14发射TCC信号。下文结合图3A和图3B更为详细地描述了起搏器100。在美国专利第8,744,572号(Greenhut等人)中描述了可被包括在采用TCC的IMD系统中的示例心内起搏器。

在一些示例中，起搏器100可被植入在心脏8的右心房、右心室或左心室中，以用于感测心脏8的电活动并且递送起搏治疗。在其他示例中，系统10可在心脏8的不同腔室内(例如，在右心房内、在右心室内和/或左心室内)包括两个或更多个心内起搏器100。ICD 14可被配置为将TCC信号发射至植入在患者的心脏8内的一个或多个起搏器，以协调电刺激治疗递送。例如，ICD 14可发射命令信号以使得起搏器100递送心脏起搏脉冲、ATP治疗、或请求对感知到的心脏电事件或快速性心律失常检测的确认。

外部设备40被示出通过无线通信链路42与ICD 14遥测通信，并且经由无线通信链路44与起搏器100通信。外部设备40可以包括处理器、显示器、用户接口、遥测单元和用于与ICD 14和起搏器100进行通信以用于分别经由通信链路42和44发射和接收数据的其他部件。可以使用射频(RF)链路(诸如，蓝牙、Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频带)分别在ICD 14与外部设备40之间或起搏器14与外部设备40之间建立通信链路42或44。在一些示例中，ICD 14或起搏器100可使用TCC与外部设备40通信，例如，使用耦合至在外部被放置在患者12身上的外部设备40的接收表面电极。

外部设备40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从ICD14检取数据并在ICD 14中编程操作参数与算法以用于控制ICD功能。外部设备40可被用于编程ICD 14所使用的心脏事件感测参数(例如，R波感测参数)、心脏节律检测参数(例如，VT和VF检测参数)和治疗控制参数。由ICD 14存储或获取的数据(包括生理信号或从其中导出的相关联数据、设备诊断的结果、以及检测到的节律发作和递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部设备40从ICD 14中检取。外部设备40可替代地被实现为家用监测器或手持设备，诸如智能手机、平板或其他手持设备。

在一些示例中，起搏器100不能够与外部设备40双向通信。ICD14可操作为控制设备，并且起搏器100操作为应答器。起搏器100可从ICD14接收TCC通信信号，该TCC通信信号包括操作控制数据和命令(其可从外部设备40被发射至ICD 14)，由此使得RF遥测电路系统无需被包括在起搏器100中。起搏器100可根据来自ICD 14的命令经由TCC发射来发射数据，诸如有关递送的起搏治疗和/或获取的心脏电信号的信息，并且ICD 14可经由RF通信将从起搏器100接收到的数据发射至外部设备40。替代地，起搏器100可周期性地向ICD 14发射数据，而ICD 14存储该数据，直至从外部设备40接收到请求。

图2是根据另一示例的IMD系统200的概念图，该IMD系统200被配置为使用本文公开的TCC发射技术通信。图2的IMD系统200包括ICD 214，该ICD 214经由经静脉电引线204、206和208耦合到患者的心脏8。IMD系统200可包括无引线起搏器100和/或无引线传感器50。传感器50被示出为定位在肺动脉中以用于监测肺动脉压力的无引线压力传感器。无引线压力传感器50(在本文也被称为“压力传感器”50)可被定位在其他心内或动脉位置处以用于监测血压。在其他示例中，IMD系统200(或图1的IMD系统10)可包括执行仅感测功能或执行仅监测功能的其他无线传感器，该其他无线传感器被配置为向ICD 214(或图1的ICD 14)和/或起搏器100发送TCC信号和/或从ICD 214(或图1的ICD 14)和/或起搏器100接收TCC信号，该无线传感器包括例如：心电图(ECG)监测器、氧监测器、声音监测器、加速度计、pH监测器、温度监测器、胰岛素监测器或包括一个传感器或传感器的任何组合的其他感测设备。

ICD 214包括连接器块212，该连接器块212可以被配置为接收右心房(RA)引线204、右心室(RV)引线206和冠状窦(CS)引线208的近侧端，这些引线经静脉前进以用于将用于感测和刺激的电极定位在三个或所有四个心脏腔室中。RV引线206被定位成使得其远侧端处于右心室中，以用于在右心室中感测RV心脏信号并且递送起搏或电击脉冲。出于这些目的，RV引线206配备有被示出为尖端电极228和环形电极230的起搏和感测电极。RV引线206被进一步示为携载除颤电极224和226，除颤电极224和226可以是用于递送高电压CV/DF脉冲的细长线圈电极。除颤电极224在本文中可被称为“RV除颤电极”或“RV线圈电极”，因为除颤电极224可沿RV引线206被携载成使得当远侧起搏和感测电极228和230被定位用于在右心室中进行起搏和感测时，除颤电极224基本上位于右心室内。除颤电极226在本文中可以被称为“上腔静脉(SVC)除颤电极”或“SVC线圈电极”，因为除颤电极226可以沿着RV引线206被携载成使得当RV引线206的远侧端在右心室中前进时除颤电极226至少部分地沿着SVC定位。

电极224、226、228和230中的每一个被连接到在RV引线206的主体内延伸的相应绝缘导体。绝缘导体的近侧端被耦合至由近侧引线连接器216(例如，DF-4连接器)携载的对应连接器，以用于提供到ICD 214的电连接。将理解的是，尽管ICD 214在图2中被示出为除了耦合至RV引线206之外还耦合至RA引线204和CS引线208的多腔室设备，但是ICD 214可被配置为仅耦合至两个经静脉引线的双腔室设备或仅耦合至一个经静脉引线的单腔室设备。例如，ICD 214可以是耦合至RV引线206的单腔室设备，并且可被配置为除了从心脏8接收心脏电信号以及向心脏8递送电刺激治疗之外，还使用电极244、226、228和230和/或壳体215执行本文公开的TCC技术。

RA引线204被定位成使得其远侧端在右心房和上腔静脉附近。引线204配备有起搏和感测电极220和222，被示出为尖端电极220以及在近侧与尖端电极220间隔开的环形电极222。电极220和222在右心房中提供感测和起搏，并且各自被连接至RA引线206的主体内的相应绝缘导体。每个绝缘导体在其近侧端处被耦合至由近侧引线连接器210所携载的连接器。

CS引线208经由冠状窦(CS)和心脏静脉(CV)在心脏左侧的脉管系统内前进。CS引线208在图2中被示出为具有一个或多个电极232、234，该一个或多个电极232、234可被用于在心脏的左腔室(即，左心室和/或左心房)中递送起搏和/或感测心脏电信号。CS引线208的一个或多个电极232、234被耦合至CS引线208的主体内的相应绝缘导体，这提供了到近侧引线连接器218的连接。

电极220、222、224、226、228、230、232、234中的任一个可由ICD 214选择在TCC电极向量中以用于发射和/或接收TCC信号。在一些示例中，壳体215连同基于引线的除颤电极(例如，RV线圈电极224或SVC线圈电极226)被一起选择在TCC发射电极向量中，以用于提供低阻抗并且高跨阻抗TCC发射电极向量。在其他示例中，使用RV线圈电极224和SVC线圈电极226执行TCC发射。在另其他示例中，由CS引线208携载的电极232或234可结合壳体215、RV线圈电极224或SVC线圈电极226被选择。所认识到的是，使用由耦合至ICD 214的引线204、206和208中的一个或多个携载的各种电极的诸多TCC发射电极向量可以是可用的。在一些示例中，多个向量可被选择，以促进经由与起搏器100的基于壳体的电极基本平行的向量或经由与无引线压力传感器50的接收电极基本平行的向量的发射，以用于向相应的起搏器100或压力传感器50发射信号。

壳体215封围与下文结合图5描述的各种模块和部件大体对应的内部电路系统，用于使用本文公开的技术利用起搏器100和/或压力传感器50从心脏8感测心脏信号、检测心律失常、控制治疗递送并且执行TCC。所认识到的是，这些TCC发射技术可结合除了图1和图2的示例中描绘的那些以外的替代引线和电极配置而被实践。

压力传感器50可被植入患者的肺动脉中，以用于监测肺动脉压力，以作为患者12的血液动力学状态的指示。下文结合图4描述了压力传感器50的一个示例。压力传感器50可被配置为经由压力传感器接收压力信号，并且经由耦合至由压力传感器50携载的电极的TCC接收器接收TCC信号。

在图1和图2的示例中，两个或更多个IMD可被共同植入在患者体内并且经由TCC通信以实现系统水平的功能，诸如在设备之间共享检测到心律失常、抗快速性心律失常电击的同步计时、ATP的同步计时、和/或电击后起搏的同步计时、优化每一个设备可用的资源(例如，电池容量或处理功率)、或共享或协调生理信号获取。在一些示例中，ICD 14或214与起搏器100之间的通信可被用于发起治疗和/或确认治疗应当被递送。ICD 14或214与压力传感器50之间的通信可被用于发起压力信号获取和/或从压力传感器50检取压力信号数据。一个方式在于ICD 14或214充当控制设备，并且起搏器100和/或传感器50充当应答器。例如，来自ICD 14或214的TCC信号可使得起搏器100递送心脏起搏脉冲或治疗。

在另一示例中，ICD 214可向压力传感器50发射TCC命令信号，以使得压力传感器50开始获取压力信号。压力传感器50可被配置为经由TCC将压力信号数据发射至ICD 214或外部设备40(图1中示出)。ICD 214可向压力传感器50发射TCC命令以使得压力传感器50实时地发射压力信号、发射先前获取的并且由压力传感器50存储的压力信号、或发射从由压力传感器50接收到的压力信号导出的压力数据。在其他示例中，压力传感器50可被配置为响应于从ICD 214接收到的TCC命令信号，而经由RF遥测向ICD214和/或外部设备(诸如，图1中示出的设备40)发射压力信号数据。

在TCC信号发射期间，电流被驱动穿过发射IMD(例如，ICD14或214)的两个或更多个电极之间的患者身体组织。电流传播穿过患者身体，例如，穿过胸腔，从而产生电位场。接收IMD(例如，起搏器100或传感器50或其他植入设备或外部设备)可通过测量其电极中的两个电极(例如，起搏器100或传感器50的两个基于壳体的电极)之间的电位差来检测TCC信号。最佳地，接收电极与注入电流的组织传导通路平行以最大化在接收电极对上产生的电位差。被注入以用于发射TCC信号的电流的幅度足以产生可由预期的接收IMD检测到的电压电位，但该幅度同时也不应夺获易激动的身体组织，例如，导致对神经或肌肉组织的非预期的刺激，这可能导致肌肉收缩、疼痛或甚至心脏夺获。对神经或肌肉组织的任何非预期的刺激也可能增加系统10或200的设备的感测电极上接收到的噪声。

在一些情况下，共同植入的IMD可能是TCC信号的非预期的接收器。如果共同植入的IMD包括电极或被耦合至用于接收电信号的电极，但不是TCC信号的预期的接收器，则可能在非预期的接收器的电极两端产生电压电位，从而导致干扰非预期的接收器的正常的信号检测功能。例如，在系统200中，ICD 214和压力传感器50可被配置为使用TCC通信。起搏器100可与ICD 214和压力传感器50共同植入，但是不被配置为发送或接收TCC信号。由ICD214发射至压力传感器50的TCC信号可导致在起搏器100的基于壳体的电极两端产生的电压。起搏器100可能是发射的TCC信号的非预期的接收器。在起搏器100的基于壳体的电极两端产生的电压可干扰被包括在起搏器100中的心脏事件检测器。在其他示例中，具有基于壳体的电极的用于监测皮下获取的心电图(ECG)信号的皮下心脏电信号监测器(诸如，REVEALLINQTM插入式心脏监测器，其可从位于美国明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力公司购得)可被植入具有两个其他IMD的患者体内，该两个其他IMD被配置为经由TCC通信，诸如ICD214和压力传感器50。心脏电信号监测器可能是在ICD 214与压力传感器50之间发射的TCC信号的非预期的接收器。本文公开的用于发射TCC信号的方法可消除或最小化TCC信号对患者体内的其他IMD或患者身上的外部设备的电信号感测电路系统的干扰，该其他IMD或外部设备可能是预期或非预期的接收器。

虽然特定的IMD系统10和200(分别包括ICD 14或214、起搏器100和/或压力传感器50)在图1和图2的说明性示例中被示出，但是本文描述的用于TCC发射的方法可与其他IMD系统一同被使用，包括其他类型的IMD和IMD的其他位置，以及其他引线和电极布置。例如，植入式心脏监测器(诸如，REVEAL LINQTM插入式心脏监测器)可被利用为无引线起搏器100和/或压力传感器50的中继设备，这是通过经由TCC从那些设备接收数据并且经由RF通信(诸如，蓝牙通信)向外部设备40发射该数据来实现的。一般而言，本公开描述了用于由IMD发射TCC信号的各种技术，该IMD包括用于感测心脏电信号的感测电路系统。TCC信号发射技术降低了TCC信号被发射设备的感测电路系统过感知为心脏事件的可能性。TCC发射技术也可降低TCC信号由被包括在与发射设备共同植入的另一IMD中的感测电路系统过感测的可能性。与发射设备共同植入的另一IMD可能是：TCC信号发射的预期的接收设备，或者不是目标接收方并且可能甚至未被配置为接收并且检测TCC通信信号的另一IMD。

图3A是根据一个示例的起搏器100的概念图。如图3A中所示，起搏器100可以是无引线起搏器，包括壳体150、壳体端帽158、远侧电极160、近侧电极152、固定构件162和递送工具接口构件154。壳体150以端帽158密封，壳体150封围并且保护起搏器100内的各种电部件。起搏器100被示出包括两个电极152和160，但是可包括两个或更多个电极，以用于：递送心脏电刺激脉冲(诸如起搏脉冲或ATP)；感测心脏电信号以用于检测心脏电事件；并且用于接收和/或发射TCC信号。

电极152和160被携载在壳体150和壳体端帽158上。以此方式，电极152和160可以被认为是基于壳体的电极。在其他示例中，一个或多个电极可经由延伸远离壳体150的电极延伸件被耦合至由壳体150封围的电路系统。在图3A的示例中，电极160被设置在端帽158的外表面上。电极160可以是被定位以在植入时接触心脏组织并且由固定构件162固定在起搏部位处的尖端电极。电极152可以是沿着壳体150的外表面设置的环形电极或圆柱形电极。壳体150和端帽158二者可以电绝缘。在一些示例中，壳体150是导电材料，例如，钛合金或其他生物相容性金属或金属合金。壳体150的多个部分可涂覆有非导电材料，例如，聚对二甲苯、聚氨酯、硅酮或其他生物相容性聚合物，以将壳体150的不充当电极152的多个部分绝缘。

电极160和152可被用作阴极和阳极对，以用于心脏起搏治疗以及接收和/或发射TCC信号。此外，电极152和160可被用于检测来自患者的心脏8的固有电信号。在其他示例中，起搏器100可包括三个或更多个电极，其中该电极中的两个或更多个可被选择以用于形成向量，该向量用于递送电刺激治疗、检测来自患者的心脏8的固有心脏电信号、发射TCC信号以及接收TCC信号。在起搏器100包括三个或更多个电极的一些示例中，该电极中的两个或更多个可被选择(例如，经由开关选择)以用于形成用于TCC的向量。起搏器100可使用多个向量以用于TCC发射或接收，例如，用于促成与ICD 14或ICD 214的TCC发射电极向量的基本平行的电配置，这可增加跨阻抗并且增大接收到的电压信号。

固定构件162可包括为形状记忆材料的多个尖齿，其保持所示的预形成的弯曲形状。在植入期间，固定构件162可向前挠曲以穿刺组织并且向着壳体150弹性地向后挠曲，以恢复(regain)它们预形成的弯曲形状。以此方式，固定构件162可在植入部位处被嵌入心脏组织内。在其他示例中，固定构件162可包括螺旋固定尖齿、倒钩、钩或其他固定特征。

递送工具接口构件154可被提供以用于与递送工具接合，该递送工具被用于将起搏器100推进至植入部位。递送工具可被可移除地耦合至递送工具接口构件154，以用于如果需要移除或重新定位起搏器100，则将起搏器100收回递送工具中。

图3B是根据一个示例的可由起搏器壳体150封围的电路系统的示意图。起搏器150可封围控制电路170、存储器172、脉冲发生器176、感测电路174以及电源178。控制电路170可包括用于控制归属于本文的起搏器100的功能的微处理器和/或其他控制电路系统，诸如控制脉冲发生器176以经由电极152和160递送信号以及控制感测电路174从经由电极152和160接收到的电信号检测信号。电源178可包括用于按需向控制电路170、存储器172、脉冲发生器176和感测电路174提供电力的一个或多个可再充电或不可再充电电池。控制电路170可执行存储在存储器172中的指令，并且可根据存储在存储器172中的控制参数(诸如，各种计时间期、起搏脉冲参数和心脏事件感测参数)控制脉冲发生器176和感测电路174。

脉冲发生器176在被包括在控制电路170中的计时电路系统的控制下生成经由电极152和160递送的治疗起搏脉冲。脉冲发生器176可包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，一个或多个电容器)、以及开关电路系统，该开关电路系统将(多个)电荷存储设备耦合至输出电容器(该输出电容器耦合至电极160和152)，以使电荷存储设备经由电极160和152放电。在一些示例中，脉冲发生器包括TCC发射器(独立的，或作为收发器的一部分)，诸如下文结合图6描述的发射器，以用于生成经由电极160和152发射的TCC信号。电源178向脉冲发生器176的充电电路和TCC发射器(当存在时)提供电力。

起搏器100可被配置用于感测心脏电信号(例如，R波或P波)并且包括心脏事件检测器173。可从由心脏产生并且经由电极152和160接收到的电信号检测固有心脏电信号事件。心脏事件检测器173可包括滤波器、放大器、模数转换器、整流器、比较器、感测放大器或用于从经由电极152和160接收到的心脏电信号检测心脏事件的其他电路系统。在控制电路170的控制下，心脏事件检测器173可将各种消隐和/或不应期应用至被包括在事件检测器173中的电路系统，并且将自动调整的心脏事件检测阈值幅度(例如，R波检测阈值幅度或P波检测阈值幅度)应用至经由电极152和160接收到的电信号。

感测电路174可进一步包括TCC信号检测器175，以用于检测来自ICD 14(或ICD214)的TCC信号。响应于在来自ICD 14或214的TCC信号发射期间经由组织通路传导的电流，电压电位可在电极152和160两端生成。电压信号可由TCC信号检测器175接收并且解调制，并且由控制电路170解码。TCC信号检测器175可包括放大器、滤波器、模数转换器、整流器、比较器、计数器、锁相环和/或被配置为检测来自发射设备的唤醒信标(beacon)信号以及检测并且解调制以包括经编码的数据的数据包发射的经调制的载波信号的其他电路系统。例如，起搏器100的TCC信号检测器175(以及在本文提到的其他TCC信号检测器)可包括前置放大器和高Q滤波器，该高Q滤波器被调谐(tune)至被用于在TCC发射会话期间发射信标信号和数据信号的载波信号的载波频率。滤波器之后可跟随着另一放大器和解调器，该解调器将接收到的信号转换为表示经编码的数据的二进制信号。

在一些示例中，TCC信号检测器175的电路系统可包括与心脏事件检测器173共享的电路系统。然而，被包括在TCC信号检测器175和心脏事件检测器173中的滤波器被预期以不同的通带操作，例如，以用于检测不同的信号频率。TCC信号可以以例如在33kHz到250kHz的范围、60kHz到200kHz的范围中的载波频率发射，或者以100kHz的载波频率发射。由心脏8生成的心脏电信号通常低于100Hz。本文公开的TCC信号发射技术可减少或消除接收到的TCC信号被心脏事件检测器173过感测为心脏电信号。在起搏器100中包括TCC发射器的示例中，本文公开的TCC信号发射技术可减少或防止由脉冲发生器176产生并且经由电极152和160发射的TCC信号的过感测、被心脏事件检测器173检测为心脏事件。在一些实例中，TCC发射器可包括与脉冲发生器176共享的电路系统，由此使得TCC信号使用起搏器100的起搏电路系统被发射和/或作为在心脏的不应期期间发生的亚阈值起搏脉冲或起搏脉冲被发射。

在其他示例中，起搏器100可包括比图3B中示出的电路和部件更少或更多的部件。例如，代替TCC信号检测器175和TCC发射器(如果包括)或除了TCC信号检测器175和TCC发射器(如果包括)之外，起搏器100可包括其他生理传感器和/或用于与外部设备40通信的RF遥测电路。

图4示出了根据一个示例的无引线压力传感器50的透视图。无引线压力传感器50可在大体上对应于美国专利公开第2012/0323099A1号(Mothilal等人)中公开的IMD。如图4中所示，压力传感器50包括细长壳体250，细长壳体250具有压敏膜片或将壳体250内的压敏元件暴露至周围压力的窗口252。电极260和262可被固定至壳体250的相对端，并且可与壳体250电绝缘以形成用于接收TCC信号的电极对。电极260和262可被耦合至由壳体250封围的TCC信号检测器(对应于上文描述的TCC信号检测器175)。TCC信号检测器被配置为检测并且解调制从ICD 14或ICD 214接收到的TCC信号。

壳体250可封围电池、压力感测电路、TCC信号检测器、控制电路系统以及用于存储压力信号数据的存储器。在一些示例中，压力感测电路包括气隙电容性元件和相关联的电路系统，其可包括温度补偿电路系统，以用于产生与沿着窗口252的压力相关的信号。温度感测电路和窗口252可对应于如美国专利第8,720,276号(Kuhn等人)中大体公开的压力传感器模块。在一些示例中，压力感测电路可包括微电机械系统(MEMS)设备。固定构件270从壳体250延伸并且可包括自扩展支架(stent)或一个或多个自扩展环272，其通过轻轻地按压抵靠动脉的内壁来沿着动脉(诸如，肺动脉)稳定压力传感器50的位置。当部署在动脉位置中时，压力传感器50产生并且存储与动脉血压相关的压力信号。

在一些示例中，压力传感器50包括TCC发射器，诸如在图6中示出的发射器，以用于向另一医疗设备发射TCC信号，该另一医疗设备诸如ICD 14或ICD 214、起搏器100或外部设备40。压力传感器50可经由电极260和262发射压力信号、从压力信号提取的数据或TCC信号中的其他通信数据。例如，压力传感器50可包括TCC发射器，以用于响应于接收到TCC信号而至少产生被发射回发射设备(例如，ICD 14或ICD 214)的确收和/或确认信号，以确认检测到信标信号和/或接收到发射的数据包。

图5是根据一个示例的能够发射TCC信号的ICD的示意图。出于说明性的目的，图1的ICD 14在图5中被描绘为耦合至电极24、26、28和30，其中壳体15被示意性地表示为电极。然而，要理解的是，图5中示出的电路系统和部件可大体上对应于被包括在图2的ICD 214中的电路系统，并且被对应地适配以用于使用由经静脉引线携载的电极进行单腔室、双腔室或多腔室心脏信号感测和治疗递送功能。例如，在图2的多腔室ICD 214的示例中，信号发生器84可包括多个治疗递送输出通道，并且感测电路86可包括多个感测通道，每一个感测通道被选择性地耦合至与每一个心脏腔室(例如，右心房、右心室和左心室)对应的RA引线204、RV引线206和CS引线208的相应电极。

ICD电路系统可包括控制电路80、存储器82、信号发生器84、感测电路86和RF遥测电路88。电源89按需向ICD的电路系统(包括电路80、82、84、86和88中的每一个)提供电力。电源89可以包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。电源89与其他电路80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将从图5的总体框图来理解，但是为了清楚起见未被示出。例如，电源89可被耦合至被包括在信号发生器84中的充电电路，以用于为电容器充电，或者为被包括在治疗电路85中的其他电荷存储设备充电，以用于产生电刺激脉冲，诸如，CV/DF电击脉冲或起搏脉冲。电源89被耦合至TCC发射器90以用于提供用于生成TCC信号的电力。例如，电源89向处理器以及控制电路80、存储器82、放大器、模数转换器的其他部件和感测电路86的其他部件以及RF遥测电路88的收发器提供电力。

存储器82可存储计算机可读指令，当该计算机可读指令由被包括在控制电路80中的处理器执行时，使得ICD 14执行归属于ICD 14的各种功能(例如，心律失常的检测、与起搏器100或压力传感器50通信、和/或电刺激治疗的递送)。存储器82可包括任何易失性的、非易失性的、磁、光或电介质，诸如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或任何其他数字或模拟介质。

控制电路80与信号发生器84和感测电路86通信以用于感测心脏电活动、检测心脏节律、以及响应于感知到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。图5中所示出的功能框表示被包括在ICD 14(或ICD 214)中的功能，并且可以包括实现能够产生归属于本文的ICD14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。鉴于本文的公开，在任何现代IMD系统的背景下提供用于实现所描述的功能的软件、硬件和/或固件在本领域技术人员的能力范围内。

感测电路86可以被选择性地耦合到电极24、26、28、30和/或壳体15，以便监测患者的心脏8的电活动。感测模块86可以包括开关电路系统，该开关电路系统用于选择电极24、26、28、30和壳体15中的哪一些被耦合至被包括在心脏事件检测器85中的感测放大器或其他心脏事件检测电路系统。开关电路系统可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适于选择性地将感测放大器耦合至所选择的电极的任何其他类型的开关设备。感测电路86内的心脏事件检测器85可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(ADC)、或被配置为从自心脏8接收到的心脏电信号中检测心脏电事件的其他模拟或数字部件。

在一些示例中，感测电路86包括用于从选自电极24、25、28、30和壳体15的多个感测向量获取心脏电信号的多个感测通道。每个感测通道可以被配置用于对从耦合至相应感测通道的选定电极接收到的心脏电信号进行放大、滤波、数字化和整流，以改善用于感测心脏事件(例如，伴随心房去极化的P波和/或伴随心室去极化的R波)的信号质量。例如，感测电路86中的每一个感测通道可包括：用于接收在所选择的感测电极向量两端产生的心脏电信号的输入或前置滤波器和放大器；模数转换器；后置放大器和滤波器；以及整流器，用于产生被传递至被包括在感测电路86中的心脏事件检测器的经滤波、经数字化、经整流并且经放大的心脏电信号。心脏事件检测器85可以包括感测放大器、比较器、或用于将经整流的心脏电信号与可以是自动调整的阈值的心脏事件感测阈值(诸如，R波感测阈值幅度)进行比较的其他电路系统。感测电路86可以响应于感测阈值越过(crossing)而产生感知心脏事件信号。感知到的心脏事件(例如，R波和/或P波)用于检测心脏节律并且通过控制电路80来确定对治疗的需要。图2的ICD 214可包括感测电路，该感测电路具有用于使用心房电极感测P波的分开的心房感测通道以及用于使用形式电极感测R波的心室感测通道。

控制电路80可包括间期计数器，该间期计数器可在从感测电路86接收到心脏感知事件信号时被重置。当由感知到的R波或P波重置时存在于间期计数器中的计数的值可被控制电路80用于测量R-R间期、P-P间期、P-R间期和R-P间期的持续时间，该R-R间期、P-P间期、P-R间期和R-P间期的持续时间是可存储在存储器82中的测量。控制电路80可使用间期计数器中的该计数以用于检测快速性心律失常事件，诸如心房纤颤(AF)、心房心动过速(AT)、VF或VT。这些间期也可被用于检测总心率、心室收缩率以及心率变异性。

信号发生器84包括治疗电路92和TCC发射器90。治疗电路92被配置为生成心脏电刺激脉冲(例如，CV/DF电击脉冲和心脏起搏脉冲)以用于经由由引线16携载的电极(并且在一些情况下是壳体15)递送至心脏8。信号发生器84可包括一个或多个能量存储元件，诸如一个或多个电容器，其被配置为存储治疗性CV/DF电击或起搏脉冲所需的能量。响应于检测到可电击的快速性心律失常，控制电路80控制治疗电路83为(多个)能量存储元件充电，以准备递送CV/DF电击。治疗电路83可包括其他电路系统(诸如充电电路系统)，其可包括变压器和/或电荷泵，以用于为能量存储元件充电，并且可包括开关以将能量存储元件耦合至输出电容器，以进行放电并且递送CV/DF，并且改变电击的极性以提供双相或多相电击。治疗电路83可包括各种电压水平变换电路系统、开关、晶体管、二极管或其他电路系统。治疗电路83可包括开关电路系统，以用于选择电击递送向量并且经由该电击递送向量(例如，两个或更多个电极，诸如除颤电极24或26以及壳体15)向患者的心脏8递送电击治疗。

在一些示例中，治疗电路83可包括用于生成并且递送相对低电压的治疗脉冲的低电压治疗电路以及用于生成并且递送CV/DF电击的高电压治疗电路二者。低电压起搏脉冲可经由选自电极24、26、28、30和壳体15的起搏电极向量被递送。当由控制电路80的起搏计时电路设置的起搏逸搏间期超时(time out)而没有导致逸搏间期被重置的感知到的心脏事件时，起搏脉冲可被递送。起搏计时电路可设置各种逸搏间期以用于对起搏脉冲进行计时，例如，以提供心动过缓起搏或电击后起搏，或通过递送ATP来对检测到快速性心律失常作出响应。在一些示例中，起搏器100被提供以用于递送至少一些低电压起搏治疗，例如，当由从ICD 14发射的TCC信号指令如此操作时。除了用于递送CV/DF电击的高电压治疗电路之外，被包括在图2的ICD 214中的低电压治疗电路可包括多个起搏通道，包括心房起搏通道、右心室起搏通道以及左心室起搏通道，以提供单腔室、双腔室或多腔室起搏。

在一些示例中，ICD 14(或ICD 214)被配置为监测电极向量的阻抗。例如，信号发生器84可将电流驱动信号施加至耦合至ICD 14的电极对。感测电路86可检测在该电极对两端产生的所得电压。阻抗监测可被执行以用于检测引线或电极问题并且用于至少部分地基于引线/电极阻抗来选择治疗递送电极向量、TCC发射电极向量或感测电极向量。在其他示例中，ICD 14或ICD 214可被配置为监测组织体积中的生物阻抗(例如，胸阻抗或心脏阻抗)，以用于监测患者状况。

TCC发射器90被配置为生成TCC信号，该TCC信号用于从选自电极24、26、28、30和壳体15的发射电极向量经由传导组织通路发射。TCC发射器90被配置为生成并且发射TCC信号，例如，以与起搏器100、传感器50或另一IMD或外部设备40通信。在一些示例中，信号发生器84包括开关电路系统，以用于选择性地将TCC发射器90耦合至所选择的发射电极向量，例如使用电极24、26、28、30和壳体15中的两个或更多个(例如，壳体15和除颤电极24)，以用于发射TCC信号。

可发射具有载波信号的TCC信号，该载波信号具有被选择以避免刺激患者12的易激动组织的峰到峰幅度和载波频率。在一些示例中，TCC信号的载波频率可以是100千赫兹(kHz)或更高。以至少大约100kHz的频率由例如电极24和壳体15发射或接收的TCC信号与较低频率的波形相比，可能不太可能刺激附近组织(例如，肌肉或神经)或导致疼痛。因此，具有至少大约100kHz的频率的TCC信号可比较低频率的信号具有更高的幅度，而不会导致无关的神经或肌肉刺激。相对较高幅度的信号可增加起搏器100、压力传感器50或另一植入设备或外部设备可能接收到来自ICD 14(或ICD214)的TCC信号的可能性。TCC信号的峰到峰幅度可在从大约100微安到10毫安(mA)或更多的范围内，诸如在从大约1mA到大约10mA的范围内。在一些示例中，TCC信号的幅度可大约是3mA。具有至少大约100kHz的频率和不大于大约10mA的幅度的TCC信号不大可能刺激附近组织(例如，肌肉或神经)或导致疼痛。对于具有200欧姆的阻抗注入具有10mA的峰到峰幅度的电流信号的发射电极向量，发射电极向量处的电压信号可以是2伏特峰到峰。在接收电极向量处产生的电压可以在0.1到100毫伏特峰到峰的范围中。

TCC信号的调制可以是例如幅度调制(AM)、频率调制(FM)或数字调制(DM)，诸如频移键控(FSK)或相移键控(PSK)。在一些示例中，调制是在大约150kHz与大约200kHz之间切换的FM。在一些示例中，TCC信号具有150/200kHz的频率并且使用FSK调制以12.5kbps被调制。在本文呈现的说明性示例中，具有100kHz的载波频率的TCC信号使用二进制相移键控(BPSK)被调制以编码数据。相反极性的平衡脉冲可被用于将TCC信号的相位例如正向或负向地偏移180度，并且在移相期间平衡注入身体组织中的电荷，以最小化干扰心脏事件检测器85的心脏事件感测操作的可能性。在美国专利申请第16/202,418号(Roberts等人)中公开了用于使用电荷平衡的相移的TCC载波信号的BPSK调制的技术。在TCC信号(例如，被发送至起搏器100或压力传感器50的TCC信号)上调制的数据可包括例如“唤醒”命令、递送治疗的命令、和/或收集或发送生理信号数据的命令。

在图5中示出的包括TCC发射器90的信号发生器84的配置可提供“单向(one-way)”或单方面的(uni-directional)TCC。如果例如ICD 14被配置为控制设备以向被配置为应答器的另一IMD(例如，向起搏器100或传感器50)发射命令或请求，以提供用于例如起搏递送或压力信号获取的命令，则此类配置可被使用。在一些示例中，感测电路86可包括TCC接收器87以促进ICD与另一IMD之间的“双向”TCC。ICD 14或ICD 214可被配置为接收来自预期的接收设备的确认信号，以确认发射的TCC信号被成功地接收。在其他示例中，ICD 14或ICD214可经由TCC接收器87接收来自另一IMD或外部设备的命令。TCC接收器87可比RF遥测电路88具有更大的灵敏度，例如，以补偿来自发射设备(诸如，起搏器100或传感器50)的较低信噪比的信号。例如，起搏器100可通过由于其较小的电源和/或由于避免对相邻心脏组织的刺激而生成相对低幅度的信号来生成相对低信噪比的信号。经调制或未经调制的载波信号可由TCC接收器87经由选择性地耦合至感测电路86的电极接收。TCC接收器87可包括放大器、滤波器和解调器以将经解调的信号(例如，作为数字值的流)传递至控制电路80以用于解码接收到的信号并且按需进行进一步处理。

在其他示例中，TCC接收器87和/或TCC发射器90可以是分别与感测电路86和信号发生器84分开的不同的部件。例如，ICD 14可包括TCC收发器，该TCC收发器包含TCC接收器87和/或TCC发射器90的电路系统。在该情况下，相对于TCC接收器87和/或TCC发射器90描述的功能可经由不同的TCC部件(而不是作为感测电路86和信号发生器84的一部分)被执行。

存储器82可被配置成存储各种操作参数、治疗参数、感知数据和检测到的数据以及与患者12的监测、治疗和医治有关的任何其他信息。存储器82可存储例如指示快速性心律失常和/或治疗参数值的阈值和参数，该治疗参数值至少部分地限定递送的抗快速性心律失常电击和起搏脉冲。在一些示例中，存储器82也可存储发射至起搏器100、压力传感器50或另一设备的通信和/或从起搏器100、压力传感器50或另一设备接收到的通信。

ICD 14可具有RF遥测电路88，该RF遥测电路88包括天线和收发器以用于与外部设备40进行RF遥测通信。RF遥测电路88可包括振荡器和/或被配置为生成期望频率下的载波信号的其他电路系统。RF遥测电路88进一步包括被配置为调制载波信号上的数据(例如，存储的生理和/或治疗递送数据)的电路系统。RF遥测信号的调制可以是例如AM、FM、或DM，诸如FSK或PSK。

在一些示例中，RF遥测电路88被配置为调制用于由TCC发射器90发射的TCC信号。尽管RF遥测电路88可被配置为调制和/或解调制同一频率带内(例如，在从大约150kHz到大约200kHz的范围内)的RF遥测信号和TCC信号二者，但是针对该两种信号的调制技术可以是不同的。在其他示例中，TCC发射器90包括用于调制TCC信号的调制器，并且/或者TCC接收器87包括用于调制TCC信号的解调器，而不是RF遥测电路88。

图6是根据一个示例的TCC发射器90的概念图。TCC发射器90(或收发器的发射器部分)可包括控制器91、驱动信号电路92、极性切换电路94、交流电(AC)耦合电容器96、保护电路97和电压保持电路98。在其他示例中，TCC发射器90可包括比图6中示出的电路和部件更少或更多的部件。ICD电源89被示出被耦合至TCC发射器90以提供生成TCC信号所必需的电力。虽然控制器91、驱动信号电路92、极性切换电路94、AC耦合电容器96、保护电路97和电压保持电路98由图6中的框示出为分立的电路，但是所认识到的是这些电路可包括可执行归属于图6中示出的分开的电路框的功能的公共部件或公共电路。例如，可由驱动信号电路92和/或极性切换电路94在控制器91的控制下执行生成具有载波频率以及峰到峰幅度的载波电流信号。

控制器91可包括处理器、逻辑电路系统、数据寄存器、时钟电路和/或用于提供归属于本文的控制器91的功能的其他电路系统或结构。控制器91可包括专用时钟电路93，以用于生成用于控制发射的TCC信号的频率的时钟信号。在其他示例中，控制器91可在控制电路80内被实现。时钟电路93可被配置为提供时钟信号，该时钟信号可被用于在发射会话期间使用不止一个频率发射TCC信号。例如，TCC发射器90可被配置为提供时钟信号，该时钟信号可被用于使用至少三个不同的频率发射TCC信号，该TCC信号在唤醒模式期间使用FSK而被调制(例如，使用两个不同的频率调制信号)并且切换至数据发射模式，该数据发射模式包括使用第三频率下的载波信号(例如，使用BPSK或其他调制技术被调制)发射数据包。例如，在唤醒模式期间，信标信号可使用高和低交替的频率被发射，该高和低交替的频率可能以载波信号的频率为中心。信标信号之后可以跟随着以载波频率发射的用于建立通信的请求，有时被称为“打开”请求或命令。在该特定的示例中，由时钟电路93生成的时钟信号可被要求实现生成TCC信号的至少三个不同的频率，该TCC信号由驱动信号电路92和/或极性切换电路94产生并且被传递至AC耦合电容器96。

在从唤醒模式切换至数据发射模式之后，TCC发射器90可被配置为以载波频率发射TCC信号，该载波频率不同于信标信号发射期间使用的不同的高频率和低频率。在一个示例中，使用BPSK调制载波信号，由此使得在数据发射模式期间使用单个频率发射TCC信号。

时钟电路93可以在唤醒模式期间以一个时钟频率操作并且在数据发射模式期间以另一时钟频率操作。例如，时钟电路93可被控制以可能的最低时钟频率操作，该可能的最低时钟频率可被用于生成信标信号在唤醒模式期间的高频率和低频率周期(cycle)，以用于节省由电源89提供的电力。时钟电路91可被配置为以较高的频率操作以用于控制驱动信号电路和/或极性切换电路，以在信号发射期间生成载波信号。时钟电路频率可在控制器91的控制下使用存储在硬件寄存器中的数字微调代码(digital trim code)在唤醒模式与发射模式之间变换。

TCC发射器90被示出被耦合至发射电极向量99，在本示例中发射电极向量99包括除颤电极24和(图1的)壳体15。要理解的是，TCC发射器90可被耦合至一个或多个TCC发射电极向量，该一个或多个TCC发射电极向量是例如经由被包括在信号发生器84中的开关电路系统选自如上文描述的耦合至发射设备的可用电极中的任一个。控制器91可被配置为例如通过控制被包括在信号发生器84中的开关可切换地将发射电极向量99连接至TCC发射器90以用于发射TCC信号，该开关可被包括在TCC发射器90中在AC耦合电容器96与发射电极向量99之间，例如，在保护电路97中。控制器91可从耦合至发射设备的多个电极中选择发射电极向量，其可包括由发射设备的壳体携载的电极、经静脉引线(例如，图2中示出的引线204、206或208中的任一个)或非经静脉引线(例如，图1中示出的心血管外引线16)。

驱动信号电路92可包括由电源89供电的电压源和/或电流源。在一个示例中，驱动信号电路92可以是有源(active)驱动信号电路，该有源驱动信号电路生成平衡的双向驱动电流信号以平衡返回电流与驱动电流，以得到经由发射电极向量99注入身体组织中的净零(net zero)DC电流。在另一示例中，驱动信号电路92可包括电荷泵以及由该电荷泵充电的保持电容器，以生成耦合至发射电极向量99的电流信号。在又另一示例中，驱动信号电路92可包括电流源，该电流源被用于对被包括在驱动信号电路92中的保持电容器充电。

在一些示例中，由驱动信号电路92生成的驱动信号可以是电压信号。在本文呈现的说明性示例中，驱动信号电路92生成电流信号以通过发射电极向量99递送TCC信号电流，该TCC信号电流具有期望的峰到峰幅度，例如，峰到峰幅度足够高以在接收设备的接收电极上产生可由该接收设备检测到的电压信号，该接收设备可以是起搏器100、传感器50或另一预期的接收医疗设备(植入的或外部的)。峰到峰电流幅度足够低以避免或最小化刺激组织的可能性。可由驱动信号电路92和/或极性切换电路94生成的载波信号可具有从大约1mA到大约10mA的范围中的峰到峰幅度，诸如大约3mA峰到峰，如上文讨论的。在接收电极向量处产生的电压可以在0.1到100毫伏峰到峰的范围中。

极性切换电路94从驱动信号电路92接收驱动信号，并且包括电路系统，该电路系统被配置为以TCC信号的载波频率切换驱动信号电流的极性。例如，极性切换电路94可包括晶体管和/或开关，该晶体管和/或开关被配置为以TCC信号的频率切换驱动电流信号的极性。在一些示例中，极性切换电路包括耦合至电极24和壳体15中的每一个的相应的一个或多个晶体管和/或开关，并且相应的(多个)晶体管和/或(多个)开关的开-关(on-off)状态交替以按照载波频率切换电极之间TCC信号电流的极性。如上文讨论的，载波频率可以是大约100kHz。例如，载波频率可在从大约33kHz到大约250kHz的范围内。

在一些示例中，RF遥测模块86可包括混合的信号集成电路或被配置为向控制器91提供经调制的TCC信号的数字版的其他电路系统。在其他示例中，控制器91被配置为产生用于调制TCC载波信号的数字输入信号，以编码发射的信号中的通信数据。控制器91控制驱动信号电路92和/或极性切换电路94中的一者或二者以调制TCC载波频率信号，以生成具有根据编码的幅度、相移和/或频率的经调制的TCC信号。例如，控制器92可控制极性切换电路94以根据FSK调制切换载波信号的频率，以编码通信数据。在另一示例中，控制器91可控制极性切换电路94以在载波频率周期长度的期望的部分之后切换电流信号的极性，以根据BPSK调制将AC电流信号的相位偏移180度。

极性切换电路94经由AC耦合电容器96被电容耦合至发射电极向量99(例如，在示出的示例中是电极24和壳体15)。AC耦合电容器96将从极性切换电路94输出的电流信号耦合至发射电极向量99，以将电流注入传导身体组织通路中。AC耦合电容器96可包括与被包括在电极向量99中的电极中的一个或每一个串联耦合的一个或多个电容器。AC耦合电容器96在TCC信号开始时被充电至DC操作电压。AC耦合电容器96被选择具有基于被用于发射信标和数据信号的载波信号的频率和峰到峰电流幅度的最小电容。例如，AC耦合电容器96可具有至少一纳法拉到多至十微法拉的电容，以用于耦合具有25kHz到250kHz之间的频率并且具有100微安到10毫安的峰到峰电流幅度的载波信号。较大的电容可被使用，但是可能增加将AC耦合电容器充电至DC操作电压所需的时间。

在“冷启动”期间，例如，当AC耦合电容器96未充电时的TCC发射会话开始时，将AC耦合电容器96充电至DC操作电压可导致低频率电流通过发射电极向量被注入身体中。该低频率电流更可能干扰心脏事件检测器85或被包括在共同植入的IMD或耦合至患者的外部设备中的其他电生理信号感测电路的操作。心脏事件检测器85和预期或非预期的接收设备的其他电生理信号感测电路可以以低频率带操作，例如，1到100Hz。由此，在TCC信号发射开始时以及在AC耦合电容器96充电期间的低频率伪影可能干扰心脏事件检测器85。在AC耦合电容器96上建立了DC操作电压之后，高频率载波信号(例如，100kHz)通常在心脏事件检测器85和IMD系统的其他电生理感测电路系统的操作带宽之上，并且不太可能导致干扰或错误事件检测。

TCC发射器90包括耦合至AC耦合电容器96的电压保持电路98。电压保持电路98被配置为在TCC发射会话期间的发射的TCC信号之间和/或在TCC发射会话之间将AC耦合电容器保持在DC操作电压处。通过在TCC信号发射之间的时间间期期间将AC耦合电容器96保持在DC电压处，减少、最小化或者避免了否则可能由于在将AC耦合电容器96充电至DC操作电压期间注入的低频率伪影而产生的对感测电路系统的干扰。

在一个示例中，电压保持电路98包括低泄漏存储电容器和开关，以用于在TCC信号发射之间将AC耦合电容器96耦合在存储电容器两端。存储电容器可在TCC信号发射之间存储AC耦合电容器96的电荷。电压保持电路98可包括放大器，以用于在下一TCC信号之前将存储的电压从存储电容器驱动至AC耦合电容器96。下文结合图7和图9描述了被包括在电压保持电路98中的电路系统的其他示例。在一些示例中，电压保持电路98可包括电路系统，以用于在TCC信号发射之间使AC耦合电容器96在DC电压处浮动(float)。在一些示例中，电压保持电路98可包括电路系统，以用于在TCC信号发射期间主动地将AC耦合电容器96保持在DC电压处。

各种电路系统可被用于防止或最小化在TCC信号发射之间AC耦合电容器96的放电。以此方式，在发射下一TCC信号的开始时，AC耦合电容器96已经在DC操作电压处或在DC操作电压附近。在不需要在AC耦合电容器96上重新建立DC电压的情况下，减少、避免或最小化了在下一TCC信号发射的开始时被注入TCC组织通路中的低频率伪影。所认识到的是，泄漏电流可仍存在于TCC发射器90内，并且可导致在信号发射之间AC耦合电容器96的一些放电。电压保持电路98可被用于减少在发射的TCC信号之间的AC耦合电容器96的任何放电，以降低低频率对发射设备的感测电路86(图5)以及其他共同植入的IMD和/或耦合至患者的外部设备的感测电路的干扰。

TCC发射器90可包括保护电路97，该保护电路97允许经由耦合至其他ICD电路系统的电极递送TCC信号，但是保护TCC发射器90和ICD 14的其他电路系统免受可在电极两端产生的电压的影响，例如，在由治疗电路83或外部除颤器递送CV/DF电击期间在电极两端产生的电压，以及可在诸如电灼进程或磁共振成像之类的其他情况期间在TCC发射电极向量两端产生的高电压。ICD 14的壳体15内的由保护电路97保护的电路系统可包括图5中示出的ICD 14的部件中的任一个的电路系统，诸如控制电路80、存储器82、感测电路86、信号发生器84以及RF遥测电路88。

保护电路97可被耦合在驱动信号电路92与发射电极向量99之间，例如，如所示的，在AC耦合电容器96与电极24和壳体15之间。在一些示例中，保护电路97可包括AC耦合电容器96之前和/或之后的电路系统。保护电路97可包括例如电容器、电感器、开关、电阻器和/或二极管。在美国专利第9,636,511号(Carney等人)中大体描述了可结合本文公开的信号发射技术被利用的TCC信号生成和保护电路系统的示例。

在一些示例中，TCC发射器90可由控制电路80控制以经由TCC在整个心动周期中多次发射数据。在一些情况下，在心动周期期间的不同时间处的多次发射可增加数据在心脏收缩和心脏舒张二者期间被发送的可能性，以利用心脏运动来增加预期的接收电极向量(诸如，起搏器100或压力传感器50的基于壳体的电极)被定向在相对于发射电极向量非正交的位置中的机会。在心动周期期间的不同的时间处的多次发射可由此增加包被接收到的可能性。虽然TCC发射器90在图6中被示出为被耦合至发射电极双极(向量99)，但是要理解的是，多个发射电极向量可被耦合至TCC发射器90，以用于沿着多个传导组织通路发射TCC电流信号，以供由多个接收电极向量接收或增加由单个接收电极向量接收到的可能性。

图7是根据一个示例的被包括在图6的TCC发射器90中包括电压保持电路98的电路系统的示意图。在该示例中，AC耦合电容器96包括两个电容器96a和96b，每一个电容器与发射电极向量99的相应电极(在图7中示出为电极24和壳体15)串联地耦合。电压保持电路98可包括耦合至AC耦合电容器96中的每一个电容器96a和96b的至少一侧的至少一个开关。在示出的示例中，电压保持电路98包括四个开关320a、320b、322a和322b，使得在相应的耦合电容器96a和96b的每一侧上提供了一个开关。耦合至相应的电容器96a和96b的相应侧的两个开关320a、320b和322a、322b可在TCC发射会话内的连续的TCC信号发射之间和/或在连续的TCC发射会话之间被打开以使得电容器96a和96b(统称为AC耦合电容器96)“浮动”。在其他示例中，电压保持电路98可包括耦合至AC耦合电容器96中的每一个电容器96a和96b的至少一侧的至少一个开关，例如，诸如仅包括开关320a、322a或仅包括开关320b和322b。

控制器91被配置为在TCC信号发射结束时打开电压保持电路98的开关320a、320b、322a和322b，以将电容器96a和96b从TCC发射器90中的任何电流通路解耦。由此减少、防止或最小化在AC耦合电容器96(例如，两个电容器96a和96b)上产生的DC电压在TCC信号的发射期间的放电。在示出的示例中，电容器96a和96b中的每一个的每一侧从相应的极性切换电路94或发射电极向量99解耦。通过在连续的TCC信号发射之间的时间段期间打开开关320a和/或320b和322a和/或322b中的至少一者或两者，进出AC耦合电容器96的电流路径被断开连接。少量的泄漏电流可能通过开关320a、320b、322a和322b发生。然而，AC耦合电容器96两端的DC电压的任何少量损失可在下一TCC信号发射的开始时被快速地重新建立，从而减少了可能出现的任何低频率伪影。如果连续的TCC信号发射之间的时间相对短，则通过被包括在电压保持电路98中的开关的泄漏电流是微量的，从而减少了在下一TCC信号发射开始时的任何低频率伪影。

开关320a、320b、322a和322b可以是在具有AC耦合电容器96的集成电路中的MOSFET开关，以用于使AC耦合电容器96(如图7中所示，该AC耦合电容器96可包括与发射电极向量99的每一个电极串联的一个或多个电容器)浮动。开关320a、320b、322a和322b被预期将电容器96a和96b保持在DC电压处或保持在DC电压附近(例如，在该DC电压的特定范围内，诸如10％、5％、3％或1％内)达至少一分钟或更久而无显著的电压损失，该DC电压是在TCC信号发射期间在每一个相应的电容器96a和96b上建立的。由此，电压保持电路98可由控制器91控制以在TCC信号发射结束时打开开关320a、320b、322a和322b，直至下一连续的TCC信号发射开始，该下一连续的TCC信号发射可能在紧接在前的TCC信号发射之后多达若干秒、一分钟或甚至若干分钟时开始。被一个接一个发射的TCC信号可以是例如：连续的信标信号，其在发射设备的唤醒模式期间被发射以唤醒接收设备；发射设备的数据发射模式期间发射的连续数据包；信标信号，其后跟随着数据包；或者一个发射会话的最后一个数据包，其后跟随着下一发射会话的第一信标信号。

图8是根据一个示例的由IMD发射TCC会话的TCC信号的方法的流程图300。TCC发射会话包括被发射的多个TCC信号。流程图300和本文呈现的其他流程图的过程可在控制电路80的控制下由TCC发射器90执行。在提供的描述中，发射IMD可以是ICD 14或ICD 214，然而起搏器100、压力传感器50或另一IMD可包括TCC发射器90，该TCC发射器90被配置为执行图8的发射方法和本文提供的其他流程图。

在框302处，ICD控制电路80确定TCC信号发射待定(pending)。一个或多个TCC信号可在信号TCC发射会话中被发射，这可包括一个或多个信标信号和/或至少一个数据包。每一个TCC信号可被作为载波信号被发射，其可使用所选择的调制技术(例如，使用FSK、PSK)被调制以编码数据。在ICD 14或ICD 214包括心脏事件检测器85的情况下，控制电路80可控制TCC发射器90在框304处的消隐期期间发起发射会话的至少第一TCC信号。第一TCC信号可以是被发射以用于唤醒接收设备(例如，起搏器100或压力传感器50)的信标信号。

然而，在其他实例中，第一TCC信号可能在消隐期之外发生。例如，控制器91可在框306处控制发射器90发射第一TCC信号作为斜升(ramp on)信号，该斜升信号逐渐地增加如上文描述的载波信号的峰到峰幅度以降低“冷启动”期间的低频率信号伪影。在斜升信号期间，AC耦合电容器96从放电状态被逐渐充电至DC操作电压。在上文引用的美国专利申请第62/591,813号(Peichel等人，代理案卷第C00016040.USP1号)中大体公开了使用斜升信号开始TCC信号的一个示例技术。如果第一TCC信号是斜升信号，则在框304处应用的消隐期期间开始第一TCC信号是可选的。

在发射会话开始时，载波频率信号的早期周期在AC耦合电容器96两端建立DC电压。在此期间(其可以是10ms、50ms、100ms或甚至高达200ms或更多)，低频率电流可经由TCC发射电极向量被注入传导身体组织通路中。与TCC信号载波频率的相对高的频率相比，低频率电流更可能导致干扰心脏事件检测器85(或其他植入设备的其他电生理感测电路)。通过在被应用至发射设备的感测电路86的消隐期期间开始每一个发射会话的第一数据包，绝大部分地或完全地在消隐期期间(在该消隐期，感测电路86被消隐并且对于低频率伪影相对免疫)在AC耦合电容器96上建立了DC电压。

消隐期可以是自动消隐期，控制电路80在固有或起搏的心脏事件之后将该自动消隐期应用至心脏事件检测器85。响应于由心脏事件检测器85感知到的固有心脏事件(例如，R波或P波)，感测后消隐期被设置。在由治疗电路83递送心脏电刺激脉冲时，起搏后或电击后消隐期可被自动地应用至心脏事件检测器85。例如，响应于心脏事件感测阈值越过，感测后消隐期可被应用至感测放大器或其他心脏事件检测电路系统。在递送起搏脉冲或心脏复律/除颤电击期间，起搏后或电击后消隐期可被应用以防止(多个)感测放大器的饱和。自动感测后或起搏后消隐期可以在50到200ms的范围中，并且可以是例如150ms。可能在当AC耦合电容器96被充电至DC操作电压的TCC载波信号发射的开始时发生的低频率伪影在消隐期期间不会被心脏事件检测器85检测为心脏事件。此外，在感测后、起搏后或电击后消隐期期间，心肌组织处于生理不应的状态，由此使得在TCC信号开始时注入的任何低频率信号都相当不可能夺获心肌组织。

在一些示例中，通过在自动消隐期期间开始发射发射会话的第一数据包来在框306处发起TCC发射会话，该自动消隐期是由控制电路80基于感知到的心脏事件和/或递送的电刺激脉冲的计时被应用至心脏事件检测器85的。控制电路80可被配置为：标识感知到的或起搏的心脏事件，响应于标识心脏事件而将消隐期应用至感测电路86，并且控制TCC发射器90在消隐期期间开始发射第一TCC信号。在其他示例中，控制电路80可独立于感知到的或起搏的心脏电事件的计时而将通信消隐期应用至心脏事件检测器85。在一些情况下，通信消隐期可在感知到的或起搏的事件之间的心动周期期间被应用。通信消隐期可由控制电路80应用至心脏事件检测器85以使得TCC信号发射在心动周期期间的任何时间处在框306处被发起，而无需等待自动感测后或起搏后消隐期。通信消隐期可比自动感测后或起搏后消隐期短得多或长得多。例如，通信消隐期可以在10ms到200ms的范围中，并且可取决于心脏事件检测器85的编程的灵敏度以及TCC信号发射开始时低频率干扰的持续时间。通信消隐期的最大持续时间可基于特定的临床应用而受到限制。例如，在本文公开(分别在图1和图2中公开)的心脏监测和治疗递送IMD系统10和200中，心脏事件检测器85被盲化(blind)而无法检测心脏事件的最大时间可以是200ms或更短。在非心脏应用中，例如，监测肌肉或神经信号，可能要求更短或更长的通信消隐期。

在框306处，在消隐期期间开始发射第一TCC信号。控制器91可控制驱动信号电路92和/或极性切换电路94以使用例如FSK、BPSK或其他调制方案来编码数据。在发射会话期间，控制器91可根据调制方案调制TCC信号，该调制方案包括信标信号的FSK调制和数据包的BPSK调制，如美国专利申请第62/591,810号(Reinke等人，代理案卷第C00015939.USP1号)中大体公开的。在框308处，发射TCC信号完成。控制器91在框310处根据本公开的技术控制电压保持电路98以在AC耦合电容器96上保持DC电压。在一个示例中，电压保持电路98可被控制以通过打开开关(例如，开关320a和322a和/或320b和322b(图7))来将AC耦合电容器96断开连接，以使得AC耦合电容器96在TCC信号刚被发射的期间所建立的DC电压处浮动。然而，可如本文其他地方描述地使用用于将AC耦合电容器96保持在DC电压处或保持在DC电压附近的其他技术。

如果待定的TCC发射包括供发射的另一TCC信号，如框312处确定的，则电压保持电路98被控制以在框314处闭合开关320a、320b、322a、322b，以将AC耦合电容器96重新连接在极性切换电路94与所选择的发射电极向量99之间。在框306处开始发射下一TCC信号，其中下一TCC信号发射开始时低频率伪影减少或被最小化，因为先前建立的DC电压已在AC耦合电容器96上被保持。由此，下一TCC信号发射(其可能是后续信标信号或数据包)的开始可能在被应用至心脏事件检测器85的消隐期之外发生。发射下一TCC信号不一定被绑定至心动周期期间的消隐期的计时，或限制于在自动消隐期期间每一个心动周期被开始一次。如果通信消隐期被使用，则当AC耦合电容器电压在TCC信号发射之间被电压保持电路98保持时，通信消隐期可被更不频繁地应用至心脏事件检测器85，从而降低了心脏事件检测器85在TCC发射会话期间被“盲化”的频率。然而，所认识到的是，当TCC发射器90和治疗电路83共享信号发生器84的电极向量和/或脉冲发生电路系统时，TCC信号发射可能不与心脏电刺激治疗脉冲同时发生。TCC信号发射通常在与治疗递送明确分开的时间处被执行，因为TCC发射电极向量可提供针对由治疗递送电极向量递送的刺激能量而言不适当的返回路径。

通过在连续的TCC信号发射之间将AC耦合电容器96保持在DC电压处或保持在DC电压附近，每一个TCC信号开始时低频率伪影被减少，从而降低了由心脏事件检测器85错误地检测到心脏事件的可能性。这一在每一个TCC信号发射之后由电压保持电路98将AC耦合电容器96断开连接以使得AC耦合电容器96在紧接在前的TCC信号发射期间建立(或维持)的DC电压处浮动的过程可继续，直至安排供发射的所有TCC信号已在会话期间被发射。在一些示例中，如果未从预期的接收设备接收到针对在前信标信号的响应，则控制器91可在框312处确定另一信标信号需要被发射。在其他实例中，一个或多个数据包可在单个发射会话期间在确收的信标信号之后被发射。一旦所有数据包已被发射，如框312处所确定的，则发射会话在框316处完成。

在一些示例中，AC耦合电容器96可在框316处通过电阻通路主动地放电，或被允许通过泄漏电流通路被动地放电，直至下一TCC发射会话。在一些示例中，最后一个数据包的载波信号的峰到峰幅度可以以斜降(ramp off)信号步降(step down)，以使得AC耦合电容器96两端的DC电压在下一TCC信号发射开始时处于已知状态中。本文公开的AC耦合电容器电压保持技术可在系统中被实现，该系统在发射会话期间发射斜升信号作为第一TCC信号和/或在发射会话结束时提供斜降信号以提供使AC耦合电容器96充电和放电的受控制的速率，如美国专利申请第62/591,813号(Peichel等人，代理案卷第C00016040.USP1号)中大体公开的。

如果发射会话相对不频繁地发生，则每一个发射会话可在如上文描述的消隐期期间开始，以允许在心脏事件检测器85被消隐并且心肌组织可在生理不应状态下的时间期间在AC耦合电容器96两端产生DC电压。然而，在其他示例中，在发射会话的最后一个数据包之后直至下一TCC发射会话开始，AC耦合电容器96可在建立的DC电压处浮动。如果TCC发射会话被预期相对频繁地发生，或者至少下一TCC发射被预期在当前TCC发射会话之后很快发生，则电压保持电路98可被控制为将AC耦合电容器96断开连接，以使得AC耦合电容器96在最后一个数据包期间建立的DC电压处浮动，直至开始下一TCC发射会话。在该情况下，可在消隐期之外开始下一TCC发射。电压保持电路98可被控制以在TCC发射会话之间将AC耦合电容器96保持在建立的DC电压处达多至十分钟、多至五分钟、多至两分钟或多至一分钟。电压保持电路98能够将AC耦合电容器96保持在建立的DC电压处的持续时间可由于发射器90的电路系统中泄漏电流的程度而在系统之间变化。

虽然没有在图8中明确示出，但是要理解的是，当接收设备被配置为与发射设备双向通信时，发射设备(例如，ICD 14或214)在发射会话期间可在发射与接收之间切换。在该情况下，在发射每一个TCC信号之后并且在开始下一TCC信号发射之前，发射设备可启用TCC接收器87以检测在选自可用的电极(例如，24、26、28和30以及壳体15(图5))的接收电极向量上产生的电压信号。在一些示例中，接收电极向量与发射电极向量相同，例如，如图6的示例中示出的电极24和壳体15。由此，在电压保持电路98在框310处使AC耦合电容器96浮动的时间段期间，TCC接收器87被启动以用于接收TCC信号。

图9是根据另一示例的被包括TCC发射器90中包括电压保持电路98的电路系统的概念图。在该示例中，电压保持电路98在TCC信号发射之间主动地保持在AC耦合电容器96上产生的DC电压。电压保持电路98可包括模数转换器(ADC)350、数模转换器(DAC)352、电阻器354和多个开关356a、356b、358a和358b。开关360a、360b和360c的组合由控制器91控制，以在TCC信号发射完成之后将AC耦合电容器96从发射电极向量99和极性切换电路94断开并且解耦。

控制器92控制电压保持电路98，以在TCC信号发射结束时通过闭合开关356a和356b将AC耦合电容器96连接至ADC 350。开关360a、360b和360c可被闭合，除非ADC 350具有高输入阻抗，在该情况下打开开关360a-c可以是可选的。ADC 350检测AC耦合电容器96两端的DC电压。ADC 350将DC电压的数字值传递至DAC 352。控制器91控制开关358a和358b以将AC耦合电容器96耦合至DAC 352。取决于ADC 350的输入阻抗，开关356a和356b可被打开以将ADC 350从AC耦合电容器96解耦。DAC 352在TCC信号发射之间在AC耦合电容器96两端施加差分保持电压(基于来自ADC 350的信号)。在该示例中，不要求电阻器354，因为AC耦合电容器96和DAC 352从极性切换电路94和发射电极向量99断开连接。

在其他示例中，开关356a、356b、358a、358b、360a、360b和360c中的至少一些开关是可选的。AC耦合电容器96可在TCC信号发射之间保持耦合至发射电极向量99和极性切换电路94中的一者或二者。ADC 350可在TCC信号发射结束时采样AC耦合电容器96两端的电压，并且将数字电压信号传递至DAC 352。DAC 352可通过电阻器354将差分保持电压施加至AC耦合电容器96，该电阻器354可以是高值弱电阻器。电阻器354限制AC耦合电容器96两端的任何电压变化的速率，以限制TCC信号发射之间经由电极向量99注入组织通路中的电流伪影。在另其他示例中，电压保持电路98不要求ADC 350。DAC 352可包括比较器，以用于确定AC耦合电容器96两端的电压，并且如果AC耦合电容器96没有从发射电极向量99解耦，则通过电阻器354在AC耦合电容器两端施加确定的电压。

在下一TCC信号发射开始时，开关356a、356b、358a、358b、360a、360b和360c被控制以将AC耦合电容器96从电压保持电路98断开连接，并且将AC耦合电容器重新耦合至发射电极向量99和极性切换电路94。因为AC耦合电容器96已被主动地保持在DC操作电压处，因此TCC信号发射可在不引入任何显著的低频率电流伪影的情况下开始，并且可因此在消隐期之外开始，并且无需斜升信号。

图9表示电压保持电路98的一个示例，该电压保持电路98被配置为使用ADC 350和DAC 352在TCC信号发射之间的时间段期间数字地控制AC耦合电容器96两端的电压。所设想的是，其他数字或模拟电路或其组合可被构想用于在TCC信号发射之间将AC耦合电容器96保持在DC操作电压处。例如，电压保持电路98可包括开关358a与358b之间的低泄漏存储电容器，以替代DAC 352。控制器91可控制开关358a和358b，以在TCC信号发射之间将AC耦合电容器96耦合在存储电容器两端。当发射器90不发射TCC信号时，在TCC信号发射期间被建立在AC耦合电容器96上的电压可被存储在存储电容器上。在该情况下，可不需要ADC 350来采样AC耦合电容器96两端的电压。电压保持电路98可包括放大器电路，以用于将存储的电压从存储电容器驱动至AC耦合电容器96，以使得AC耦合电容器96在下一TCC信号之前被充电回至其DC操作电压。高值电阻器354可被用于限制再充电的速率。

图10是根据另一示例的用于使用TCC发射器90和图9中示出的电压保持电路98发射TCC信号的方法的流程图400。在框402处，控制电路80确定TCC发射待定。在框404处，控制电路80可等待感测后或起搏后消隐期被应用至心脏事件检测器85。在其他示例中，控制电路80可如上文描述地应用通信消隐期。控制电路80可在框406处控制TCC发射器90在消隐期期间开始发射会话的第一TCC信号的发射。在其他示例中，控制器91可在框406处控制发射器90发射第一TCC信号作为斜升信号，该斜升信号逐渐地增加如上文描述的载波信号的峰到峰幅度以降低“冷启动”期间的低频率信号伪影。在斜升信号期间，AC耦合电容器96从放电的状态被逐渐地充电至DC操作电压，如在引用的美国专利申请第62/591,813号(Peichel等人，代理案卷第C00016040.USUP1号)中大体描述的。如果第一TCC信号是斜升信号，则在框404处应用的消隐期期间开始第一TCC信号是可选的。

在第一TCC信号的发射期间或紧接着完成第一TCC信号的发射(框408)之后，控制器91闭合开关356a和356b并且启用ADC 350(图9)以用于在框410处检测在AC耦合电容器96两端建立的电压。指示建立的电压的数字信号被传递至DAC 352。在框412处，DAC通过在AC耦合电容器96两端施加检测到的电压来主动地保持AC耦合电容器96。如果AC耦合电容器没有从发射电极向量解耦，则DC电压可由DAC 352通过高弱电阻器354被施加至AC耦合电容器96以避免伪影。

如果下一TCC信号已经准备好被发射，如在框414处确定的，则在将AC耦合电容器96从电压保持电路98解耦(例如，通过打开开关356a、356b、358a和358b)之后在框406处开始发射。如果开关360a-c被用于将AC耦合电容器从发射电极向量99和极性切换电路94解耦，则控制器91闭合开关360a-c。TCC发射器90可以不在发射下一TCC信号之前等待消隐期被应用至感测电路86，因为AC耦合电容器96已被保持在DC操作电压处或保持在DC操作电压附近。TCC信号发射可立即注入在相对高的载波频率(例如，100kHz)下的或接近相对高的载波频率的电流，预期该电流不会干扰心脏事件检测器85或夺获心肌或其他易激动组织。

在每一个TCC信号发射之后，可在框410处由ADC 350采样AC耦合电容器96上的电压，并且由DAC 352自一个TCC信号发射结束起施加检测到的电压(框412)，直至下一TCC信号发射开始。在每一个TCC信号之后采样AC耦合电容器96两端的DC电压可确保可能发生的任何DC电压偏移被跟踪。然而，在其他示例中，DC电压可由ADC 350以低于每一个TCC信号的频率采样。例如，可以仅在发射会话的第一TCC信号之后采样电压，或者在发射会话期间在每n个TCC信号之后采样电压。由DAC 352施加先前采样的电压，直至接收到来自ADC 350的新的数字信号，此时施加的电压可被相应地调整。

如果要在发射会话期间发射的所有TCC信号均已被发射，如框414处确定的，则当前TCC发射会话在框416处完成。在框418处，电压保持电路98可被控制以在完整的发射会话的最后一个TCC信号的结束处或该最后一个TCC信号的结束附近检测AC耦合电容器96上的电压。电压保持电路98可在框420处使用DAC 352(以及可选的电阻器354)将AC耦合电容器96保持在由ADC 350确定的DC电压处或该DC电压附近。自一个TCC发射会话的结束起直至下一发射会话的开始，AC耦合电容器96被保持在DC操作电压处或保持在该DC操作电压附近。控制电路80可在框422处确定下一TCC发射待定。可在框406处开始发射下一TCC发射会话的第一TCC信号，而无需等待自动消隐期或应用通信消隐期。通过在发射会话之间保持AC耦合电容器96上的DC电压，消除或减少了下一发射会话的第一包开始时的低频率伪影。在下一发射会话开始时应用消隐期(在框404处)是可选的。

替代地，AC耦合电容器96上的电压可由ADC 350在完整的发射会话结束时采样(框418)，并且，替代于主动地将AC耦合电容器96保持在采样的电压处直至下一发射会话，AC耦合电容器96可被允许放电。采样的电压可在框420处被施加至AC耦合电容器96，以将AC耦合电容器96充电回至当下一TCC发射会话待定时(框422)检测到的电压水平。以此方式，可通过不主动地将AC耦合电容器96保持在检测到的电压处达延长的时间段来节省电源98。

图11是根据另一示例的用于TCC信号发射的方法的流程图500。在框502处安排待定的TCC发射会话时，控制电路80可在框504处标识生理不应期。控制电路80可被配置为基于来自心脏事件检测器173的感知到的事件信号标识生理不应期。心肌的生理不应期可跟随固有的感知到的事件。在其他情况下，控制电路80可基于心脏电刺激脉冲(例如，起搏脉冲)之后预期的诱发的响应标识生理不应期。起搏脉冲可由发射设备递送，例如，ICD 14或ICD 214，或不同的共同植入的设备，例如，起搏器100。可在框504处间接地基于检测到感知到的或起搏的心脏事件来标识生理不应期的时间。

在框506处，控制电路80控制TCC发射器90在生理不应期期间开始发射发射会话的第一TCC信号。例如，可在感知到的或起搏的心脏事件之后与心肌的预期的不应期对应的预先确定的时间间期内开始发射第一TCC信号。在第一TCC信号发射已在框508处结束之后，TCC发射器90的电压保持电路98被控制以在框510处保持在AC耦合电容器96上产生的DC电压。可使用上文描述的技术中的任一个在AC耦合电容器96上保持DC电压。如果发射会话包括不止一个TCC信号，例如，多个数据包，如在框514处确定的，则通过重复框506至框510来发射额外的TCC信号，直至所有的TCC信号在发射会话期间被发射，并且该发射会话在框516处完成。

在一些示例中，由电压保持电路98在发射会话之间在AC耦合电容器96上保持DC电压。在其他示例中，每一个发射会话在生理不应期期间开始，并且在发射会话期间连续发射的包之间在AC耦合电容器96上保持DC电压。一旦发射会话的第一TCC信号在生理不应期期间被开始，则当AC耦合电容器96在连续发射的TCC信号包之间被保持在DC电压处或保持在该DC电压附近时，该发射会话的后续TCC信号可在生理不应期之外被开始。

图12是由IMD系统的发射设备执行的TCC发射会话600的一个示例的概念图，该IMD系统的发射设备诸如分别在图1和图2中示出的系统10的ICD 14或系统200的ICD 214。控制电路80(图5)控制发射器90通过信令控制器91开始发射会话600，以将发射器90从睡眠模式(降低的功率，其中驱动信号电路92和极性切换电路94不活跃)转换至唤醒模式610。控制器91控制驱动信号电路92和极性切换电路94以生成信标信号612，以开始TCC发射会话600。

在图12中，电压保持间期660在整个TCC发射会话600中被指示在发射的TCC信号之间，并且可以在第一信标信号612之前。电压保持电路98可被启用以将AC耦合电容器96保持在在前发射会话期间在AC耦合电容器96上建立的DC电压处或该DC电压附近，如由在第一信标信号612之前的电压保持间期660指示的。在该情况下，第一信标信号612可被发射，而无需要求与消隐期同步。然而，在其他情况下，第一信标信号612之前可能没有电压保持间期660，尤其是如果自在前发射会话起已经经过了相对长的时间(例如，大于10分钟)。在该情况下，AC耦合电容器96在第一信标信号612期间被充电至DC操作电压。第一信标信号612可被同步至如上文描述的被应用至心脏事件检测器85的消隐期。在其他示例中，在第一信标信号612之前缺少电压保持间期660的情况下，发射会话600的第一发射的信号可以是斜升信号，在该斜升信号期间AC耦合电容器96以步增(step up)间期和载波信号幅度的步长增量被逐渐地充电，如上文引用的美国专利申请第62/591,813号(Peichel，C00010640.USP1)中公开的。

控制器91可控制驱动信号电路92和/或极性切换电路94在信标信号612之后在发射“打开”命令615之前等待信标后间期613。信标后间期613被提供以允许接收设备用于检测信标信号612并且使TCC信号检测器175通电以使得能够搜索“打开”命令615的时间。信标信号612的持续时间可以是50ms到1秒，并且在一些示例中是80到120ms。信标信号612之后可跟随着信标后间期613，信标后间期613的持续时间为100ms到200ms。电压保持电路98可在信标后间期613期间将AC耦合电容器96保持在由ADC 350在第一信标信号612结束时采样的DC电压处或该DC电压附近，或在信标后间期613期间使得AC耦合电容器在其DC操作电压处浮动或其DC操作电压附近浮动。

可在心动周期期间多次重复相对短的信标信号612(例如，8到120ms)，以促进在接收电极向量与注入的电流的组织传导通路平行时发射。在示出的示例中，每一个信标信号612之后跟随着“打开”命令615。在其他示例中，信标信号612可被重复地发射(例如，在心动周期期间发射两次或更多次)，由信标后间期613分开，并且单个“打开”命令615在所有多个短信标信号612之后被发射，以增加信标信号在“打开”命令615之前由接收设备检测到的可能性。电压保持电路98可由控制器91控制以在每一个信标信号612之后和/或在每一个“打开”命令615之后采样AC耦合电容器96两端的电压，以应用电压保持间期660，直至下一TCC信号发射。在其他示例中，在唤醒模式610期间在每一个信标信号612之后和/或“打开”命令615之后，电压保持电路98使得AC耦合电容器96浮动。

在一些示例中，在跟随每一个“打开”命令615或每一个信标信号612的确收接收期614期间，发射设备控制电路80可启用TCC发射器87以搜索来自接收设备的确收信号。接收期614可具有用于等待确收信号的最大持续时间。如果截至接收期614期满确收信号仍未由发射设备检测到，则发射设备可发射另一信标信号612。信标信号612可被重复地递送，其后跟随着信标后间期613、“打开”命令615和确收信号接收期614，直至由TCC接收器87生成确收检测信号616。

在一些情况下，如果预先确定数量的信标信号612被递送并且确收信号尚未被接收到，则控制器91可控制发射器90在发送另一信标信号612之前等待信标控制间期622(如由弯曲虚线箭头指示的)。在信标控制间期622期间，电压保持电路98可被启用以将AC耦合电容器96保持在DC操作电压处或保持在DC操作电压附近。由此，在发射器90的唤醒模式610期间，电压保持电路98可由控制器91控制,以在(多个)信标后间期613、(多个)确收接收期614和(多个)信标控制间期622中的任一个或全部期间应用电压保持间期660。

在接收期614期间检测到从接收设备发射的确收信号时，可由TCC接收器87生成确收检测信号616并且将其传递至发射设备的控制电路80。控制电路80将TCC发射器90从唤醒模式610切换至数据发射模式611以开始发射数据包630。电压保持电路98可在电压保持间期660期间将AC耦合电容器96保持在由ADC 350在最后一个发射的信号结束时(例如，在最后一个“打开”命令615结束时)采样的DC电压处或保持在该DC电压附近，直至第一数据包630。在其他示例中，从最后一个“打开”命令615结束直至第一数据包630开始,电压保持电路98使得AC耦合电容器96在其DC操作电压处浮动或其DC操作电压附近浮动。

在发射模式611期间，可使用经调制的载波信号(例如，经FSK或PSK调制的信号)发射一个或多个数据报(datagram)或数据包630。每一个数据包630可包括用于发射经编码的命令或数据的一个或多个字节。在一个示例中，控制器91可被配置为在数据发射模式611期间控制驱动信号电路92以及极性切换电路94生成经BPSK调制的信号，例如，通过在载波信号中产生180度相移以在经调制的载波信号中编码数字信号。在上文引用的美国专利申请第16/202,418号(Roberts等人，代理案卷第C00015686.USU2号)和美国专利申请第62/591,810号(Reinke等人，代理案卷第C00015939.USP1号)中公开的用于由TCC发射器90发射BPSK信号的方法可结合本文公开的电压保持电路98和电压保持间期660的各种示例使用。

包630可由接收窗口650分开，在该接收窗口650期间TCC接收器87可被启用以用于检测由接收设备发射的信号，诸如确认信号或由发射设备请求的其他数据。电压保持电路98可被启用以使得AC耦合电容器96在每一个接收窗口650期间浮动，或将AC耦合电容器保持在由ADC 350在每一个数据包630结束时采样的DC操作电压处或保持在该DC操作电压附近达每一个接收窗口650的持续时间。TCC发射会话600在最后一个包630之后终止，并且发射器90可返回至低功率睡眠状态。控制器91可控制电压保持电路以在电压保持间期660期间将AC耦合电容器96保持在由ADC 350在最后一个包630结束时采样的DC电压处或保持在该DC电压附近，该电压保持间期660自最后一个包630结束延伸直至下一发射会话的第一TCC信号或直至特定的时间段(例如，10分钟)期满。替代地，电压保持电路98可被配置为自最后一个数据包630结束直至下一发射会话的第一TCC信号或直至特定的时间段(例如，10分钟)期满使得AC耦合电容器96在其建立的DC操作电压处浮动或其建立的DC操作电压附近浮动。在又其他示例中，AC耦合电容器96两端的电压可在TCC发射会话600结束时被采样，并且电压保持电路可被配置为如上文描述地在下一TCC发射会话之前将AC耦合电容器96再充电至采样的电压。

在图12的示例中，电压保持间期660被示出在每一个发射的信号之前和之后延伸，例如，在每一个信标信号612、“打开”命令615和数据包630之前和之后延伸。控制器91可控制电压保持电路98在每一个发射的信号结束时(或更不频繁地)采样AC耦合电容器96两端的电压，并且将该电压施加至AC耦合电容器96，直至下一TCC信号开始。在其他示例中，电压保持电路98被配置为自一个TCC信号结束直至下一TCC信号开始使AC耦合电容器96解耦，以使得AC耦合电容器96在其DC操作电压处浮动或在其DC操作电压附近浮动。虽然在图12中，电压保持间期660被示出在发射的TCC信号的每一个连续的对之间延伸以及在第一信标信号612之前并且最后一个数据包630之后延伸，但是要理解的是，电压保持电路98可在一些TCC信号发射之间被启用并且可能不在其他TCC信号发射之间被启用。在一些情况下，TCC信号之间的时间间期相对短和/或泄漏电流非常低，以使得AC耦合电容器96在TCC信号之间的放电是不显著的。例如，如果来自AC耦合电容器96的泄漏电流较低并且信标后间期613非常短，则在信标后间期613期间可能不需要电压保持间期660。在信标后间期613期间、在确收接收期614期间、在信标控制间期622期间和/或在唤醒模式610期间最后一个TCC信号(例如，最后一个“打开”命令615)之后直至第一数据包630，电压保持间期660可以是可选的，这取决于两个连续的TCC信号之间的时间有多长以及发射器90中的固有泄漏电流。可在发射会话600期间的TCC信号之间和/或TCC发射会话之间的一个或多个时间段期间应用电压保持间期660，并且并不一定在所有TCC信号之间都需要电压保持间期660。

此外，虽然本文公开的电压保持技术的每一个示例可仅被实现为电压保持技术，但是不同的技术可在发射器90内被组合。例如，AC耦合电容器96可在一些TCC信号发射之间在其DC操作电压处浮动或在其DC操作电压附近浮动并且在其他TCC信号发射之间或在TCC通信会话之间由DAC主动地保持在其DC操作电压处或保持在其DC操作电压附近。虽然在本文描述了电压保持电路的特定示例，但是所设想的是，各种电压保持电路可被包括在发射器90中，该电压保持电路包括部件的任何组合，诸如开关、电阻器、电容器、DAC、ADC、比较器或其他部件，其被配置为将AC耦合电容器96保持在例如在前TCC信号发射期间在AC耦合电容器96上先前建立的DC电压处。

因此，在前面的描述中已经参照特定实施例呈现了用于由设备(诸如，IMD)发射TCC信号的方法和装置。将理解的是，可作出对所引用的实施例的各种修改，包括以与本文描述的特定组合不同的组合来组合TCC信号发射方法的各种方面，而不偏离本公开和随附权利要求书的范围。

Claims (15)

1.一种设备，包括：

壳体；以及

组织传导通信(TCC)发射器，所述TCC发射器由所述壳体封围并且被配置为生成多个TCC信号，所述TCC发射器包括：

耦合电容器，所述耦合电容器用于将生成的TCC信号耦合至发射电极向量，以经由传导组织通路发射所述多个TCC信号；以及

电压保持电路，所述电压保持电路被配置为将所述耦合电容器保持在直流电(DC)电压处达所述多个TCC信号中的两个连续发射的TCC信号之间的时间间期。

2.根据权利要求1所述的设备，其特征在于：

所述电压保持电路包括至少一个开关，所述至少一个开关将所述耦合电容器连接至所述发射电极向量；

所述TCC发射器包括控制器，所述控制器被配置为控制所述电压保持电路通过以下各项来将所述耦合电容器保持在所述DC电压处：

在所述两个连续发射的TCC信号中的第一个之后打开所述至少一个开关，并且

在所述两个连续发射的TCC信号中的第二个的开始时闭合所述至少一个开关。

3.根据权利要求2所述的设备，其特征在于：

所述电压保持电路包括至少两个开关，第一开关将所述耦合电容器连接至所述TCC信号的源，并且第二开关将所述耦合电容器连接至所述发射电极向量；

所述TCC发射器包括控制器，所述控制器被配置为控制所述电压保持电路通过以下各项来将所述耦合电容器保持在所述DC电压处：

在所述两个连续发射的TCC信号中的第一个之后打开所述第一开关和所述第二开关以使得所述耦合电容器浮动，并且

在所述两个连续发射的TCC信号中的第二个的开始时闭合所述第一开关和所述第二开关。

4.根据权利要求1-3中任一项所述的设备，其特征在于，所述电压保持电路被进一步配置为：

通过检测所述耦合电容器两端的电压来确定所述DC电压；并且

在所述耦合电容器两端施加确定的DC电压达所述两个连续发射的TCC信号之间的所述时间间期。

5.根据权利要求4所述的设备，其特征在于，所述电压保持电路包括：

模数转换器，所述模数转换器被配置为确定所述DC电压；以及

数模转换器，所述数模转换器用于从所述模数转换器接收所述DC电压并且在所述耦合电容器两端施加所述DC电压。

6.根据权利要求5所述的设备，其特征在于，所述电压保持电路进一步包括电阻器，所述电阻器耦合至所述数模转换器，并且所述数模转换器通过所述电阻器施加所述DC电压。

7.根据权利要求1-3中任一项所述的设备，其特征在于，进一步包括：

感测电路，所述感测电路被配置为从患者的心脏接收心脏电信号；以及

控制电路，所述控制电路被配置为：

将消隐期应用至所述感测电路；并且

控制所述TCC发射器在所述消隐期期间开始发射所述多个TCC信号中的至少第一个。

8.根据权利要求1-7中任一项所述的设备，其特征在于，所述电压保持电路被配置为：通过在第一发射会话的最后一个TCC信号之后直至第二发射会话的第一TCC信号将所述耦合电容器保持在所述DC电压处，来将所述耦合电容器保持在所述DC电压处达所述时间间期。

9.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，进一步包括控制电路，所述控制电路被配置为：

标识与固有或诱发的心脏事件中的一个相关联的生理不应期；并且

控制所述TCC发射器在所述生理不应期期间开始发射所述多个TCC信号中的第一个。

10.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述电压保持电路被配置为将所述耦合电容器保持在所述DC电压的百分之五(5％)内。

11.一种方法，包括：

生成多个组织传导通信(TCC)信号；

经由耦合电容器将多个生成的TCC信号耦合至发射电极向量，以经由传导组织通路发射所述多个TCC信号；以及

将所述耦合电容器保持在直流电(DC)电压处达所述多个TCC信号中的两个连续发射的TCC信号之间的时间间期。

12.根据权利要求11所述的方法，其特征在于，将所述耦合电容器保持在所述DC电压处包括：

在所述两个连续发射的TCC信号中的第一个之后，打开将所述耦合电容器连接至所述发射电极向量的至少一个开关，并且

在所述两个连续发射的TCC信号中的所述第二个的开始时闭合所述至少一个开关。

13.根据权利要求11-12中任一项所述的方法，其特征在于，进一步包括：

通过检测所述耦合电容器两端的电压来确定所述DC电压；以及

在所述耦合电容器两端施加确定的DC电压达所述两个连续发射的TCC信号之间的所述时间间期。

14.根据权利要求11-13中任一项所述的方法，其特征在于，将所述耦合电容器保持在所述DC电压处达所述多个TCC信号中的两个连续发射的TCC信号之间的所述时间间期包括：将所述耦合电容器保持在所述DC电压处达第一发射会话的最后一个TCC信号直至第二发射会话的第一个TCC信号之间的时间间期。

15.根据权利要求11-14中任一项所述的方法，其特征在于，将所述耦合电容器保持在所述DC电压处包括：将所述耦合电容器保持至所述DC电压的百分之五(5％)内。

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