CN109890458B - 具有压力传感器的可植入医疗设备 - Google Patents

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Abstract

一种配置有压力传感器的可植入医疗设备(IMD)。该IMD包括壳体、压力传感器和流体填充腔。壳体具有被暴露于壳体外部的环境的膜片。压力传感器具有压力传感器膜片，该压力传感器膜片响应于施加到压力传感器膜片的压力，并提供表示施加到压力传感器膜片的压力的压力传感器输出信号。流体填充腔与壳体的膜片和压力传感器的压力传感器膜片两者都流体连通。流体填充腔被配置为将与由环境施加到壳体的膜片的压力相关的测量值传送到压力传感器的压力传感器膜片。

Description

具有压力传感器的可植入医疗设备
相关申请的交叉引用
本申请要求于2016年10月27日提交的美国临时专利申请序列号62/413,766的权益，其公开内容通过引用并入本文。
技术领域
本公开总体上涉及可植入医疗设备，并且更具体地涉及具有压力传感器的可植入医疗设备。
背景技术
可植入医疗设备通常用于执行各种功能，诸如监视一个或多个病症和/或向患者递送治疗。在一些情况下，可植入医疗设备可以向患者递送神经刺激治疗。在一些情况下，可植入医疗设备可以简单地监视一个或多个病症(诸如压力、加速度、心脏事件)，并且可以将检测到的病症或事件传送到另一设备，诸如另一个可植入医疗设备或外部编程器。
在一些情况下，可植入医疗设备可以被配置为向患者递送起搏和/或除颤治疗。这样的可植入医疗设备可以治疗患有可导致心脏向患者的身体递送足够量的血液的能力降低的各种心脏病的患者。在一些情况下，心脏病可能导致快速的、不规则的和/或低效率的心脏收缩。为了帮助减轻这些病症中的一些，可以将各种设备(例如，起搏器、除颤器等)植入到患者的身体中。当如此提供时，这样的设备可以进行监视并向患者的心脏提供诸如电刺激治疗的治疗，以帮助心脏以更正常的、有效率的和/或安全的方式运转。在一些情况下，患者可以具有多个植入的设备，其协作以进行监视患者的心脏和/或向患者的心脏提供治疗。
发明内容
本公开总体上涉及可植入医疗设备，并且更具体地涉及具有压力传感器的可植入医疗设备。
在第一示例中，无引线心脏起搏器(LCP)可以被配置为感测心脏活动并且使患者的心脏起搏。LCP可以包括：壳体，其具有近端端部和远端端部；第一电极，其相对于壳体固定并被暴露于壳体外部的环境；以及第二电极，其相对于壳体固定并被暴露于壳体外部的环境。壳体可以具有被暴露于壳体外部的环境的膜片。膜片可以响应于由壳体外部的环境施加到膜片的压力。压力传感器可以在壳体内，可以具有压力传感器膜片，该压力传感器膜片响应于施加到压力传感器膜片的压力并提供压力传感器输出信号，其表示施加到压力传感器膜片的压力。流体填充腔可以与壳体的膜片和压力传感器的压力传感器膜片两者都流体连通。流体填充腔可以被配置为将与由环境施加到壳体的膜片的压力相关的测量值传送到压力传感器的压力传感器膜片。壳体中的电路可以与压力传感器可操作地通信。该电路可以被配置为基于压力传感器输出信号来确定壳体外部的压力。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，电路还可以可操作地耦合到第一电极和第二电极，并且还可以被配置为使用由第一电极和第二电极感测到的一个或多个心脏信号来确定患者的心脏何时处于心动周期的第一阶段，并且至少部分地基于在心动周期的第一阶段期间获取的压力传感器输出信号来确定壳体外部的压力。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，心动周期的第一阶段可以是收缩期。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，心动周期的第一阶段可以是舒张期。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，电路可以被配置为至少部分地基于压力传感器输出信号来检测患者心脏的心音。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，壳体的膜片可以包括壳体的局部变薄的壳体壁。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，壳体的膜片可以包括包括柔顺材料的区域。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，壳体的膜片可以包括一个或多个波纹管。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，LCP还可以包括在壳体的远端端部处的固定构件，以用于将壳体的远端端部固定到患者的心脏，并且其中壳体的膜片可以是邻近壳体的近端端部。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，壳体可以包括细长主体，其具有面向远端的远端端部表面和面向近端的近端端部表面，其中壳体的膜片可以位于壳体的近端端部表面上。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，壳体可以具有被暴露于壳体外部的环境的多个膜片，多个膜片中的每个响应于由壳体外部的环境施加到对应膜片的压力。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，流体填充腔可以填充有不可压缩的流体。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，不可压缩的流体可以是介电流体。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，LCP还可以包括被布置在壳体的膜片上方的抗血栓形成涂层。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，壳体的膜片可以具有第一表面区域，并且压力传感器的压力传感器膜片可以具有第二表面区域，其中第一表面区域与第二表面区域的比率至少为5比1。
在另一示例中，无引线心脏起搏器(LCP)可以被配置为感测心脏活动并且使患者的心脏起搏。LCP可以包括：壳体，其具有近端端部和远端端部；第一电极，其相对于壳体固定并被暴露于壳体外部的环境；以及第二电极，其相对于壳体固定并被暴露于壳体外部的环境。壳体可以具有被暴露于壳体外部的环境的膜片。膜片可以响应于由壳体外部的环境施加到膜片的压力。一个或多个传感器可以耦合到壳体的膜片以用于检测壳体的膜片中的应力，其中膜片中的应力表示由壳体外部的环境施加到膜片的压力。壳体中的电路可以与一个或多个传感器可操作地通信，以用于至少部分地基于壳体的膜片中检测到的应力来确定壳体外部的压力。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，壳体的膜片可以包括壳体的局部变薄的壳体壁。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，局部变薄的壳体壁可以包括从第一较厚的壁厚度到第二较薄的壁厚度的过渡。
作为以上示例中任一个的替代或补充，在另一示例中，一个或多个传感器可以包括压电电阻器，并且其中膜片中的应力包括压缩和拉伸中的一个或多个。
在另一个示例中，可植入医疗设备(IMD)可以包括：壳体，其具有近端端部和远端端部；第一电极，其相对于壳体固定并被暴露于壳体外部的环境；以及第二电极，其相对于壳体固定并被暴露于壳体外部的环境。壳体可以具有被暴露于壳体外部的环境的膜片。膜片可以响应于由壳体外部的环境施加到膜片的压力。压力传感器可以被定位在壳体内，并且可以具有压力传感器膜片，该压力传感器膜片响应于施加到压力传感器膜片的压力，并提供压力传感器输出信号，其表示施加到压力传感器膜片的压力。流体填充腔可以与壳体的膜片和压力传感器的压力传感器膜片两者都流体连通。流体填充腔可以被配置为将与由环境施加到壳体的膜片的压力相关的测量值传送到压力传感器的压力传感器膜片。壳体中的电路可以与压力传感器可操作地通信。该电路可以被配置为基于压力传感器输出信号确定外壳外部的压力，并且还被配置为经由第一电极和第二电极与另一设备通信。
上述发明内容并不意图描述本公开的每个实施例或每个实施方式。通过参考结合附图的以下描述和权利要求，本公开的优点和成就以及对本公开的更全面理解将变得显而易见并被领会到。
附图说明
结合附图而考虑各种说明性实施例的以下描述可以更全面地理解本公开，其中：
图1是根据本公开的一个示例的说明性无引线心脏起搏器(LCP)的示意性框图；
图2是另一医疗设备(MD)的示意性框图，该另一医疗设备(MD)可以与LCP 100(图1)结合使用，以便检测和/或治疗心律失常和其他心脏病；
图3是包括彼此通信的多个LCP和/或其他设备的示例性医疗***的示意图；
图4是根据本公开的又另一示例的包括LCP和另一医疗设备的示例性医疗***的示意图；
图5是根据本公开的又另一示例的包括LCP和另一医疗设备的示例性医疗***的示意图；
图6是说明性可植入无引线心脏起搏设备的侧视图；
图7A是在心室充盈期间植入心脏内的示例无引线心脏起搏设备的平面图；
图7B是在心室收缩期间植入心脏内的示例无引线心脏起搏设备的平面图；
图8是示出了随时间推移心脏内的示例压力和体积的曲线图；
图9是说明性无引线心脏起搏设备的示意性截面图；
图10是图9的说明性无引线心脏起搏设备的近端端部的示意性截面图；
图11是与无引线心脏起搏设备一起使用的说明性压力传感器的示意性截面图；
图12是另一说明性无引线心脏起搏设备的近端端部部分的示意性截面图；
图13是另一说明性无引线心脏起搏设备的近端端部部分的示意性截面图；
图14是另一说明性无引线心脏起搏设备的近端端部部分的示意性截面图；
图15是另一说明性无引线心脏起搏设备的近端端部的端视图；
图16是另一说明性无引线心脏起搏设备的示意性透视图；
图17A是另一说明性无引线心脏起搏设备的示意性局部截面图；
图17B是沿线17B-17B得到的图17A的说明性无引线心脏起搏设备的截面图；以及
图18是另一说明性无引线心脏起搏设备的示意性透视图。
虽然本公开顺应于各种修改和替代形式，但是其细节已经通过附图中的示例被示出并且将被详细描述。然而，应当理解的是，意图不是将本公开的方面限制于所描述的特定说明性实施例。相反，意图是涵盖落入本公开的精神和范围内的所有修改、等同物和替代方案。
具体实施方式
应当参考其中将不同附图中的类似元件相同地编号的附图来阅读以下描述。本描述和不一定按比例的附图描绘了说明性实施例，而不旨在限制本公开的范围。虽然本公开适用于任何合适的可植入医疗设备(IMD)，但是下面的描述使用起搏器、并且更特别地无引线心脏起搏器(LCP)作为特定示例。
正常、健康的心脏通过在整个心脏中传导固有生成的电信号而引发收缩。这些固有信号使心肌细胞或心脏组织收缩。该收缩迫使血液进出心脏，从而提供血液在整个身体的其余部分中的循环。然而，许多患者患有影响其心脏的这种收缩的心脏病。例如，一些心脏可能形成不再生成或传导固有电信号的病变组织。在一些示例中，病变的心脏组织以不同的速率传导电信号，从而导致心脏的不同步的且低效率的收缩。在其他示例中，心脏可能以如此低的速率发起固有信号，使得心率变得危险地低。在又其他示例中，心脏可能以异常高的速率生成电信号。在一些情况下，这种异常可以发展成纤颤状态，其中患者心室的收缩几乎完全不同步，并且心脏泵送很少至没有血液。可植入医疗设备(其可以被配置为确定这种心脏异常或心律失常的发生并向患者的心脏递送一个或多个类型的电刺激治疗)可以帮助终止或减轻这些以及其他心脏病。
图1描绘了说明性无引线心脏起搏器(LCP)，其可以被植入到患者中并且可以操作以通过例如适当地采用一个或多个治疗(例如抗心动过速起搏(ATP)治疗、心脏再同步治疗(CRT)、心动过缓治疗、除颤脉冲等)来预防、控制或终止患者的心律失常。如在图1中可以看到的，LCP 100可以是紧凑型设备，其中所有部件容纳在LCP 100内或直接在壳体120上。在图1所示的示例中，LCP 100可以包括：通信模块102、脉冲发生器模块104、电感测模块106、机械感测模块108、处理模块110、电池112和电极114。取决于应用，LCP 100可以包括更多或更少的模块。
通信模块102可以被配置为与位于LCP 100外部的诸如传感器的设备、其他医疗设备等通信。这些设备可以位于患者的身体的外部或内部。不管位置如何，远程设备(即，在LCP 100外部但不一定在患者的身体外部)可以经由通信模块102与LCP 100通信以实现一个或多个期望的功能。例如，LCP 100可以将诸如感测到的电信号、数据、指令、消息等的信息通过通信模块102传送到外部医疗设备。外部医疗设备可以使用所传送的信号、数据、指令和/或消息来执行各种功能(诸如确定心律失常的发生、递送电刺激治疗、存储接收到的数据、分析所接收的数据)和/或执行任何其他合适的功能。LCP 100可以另外通过通信模块102从外部医疗设备接收诸如信号、数据、指令和/或消息的信息，并且LCP 100可以使用接收到的信号、数据、指令和/或消息来执行各种功能，诸如确定心律失常的发生、递送电刺激治疗、存储接收到的数据、分析所接收的数据、和/或执行任何其他合适的功能。通信模块102可以被配置为使用一个或多个方法来与远程设备通信。例如，通信模块102可以经由射频(RF)信号、感应式耦合、光学信号、声学信号、所传导的通信信号和/或适合于通信的任何其他信号来进行通信。
在图1所示的示例中，脉冲发生器模块104可以被电连接到电极114。在一些示例中，LCP 100可以包括一个或多个附加电极114'。在这样的示例中，脉冲发生器104还可以被电连接到附加电极114'。脉冲发生器模块104可以被配置为生成电刺激信号。例如，脉冲发生器模块104可以通过使用存储在LCP 100内的电池112中的能量来生成电刺激信号，并且经由电极114和/或电极114'来递送所生成的电刺激信号。替代地或另外地，脉冲发生器104可以包括一个或多个电容器，并且脉冲发生器104可以通过从电池112汲取能量来对一个或多个电容器进行充电。然后，脉冲发生器104可以使用一个或多个电容器的能量来经由电极114和/或电极114'递送所生成的电刺激信号。在至少一些示例中，LCP 100的脉冲发生器104可以包括切换电路，以选择性地将电极114和/或电极114'中的一个或多个连接到脉冲发生器104，以便选择脉冲发生器104使用电极114/114'(和/或其他电极)中的哪个来递送电刺激治疗。脉冲发生器模块104可以生成具有特定特征或特定序列的电刺激信号，以便提供许多不同刺激治疗中的一个或多个治疗。例如，脉冲发生器模块104可以被配置为生成电刺激信号以提供用于抵抗心动过缓、心动过速、心脏不同步、心动过缓心律失常、心动过速心律失常、纤颤心律失常、心脏同步心律失常的电刺激治疗和/或产生任何其他合适的电刺激治疗。一些更常见的电刺激治疗包括心动过缓治疗、抗心动过速起搏(ATP)治疗、心脏再同步治疗(CRT)和心脏复律/除颤治疗。
在一些示例中，LCP 100可以不包括脉冲发生器104或者可以关闭脉冲发生器104。当如此提供时，LCP 100可以是仅诊断型设备。在这样的示例中，LCP 100可以不向患者递送电刺激治疗。相反，LCP 100可以收集关于患者的心电活动和/或生理参数的数据，并且经由通信模块102将这样的数据和/或确定传送到一个或多个其他医疗设备。
在一些示例中，LCP 100可以包括电感测模块106，并且在一些情况下，LCP 100可以包括机械感测模块108。电感测模块106可以被配置为感测心脏的心电活动。例如，电感测模块106可以被连接到电极114/114'，并且电感测模块106可以被配置为接收通过电极114/114'传导的心电信号。心电信号可以表示来自其中植入了LCP 100的腔室的局部信息。例如，如果将LCP 100植入在心脏的心室内，则由LCP 100通过电极114/114'感测到的心电信号可以表示心室性心电信号。机械感测模块108可以包括一个或多个传感器，诸如加速度计、血压传感器、心音传感器、血氧传感器、温度传感器、流量传感器和/或被配置为测量患者的一个或多个机械和/或化学参数的任何其他合适的传感器。电感测模块106和机械感测模块108两者都可以被连接到处理模块110，处理模块110可以提供表示感测到的机械参数的信号。虽然关于图1描述为单独的感测模块，但是在一些情况下，电感测模块106和机械感测模块108可以根据需要被组合成单个感测模块。
电极114/114'可以相对于壳体120被固定，但暴露于LCP 100周围的组织和/或血液。在一些情况下，电极114通常可以被布置在LCP 100的任一端部上，并且可以与模块102、104、106、108和110中的一个或多个电通信。电极114/114'可以由壳体120支撑，但是在一些示例中，电极114/114'可以通过短连接线而被连接到壳体120，使得电极114/114'不直接相对于壳体120被固定。在LCP 100包括一个或多个电极114'的示例中，电极114'在一些情况下可以被布置在LCP 100的侧面上，这可以增加电极的数量，LCP 100可以通过该电极来感测心电活动、递送电刺激和/或与外部医疗设备通信。电极114/114'可以由一个或多个生物相容的导电材料(诸如已知对于在人身体内植入是安全的各种金属或合金)构成。在一些情况下，连接到LCP 100的电极114/114'可以具有绝缘部分，该绝缘部分将电极114/114'与相邻电极、壳体120和/或LCP 100的其他部分电隔离。
处理模块110可以被配置为控制LCP 100的操作。例如，处理模块110可以被配置为从电感测模块106和/或机械感测模块108接收电信号。基于所接收的信号，处理模块110可以确定例如心律失常的发生，并且在一些情况下，确定心律失常的类型。基于任何所确定的心律失常，处理模块110可以控制脉冲发生器模块104根据一个或多个治疗来生成电刺激以治疗所确定的一个或多个心律失常。处理模块110还可以从通信模块102接收信息。在一些示例中，处理模块110可以使用这样接收到的信息来帮助确定是否正发生心律失常、确定心律失常的类型、和/或响应于该信息采取特定行动。处理模块110可以另外控制通信模块102以向/从其他设备发送/接收信息。
在一些示例中，处理模块110可以包括预编程芯片，诸如超大规模集成(VLSI)芯片和/或专用集成电路(ASIC)。在这样的实施例中，芯片可以用控制逻辑预编程，以便控制LCP100的操作。通过使用预编程芯片，处理模块110可以使用比其他可编程电路(例如，通用可编程微处理器)更少的功率，同时仍然能够维持基本功能，从而潜在地增加LCP 100的电池寿命。在其他示例中，处理模块110可以包括可编程微处理器。这种可编程微处理器可以允许用户甚至在LCP 100植入之后修改LCP 100的控制逻辑，从而允许LCP 100比使用预编程ASIC时具有更大的灵活性。在一些示例中，处理模块110还可以包括存储器，并且处理模块110可以将信息存储在存储器上并从存储器读取信息。在其他示例中，LCP 100可以包括与处理模块110通信的单独存储器(未示出)，使得处理模块110可以从该单独存储器读取信息和向该单独存储器写入信息。
电池112可以向LCP 100提供用于其操作的功率。在一些示例中，电池112可以是不可再充电的锂基电池。在其他示例中，根据需要，不可再充电的电池可以由其他合适的材料制成。因为LCP 100是可植入设备，所以在植入后对LCP 100的访问可能受限制。因此，期望具有足够的电池容量以在诸如数天、数周、数月、数年或甚至数十年的治疗周期内递送治疗。在一些情况下，电池112可以是可再充电的电池，这可以帮助增加LCP 100的可使用寿命。在其他示例中，根据需要，电池112可以是一些其他类型的电源。
为了将LCP 100植入患者的身体内部，操作者(例如，医师、临床医生等)可以将LCP100固定到患者心脏的心脏组织。为了便于固定，LCP 100可以包括一个或多个锚固件116。锚固件116可以包括多个固定或锚定机构中的任何一个。例如，锚固件116可以包括一个或多个销、U形钉、螺纹、螺钉、螺旋、尖齿等。在一些示例中，尽管未示出，锚固件116可以在其外表面上包括螺纹，其可以沿锚固件116的至少部分长度延伸。螺纹可以在心脏组织和锚固件之间提供摩擦力，以帮助将锚固件116固定在心脏组织内。在其他示例中，锚固件116可以包括其他结构，诸如倒钩、钉等，以便于与周围心脏组织接合。
图2描绘了另一医疗设备(MD)200的示例，其可以与LCP 100(图1)结合使用，以便检测和/或治疗心脏心律失常和其他心脏病。在所示的示例中，MD 200可以包括：通信模块202、脉冲发生器模块204、电感测模块206、机械感测模块208、处理模块210和电池218。这些模块中的每个可以类似于LCP 100的模块102、104、106、108和110。另外，电池218可以类似于LCP 100的电池112。在一些示例中，MD 200可以比LCP 100在壳体220内具有更大的体积。在这样的示例中，MD 200可以包括更大的电池和/或更大的处理模块210，更大的处理模块210能够比LCP 100的处理模块110处理更复杂的操作。
虽然设想的是MD 200可以是另一个无引线设备(诸如图1所示)，但在一些情况下，MD 200可以包括诸如引线212的引线。引线212可以包括在电极214和位于壳体220内的一个或多个模块之间传导电信号的电线。在一些情况下，引线212可以被连接到MD 200的壳体220并且远离MD 200的壳体220延伸。在一些示例中，引线212被植入在患者心脏上、内或附近。引线212可以包含一个或多个电极214，其被定位在引线212上的不同位置处，并且在一些情况下被定位在距壳体220不同的距离处。引线212中的一些可以仅包括单个电极214，而其他引线212可以包括多个电极214。通常，电极214被定位在引线212上，使得当引线212被植入患者内时，电极214中的一个或多个被定位成执行期望的功能。在一些情况下，电极214中的一个或多个可以与患者的心脏组织接触。在一些情况下，一个或多个电极214可以胸骨下和皮下被定位但邻近患者的心脏。在一些情况下，电极214可以将固有生成的电信号(例如表示固有心电活动的信号)传导到引线212。引线212可以进而将接收到的电信号传导到MD 200的模块202、204、206和208中的一个或多个。在一些情况下，MD 200可以生成电刺激信号，并且引线212可以将生成的电刺激信号传导到电极214。然后，电极214可以传导该电信号并将该信号递送到患者的心脏(直接地或间接地)。
与机械感测模块108一样，机械感测模块208可以包含或者电连接到一个或多个传感器，诸如加速度计、血压传感器、心音传感器、血氧传感器、声学传感器和/或被配置为测量心脏和/或患者的一个或多个机械/化学参数的其他传感器。在一些示例中，传感器中的一个或多个可以位于引线212上，但这不是要求的。在一些示例中，传感器中的一个或多个可以位于壳体220中。
虽然不是要求的，但在一些示例中，MD 200可以是可植入医疗设备。在这样的示例中，MD 200的壳体220可以被植入在例如患者的经胸廓区域中。壳体220通常可以包括许多已知材料中的任一个，其对于在人身体中植入是安全的并且当被植入时，可以将MD 200的各种部件与患者身体的流体和组织密闭地密封。
在一些情况下，MD 200可以是可植入心脏起搏器(ICP)。在该示例中，MD 200可以具有一个或多个引线，例如引线212，其被植入在患者的心脏上或患者的心脏内。一个或多个引线212可以包括与患者心脏的心脏组织和/或血液接触的一个或多个电极214。MD 200可以被配置为感测固有生成的心电信号，并且基于对感测到的信号的分析来确定例如一个或多个心律失常。MD 200可以被配置为经由植入在心脏内的引线212来递送CRT、ATP治疗、心动过缓治疗和/或其他治疗类型或通过命令LCP起搏而与LCP协同操作。在一些示例中，MD200可以另外被配置为提供除颤治疗。
在一些情况下，MD 200可以是可植入心脏复律除颤器(ICD)。在这样的示例中，MD200可以包括植入在患者心脏内的一个或多个引线。MD 200还可以被配置为感测心电信号，基于感测到的信号确定快速性心律失常的发生，并且可以被配置为响应于确定快速性心律失常的发生而递送除颤治疗。在一些情况下，MD 200可以是皮下可植入心脏复律除颤器(S-ICD)。在MD 200是S-ICD的示例中，引线212中的一个可以是皮下植入的引线。在MD 200是S-ICD的至少一些示例中，MD 200可以仅包括皮下植入的单个引线，但这不是要求的。
在一些情况下，S-ICD引线可以从S-ICD罐(S-ICD can)皮下地延伸到胸骨周围，并且可以在胸骨的内表面附近终止。
在一些示例中，MD 200可以不是可植入医疗设备。相反，MD 200可以是患者身体外部的设备，并且可以包括放置在患者身体上的皮肤电极。在这样的示例中，MD 200可以能够感测表面电信号(例如，由心脏产生成的心电信号或由植入在患者身体内的设备生成的并通过身体传导到皮肤的电信号)。在这样的示例中，MD 200可以被配置为递送各种类型的电刺激治疗，包括例如除颤治疗。MD 200还可以被配置为通过命令LCP递送治疗来经由LCP递送电刺激。
图3示出了具有通信路径的示例医疗设备***，多个医疗设备302、304、306和/或310可以通过所述通信路径进行通信。在所示的示例中，医疗设备***300可以包括LCP 302和304、外部医疗设备306和其他传感器/设备310。外部设备306可以是先前关于MD 200描述的设备中的任一个。在一些实施例中，外部设备306可以与显示器312一起提供或与显示器312通信。显示器312根据需要可以是个人计算机、平板计算机、智能电话、膝上型计算机或其他显示器。在一些情况下，显示器312可以包括用于接收来自用户的输入的输入装置。例如，显示器312也可以包括键盘、鼠标、可致动的(例如可推动的)按钮或触摸屏显示器。这些只是示例。其他传感器/设备310可以是先前关于MD 200描述的设备中的任一个。在一些情况下，其他传感器/设备310可以包括传感器，诸如加速度计或血压传感器等。在一些情况下，其他传感器/设备310可以包括可被用于对***300的一个或多个设备进行编程的外部编程器设备。
***300的各种设备可以经由通信路径308进行通信。例如，LCP 302和/或304可以感测固有心电信号，并且可以经由通信路径308将这样的信号传送到***300的一个或多个其他设备302/304、306和310。在一个示例中，设备302/304中的一个或多个可以接收这样的信号，并且基于接收到的信号来确定心律失常的发生。在一些情况下，一个或多个设备302/304可以将这样的确定传送到***300的一个或多个其他设备306和310。在一些情况下，***300的设备302/304、306和310中的一个或多个可以基于所传送的心律失常的确定来采取行动(诸如通过向患者的心脏递送合适的电刺激)。在另一示例中，LCP 302和/或304可以感测血压的指示(例如经由一个或多个压力传感器)和体积的指示(例如经由在LCP的电极之间或在LCP之间的阻抗、经由放置在LCP内的超声波换能器、或者经由放置在心脏上的与LCP通信的应变传感器)。在一个示例中，设备302/304中的一个或多个可以接收这样的信号，并且基于所接收的信号，确定压力-体积环，并且在一些情况下，可以将这样的信息经由通信路径308传送到***300的一个或多个其他设备302/304、306和310。
设想的是，通信路径308可以使用RF信号、感应式耦合、传导式耦合光学信号、声学信号或适合于通信的任何其他信号进行通信。另外，在至少一些示例中，设备通信路径308可以包括多个信号类型。例如，其他传感器/设备310可以使用第一信号类型(例如，RF通信)与外部设备306通信，但是使用第二信号类型(例如，传导式通信、感应式通信)与LCP 302/304通信。此外，在一些示例中，可以限制设备之间的通信。例如，如上所述，在一些示例中，LCP302/304可以仅通过其他传感器/设备310与外部设备306通信，其中LCP 302/304将信号发送到其他传感器/设备310，并且其他传感器/设备310将接收到的信号中继到外部设备306。
在一些情况下，通信路径308可以包括传导式通信。因此，***300的设备可以具有允许这种传导式通信的部件。例如，***300的设备可以被配置为经由传送设备的一个或多个电极将传导式通信信号(例如，电流和/或电压脉冲)传送到患者的身体中，并且可以经由接收设备的一个或多个电极来接收传导式通信信号(例如，脉冲)。患者的身体可以将传导式通信信号(例如脉冲)从传送设备的一个或多个电极“传导”到***300中的接收设备的电极。在这样的示例中，所递送的传导式通信信号(例如，脉冲)可以与起搏或其他治疗信号不同。例如，***300的设备可以以幅度/脉冲宽度来递送电通信脉冲，该幅度/脉冲宽度是心脏的子阈值。尽管在一些情况下，所递送的电通信脉冲的幅度/脉冲宽度可以高于心脏的捕获阈值，但是可以在心脏的不应期期间被递送和/或可以被并入起搏脉冲或被调制到起搏脉冲上(如果需要的话)。
可以以任何合适的方式调制递送的电通信脉冲以对传送的信息进行编码。在一些情况下，通信脉冲可以是脉冲宽度调制的或者是脉冲幅度调制的。替代地或另外地，可以调制脉冲之间的时间以对所期望的信息进行编码。在一些情况下，传导式通信脉冲根据需要可以是电压脉冲、电流脉冲、双相电压脉冲、双相电流脉冲或任何其他合适的电脉冲。
在一些情况下，通信路径308可以包括感应式通信，并且当如此提供时，***300的设备可以被配置为发送/接收感应式通信信号。
图4和图5示出了可以被配置为根据本文公开的技术进行操作的说明性医疗设备***。在图4中，LCP 402被示出为固定到心脏410的左心室的内部，并且脉冲发生器406被示出为耦合到具有一个或多个电极408a、408b、408c的引线412。在一些情况下，脉冲发生器406可以是皮下可植入心脏复律除颤器(S-ICD)的一部分，并且一个或多个电极408a、408b、408c可以被皮下地定位在心脏附近。在一些情况下，S-ICD引线可以从S-ICD罐皮下地延伸到胸骨周围，并且一个或多个电极408a、408b、408c可以被定位在胸骨的内表面附近。在一些情况下，LCP 402可以与皮下可植入心脏复律除颤器(S-ICD)通信。
在一些情况下，根据需要，LCP 402可以在心脏的右心室、右心房或左心房中。在一些情况下，可以植入多于一个LCP 402。例如，一个LCP可以被植入在右心室中，并且另一个可以被植入在右心房中。在另一示例中，一个LCP可以被植入在右心室中，并且另一个可以被植入在左心室中。在又另一示例中，可以将一个LCP植入在心脏的腔室的每个中。
在图5中，LCP 502被示出为固定到心脏510的左心室的内部，并且脉冲发生器506被示出为耦合到具有一个或多个电极504a、504b、504c的引线512。在一些情况下，脉冲发生器506可以是可植入心脏起搏器(ICP)和/或可植入心脏复律除颤器(ICD)的一部分，并且一个或多个电极504a、504b、504c可以被定位在心脏510中。在一些情况下，LCP 502可以与可植入心脏起搏器(ICP)和/或可植入心脏复律除颤器(ICD)通信。
医疗设备***400和500也可以包括外部支持设备，诸如外部支持设备420和520。外部支持设备420和520可以被用于使用本文描述的通信技术中的一个或多个来执行诸如设备识别、设备编程的功能和/或在设备之间传递实时的和/或所存储的数据。作为一个示例，外部支持设备420和脉冲发生器406之间的通信经由无线模式来执行，并且脉冲发生器406和LCP 402之间的通信经由传导模式来执行。在一些示例中，LCP 402和外部支持设备420之间的通信是通过脉冲发生器406发送通信信息来完成的。然而，在其他示例中，LCP402和外部支持设备420之间的通信可以是经由通信模块。在一些实施例中，外部支持设备420、520可以被提供有显示器422、522或者与显示器422、522通信。显示器422、522根据需要可以是个人计算机、平板计算机、智能电话、膝上型计算机或其他显示器。在一些情况下，显示器422、522可以包括用于接收来自用户的输入的输入装置。例如，显示器422、522也可以包括键盘、鼠标、可致动的按钮或触摸屏显示器。这些只是示例。
图4-5示出了可以被配置为根据本文公开的技术进行操作的医疗设备***的两个示例。其他示例医疗设备***可以包括另外的或不同的医疗设备和/或配置。例如，适合于根据本文公开的技术进行操作的其他医疗设备***可以包括植入在心脏内的另外的LCP。另一示例医疗设备***可以包括多个LCP，而没有诸如脉冲发生器406或506的其他设备，其中至少一个LCP能够递送除颤治疗。在又其他示例中，医疗设备、引线和/或电极的配置或放置可以与图4和图5中描绘的那些配置或放置不同。因此，应该认识到的是，不同于图4和图5中描绘的医疗设备***的许多其他医疗设备***可以根据本文公开的技术进行操作。如此，图4和图5中所示的示例不应被视为以任何方式进行限制。
图6是说明性可植入无引线心脏起搏器(LCP)610的侧视图。LCP 610在形式和功能上可以与上述LCP 100类似。LCP 610可以包括本文描述的模块和/或结构特征中的任一个。LCP 610可以包括外壳或壳体612，其具有近端端部614和远端端部616。说明性LCP 610包括：第一电极620，其相对于壳体612固定并且邻近壳体612的远端端部616定位；以及第二电极622，其相对于壳体612固定并且邻近壳体612的近端端部614定位。在一些情况下，壳体612可以包括导电材料，并且沿着其长度的一部分可以是绝缘的。沿着近端端部614的截面可以没有绝缘物，以便限定第二电极622。电极620、622可以是感测电极和/或起搏电极，以提供电治疗和/或感测能力。第一电极620可以能够抵靠心脏的心脏组织定位或者可以以其他方式接触心脏的心脏组织，而第二电极622可以与第一电极620间隔开。第一电极620和/或第二电极622可以被暴露于壳体612外部的环境(例如，暴露于血液和/或组织)。
设想的是，壳体612可以采用各种不同的形状。例如，在一些情况下，壳体612可以具有大体上圆柱形的形状。在其他情况下，壳体612可以具有半圆顶形状。在又其他实施例中，壳体612可以是矩形棱柱。设想的是，壳体可以采用期望的任何截面形状，包括但不限于环形、多边形、椭圆形、方形等。
在一些情况下，LCP 610在壳体612内可以包括脉冲发生器(例如，电路)和电源(例如，电池)以向电极620、622提供电信号，从而控制起搏电极/感测电极620、622。虽然没有明确示出，但是LCP 610也可以包括：通信模块、电感测模块、机械感测模块和/或处理模块以及相关联的电路，其在形式和功能上类似于上述的模块102、106、108、110。各种模块和电路可以被布置在壳体612内。脉冲发生器和电极620、622之间的电通信可以向心脏组织提供电刺激和/或感测生理状况。
在所示的示例中，LCP 610包括靠近壳体612的远端端部616的固定机构624。固定机构624被配置为将LCP 610附接到心脏H的壁，或者以其他方式将LCP 610锚固到患者的解剖结构。如图6所示，在一些情况下，固定机构624可以包括锚固到心脏H的心脏组织中的一个或多个或多个钩或尖齿626，以将LCP 610附接到组织壁。在其他情况下，固定机构624可以包括被配置为与心脏H的腔室内的骨小梁缠绕的一个或多个或多个被动尖齿和/或被配置为拧入组织壁中以将LCP 610锚定到心脏H的螺旋固定锚固件。这些只是示例。
LCP 610还可以包括靠近壳体612的近端端部614的对接构件630。对接构件630可以被配置为便于LCP 610的递送和/或取出。例如，对接构件630可以沿着壳体612的纵轴从壳体612的近端端部614延伸。对接构件630可以包括头部632和在壳体612和头部632之间延伸的颈部634。头部632可以是相对于颈部634的扩大部分。例如，头部632可以具有距LCP610的纵轴的径向尺寸，该径向尺寸大于颈部634距LCP 610的纵轴的径向尺寸。在一些情况下，对接构件630还可以包括从头部632延伸或凹入头部632内的系绳保持结构(未明确示出)。系绳保持结构可以限定开口，开口被配置为容纳穿过开口的系绳或其他锚固机构。保持结构可以采取任何形状，其提供围绕开口的封闭周边，使得系绳可以牢固且可释放地(例如作为回路)穿过开口。在一些情况下，保持结构可以沿着颈部634延伸通过头部632，并且到壳体612的近端端部614或者进入壳体612的近端端部614中。对接构件630可以被配置为便于将LCP 610递送到心内部位和/或从心内部位取出LCP 610。虽然这描述了一个示例对接构件630，但是设想的是，对接构件630在被提供时可以具有任何合适的构造。
设想的是，LCP 610可以包括耦合到壳体612或形成在壳体612内的一个或多个压力传感器640，使得一个或多个压力传感器被暴露于壳体612外部的环境和/或以另外方式与壳体612外部的环境可操作地耦合以测量心脏内的血压。在一些情况下，一个或多个压力传感器640可以耦合到壳体612的外表面。在其他情况下，一个或多个压力传感器640可以被定位在壳体612内，其中压力作用在壳体上和/或壳体612上的端口上以影响压力传感器640。例如，如果LCP 610被放置在左心室中，则一个或多个压力传感器640可以测量左心室内的压力。如果LCP 610被放置在心脏的另一部分(诸如心房中的一个或右心室)中，则一个或多个压力传感器可以测量心脏的该部分内的压力。本文将更详细地描述一些说明性压力传感器配置。
一个或多个压力传感器640可以包括MEMS设备，诸如具有压力膜片和膜片上的压电电阻器的MEMS设备、压电传感器、电容器-微机械加工的超声波换能器(cMUT)、冷凝器、微压力计、表面声波(SAW)设备、或适于测量心脏压力的任何其他合适的传感器。一个或多个压力传感器640可以是本文描述的机械感测模块的一部分。设想的是，从一个或多个压力传感器640获得的压力测量结果可被用于生成心动周期的压力曲线。一个或多个压力传感器640可以测量/感测植入了LCP 610的腔室中的压力。例如，植入在左心室(LV)中的LCP 610可以感测LV压力。一个或多个压力传感器640可以被配置(单独或与LCP 610中的其他电路组合)为导出压力随时间的变化并被用于将心房调整到心室起搏延迟以优化心脏再同步治疗(CRT)。在一些情况下，一个或多个压力传感器640可以被配置为检测a波并且改变LCP610的起搏定时以用于CRT优化。还设想的是，感测压力可以在植入过程期间被用于通过在不同植入位置进行取样并使用最佳位置来优化LCP 610在腔室(例如，LV)中的放置。频繁的压力监视可以有益于对心力衰竭患者的管理。频繁的压力监视对于患有慢性心脏病、高血压、反流、瓣膜问题、心房收缩检测也是有用的，并且有助于解决其他问题。还设想的是，一个或多个压力传感器640可被用于监视呼吸和相关联的疾病(例如，慢性阻塞性肺病(COPD)等)。这些只是示例。
在一些情况下，压力读数可以与诸如阻抗测量结果(例如在电极620和电极622之间的阻抗)的心室体积测量结果结合，以生成一个或多个心动周期的压力-阻抗回路。阻抗可以是腔室体积的替代，并因此压力-阻抗回路可以表示心脏H的压力-体积回路。
图7A是在心室充盈期间植入在心脏H的左心室LV内的示例无引线心脏起搏设备610的平面图。还示出了右心室RV、右心房RA、左心房LA和主动脉A。图7B是在心室收缩期间植入在心脏H的左心室内的无引线心脏起搏设备610的平面图。这些图说明了左心室的体积在心动周期内可以如何变化。如在图7A和7B中可以看到的，心室充盈期间左心室的体积大于心室收缩期间心脏的左心室的体积。
在一些情况下，处理模块和/或其他控制电路可以在一个或多个心动周期中的每个内的时间点处捕获心脏(例如，左心室)内的压力，从而产生一个或多个压力数据点。这些一个或多个数据点可以与在一个或多个心动周期期间的不同时间处取得的其他压力数据点组合使用，以生成压力曲线。在一些情况下，可以从压力曲线提取或导出一个或多个参数。压力曲线可以被用于促进心脏再同步治疗(CRT)、患者健康状态监视和/或非CRT心脏治疗的管理。
图8是示出了随时间推移心脏内的示例压力和体积的曲线图800。更具体地，图8描绘了心脏H的主动脉压力、左心室压力、左心房压力、左心室体积、心电图(ECG或egram)和心音。心动周期可以以舒张期开始，并且二尖瓣打开。心室压力降到低于心房压力以下，从而导致心室充血。在心室充盈期间，主动脉压力如所示缓慢下降。在收缩期期间，心室收缩。当心室压力超过心房压力时，二尖瓣关闭，从而生成S1心音。在主动脉瓣打开之前，发生等容收缩阶段，其中心室压力迅速增加但心室体积没有显著变化。一旦心室压力等于主动脉压力，主动脉瓣就打开，并且血液从左心室被射入到主动脉的射血阶段开始。射血阶段持续到心室压力降到低于主动脉压力为止，此时主动脉瓣关闭，从而生成S2心音。此时，等容舒张阶段开始，并且心室压力迅速下降直至心房压力超过心室压力为止，此时二尖瓣打开，并且循环重复。可以同样地生成肺动脉、右心房和右心室的心脏压力曲线以及右心室的心脏体积曲线，其类似于图8中针对心脏的左侧部分示出的那些曲线。通常，右心室中的心脏压力低于左心室中的心脏压力。
在一个示例中，可以使用声学传感器(例如，麦克风)来记录心音信号，所述声学传感器捕获由心音产生的声波。在另一示例中，可以使用加速度计或压力传感器来记录心音信号，所述加速度计或压力传感器捕获由心音引起的加速度或压力波。可以在心脏内部或外部来记录心音信号。这些只是示例。
图9是另一说明性可植入无引线心脏起搏器(LCP)900的截面。LCP 900在形式和功能上可以与上述的LCP 100、610类似。LCP 900可以包括以上关于LCP 100、610描述的模块和/或结构特征中的任一个。LCP 900可以包括具有近端端部904和远端端部906的外壳或壳体902。在所示的示例中，LCP 900不包括对接构件。然而，在一些情况下，可以提供对接构件，诸如从邻近壳体902的侧壁向近端延伸的笼。说明性LCP 900包括：相对于壳体902固定并且邻近壳体902的远端端部906定位的第一电极908、以及相对于壳体902固定并且邻近壳体902的近端端部904定位的第二电极(未明确示出)。在一些情况下，第一电极908可以被定位在面向远端的远端端部表面上。在一些情况下，壳体902可以包括导电材料，并且沿其长度的一部分可以是绝缘的。沿近端端部904的截面可以没有绝缘，以便限定第二电极。电极908可以是感测和/或起搏电极，以帮助提供电治疗和/或感测能力。第一电极908可以能够抵靠心脏的心脏组织定位或者可以以其他方式接触心脏的心脏组织，而第二电极可以与第一电极908间隔开。第一电极908和/或第二电极可以被暴露于壳体902外部的环境(例如，被暴露于血液和/或组织)。
在一些情况下，LCP 900在壳体902内可以包括脉冲发生器(例如，电路)910和电源(例如，电池)912，以经由第一电极和第二电极提供和/或接收电信号。虽然没有明确示出，但是LCP 900也可以包括：通信模块、电感测模块、机械感测模块和/或处理模块以及相关联的电路，其在形式和功能上类似于上述的模块102、106、108、110。各种模块和电路可以被布置在壳体902内。脉冲发生器和电极之间的电通信可以向心脏组织提供电刺激和/或感测生理状况。
在所示的示例中，LCP 900还包括靠近壳体902的远端端部906的固定机构914。固定机构914被配置为将LCP 900附接到心脏H的壁，或者以其他方式将LCP 900锚固到患者的解剖结构。如图9中所示，在一些情况下，固定机构914可以包括锚固到心脏H的心脏组织中的一个或多个、或多个钩或尖齿916，以将LCP 900附接到组织壁。在其他情况下，固定机构914可以包括被配置为与心脏H的腔室内的骨小梁缠绕的一个或多个、或多个被动尖齿和/或被配置为拧入到组织壁中以将LCP 900锚固到心脏H的螺旋固定锚固件。这些只是示例。
现在参考图10，其示出了LCP 900的近端端部904的放大截面图。壳体902可以包括面向近端的近端端部表面918(例如，在与远端端部表面大体相反的方向上)。在一些情况下，壳体902的近端端部表面918可以形成膜片920。在一些情况下，膜片920可以由壳体材料本身形成。当如此提供时，在膜片920的区域中的壳体的壁厚可以被减薄，以增加膜片920的柔性。在其他情况下，膜片920可以由另一种材料(诸如但不限于硅树脂、聚酰亚胺等)形成，以形成可变形或可移动的膜片920，膜片920响应于施加到膜片920的压力。在任何情况下，膜片920可以被制造成随着心脏(例如，左心室)中的压力(壳体902的外部)的变化而弯曲或变形，如将在本文中更详细描述的。虽然整个近端端部表面918可以形成膜片920，但设想的是仅端部表面918的一部分可以形成膜片920。在一些情况下，膜片920的直径可以是1毫米或更小。在其他情况下，膜片920的直径可以大于1毫米。在一些情况下，膜片920可以具有圆形形状。在其他情况下，膜片920可以具有正方形、矩形或任何其他合适的形状。在所示的示例中，膜片920可以被配置为将壳体902外部的心内膜压力传递到定位在壳体902内的压力传感器922。
如本文将更详细描述的，膜片920不需要被放置在壳体902的近端端部表面918上。设想的是，膜片920可以被形成在期望的壳体902(或对接构件，如果如此提供的话)的任何表面中。在一些情况下，将膜片920定位在壳体902的近端端部904上或附近可以使膜片朝向心脏瓣膜定向(当LCP 900被定位在心尖时)并且与最大压力变化一致，这可以实现较高的信号水平。也可以将膜片920定位成远离心脏组织，这可以降低膜片920将变成纤颤传递(fibrossed-over)的可能性。在一些情况下，膜片920可以涂覆有抗血栓形成涂层以帮助防止组织生长。
在图10中，压力传感器922被定位在邻近膜片920，但不一定与膜片920直接接触。当如此提供时，填充有流体928的流体填充腔926可以被定位在壳体的膜片920和压力传感器922之间。在一些情况下，压力传感器922可以包括膜片934，如图11中最佳所示，膜片934被暴露于流体填充腔926。流体填充腔926可以将与由环境施加的压力(例如心内膜压力)相关的测量值传送到壳体902的膜片920，以传送到压力传感器922的压力传感器膜片934。在一些情况下，流体填充腔926可以被限制在壳体的体积的一部分中，诸如在壳体的柔性膜片920和压力传感器922的膜片934之间。O形环923或其他密封件可以被用于限制流体928。在其他情况下，流体填充腔926可以包围壳体902的整个体积(例如，未被其他部件填充的体积)。
设想的是，流体填充腔926可以填充有不可压缩的流体928。在一些情况下，流体928也可以是介电的或不导电的。一些示例性流体928可以包括但不限于矿物油、氟碳全氟己烷、全氟(2-丁基-四氢呋喃)、全氟三戊胺和/或氟素化学品(FluorinertTM)(由3M公司、St.Paul、MN制造)。在一些情况下，在壳体的内部可能出现的气体可以高度可溶于流体928，特别是在体温下(例如，37℃)下。例如，在壳体的内部可能出现的氢气、氦气、氮气、氩气、水和/或其他气体或液体可以高度可溶于流体928，因此例如对LCP 900的内部部件进行除气。当压力或外力930被施加到膜片920的外表面时。作为响应，膜片920可以向内弯曲，并且流体928可以将力传递到压力传感器922，如箭头932所示。压力传感器922可以提供表示压力或外力930的压力传感器信号。
在一些情况下，可以选择流体928(和/或膜片920)以匹配血液的声阻抗。这可以便于将压力传感器922用作声压传感器。在一些情况下，压力传感器922可以被用于检测各种声音，诸如心音、瓣膜反流、呼吸、血流、血湍流和/或其他合适的声音。在一些情况下，可以检测到具有高达200Hz或更高的频率的声音。
在一些情况下，压力传感器922可以是微机电***(MEMS)压力传感器，诸如图11中所示。图11示出了所示MEMS压力传感器的截面图。MEMS压力传感器通常通过各向异性地蚀刻进入到硅基板的背面中的凹部、留下薄的柔性膜片934而形成。对于绝对压力传感器，在膜片934后面形成密封腔946。密封腔946可以被抽空到接近零的非常低的压力。在操作中，膜片934的前侧被暴露于输入压力(诸如来自流体928)，并且可以弯曲或变形了与输入压力和密封腔946中的真空压力之间的差相关的量。
压力传感器922的膜片934可以包括一个或多个感测元件936，其可以检测膜片934的弯曲。在一些情况下，传感器元件可以包括压电电阻器，其电阻随膜片934中增加的应力而变化。压电电阻器可以被连接到电路(诸如惠斯通(WHeatstone)电桥电路)，该电路输出与在膜片934中感测的应力的量(其最终与施加到壳体的膜片920的外表面的压力的量相关)相关的信号。应力可以是膜片920的压缩或拉伸中的一个或多个。在一些情况下，压力传感器922的膜片934和/或壳体的膜片920可以被制成更薄和/或可以包括一个或多个支撑凸台，以帮助增加膜片弯曲的灵敏度和/或线性度。
在一些情况下，电路938可以被制造在第一基板940中，并且可以被连接到传感器元件936。电路938可以被配置为在向压力传感器922的接合焊盘948提供输出信号之前提供某种程度的信号处理。信号处理电路可以对传感器元件(例如压电电阻器936)产生的原始传感器信号进行滤波、放大、线性化、校准和/或以其他方式处理。虽然感测元件936已经被描述为压电电阻器，但设想的是传感器元件936可以被配置为提供电容输出值。例如，膜片934的后侧可以支撑电容器传感器的第一板，并且第二基板的顶侧可以支撑第二板。当膜片934朝向第二基板弯曲时，第一板和第二板之间的距离改变。这改变了第一板和第二板之间的电容。电容的这种变化可以被电路938感测到。
接合焊盘948可以通过一个或多个导电体924电耦合到LCP 900的壳体902中的电路910，以将压力传感器922的一个或多个输出信号中继到电路910。电路910可以被配置为基于压力传感器922的一个或多个输出信号确定壳体902外部的压力。
虽然压力传感器922已经被描述为MEMS压力传感器，但是设想的是压力传感器922可以采用任何合适的形式。在一个替代示例中，压力传感器可以以这样的方式形成：在不将传感器元件并入设备中的情况下，无线电波可以被用于检测压力的变化。这种压力传感器可以包括：柔性基底基板、定位在基底基板上的底部感应线圈、定位在底部感应线圈上方的压敏橡胶棱锥层、定位在橡胶棱锥的顶部上的顶部感应线圈、以及定位在顶部感应线圈上方的顶部基板。当压力被施加在传感器上时，感应线圈移动到更靠近在一起。当线圈位于更靠近一起时，由感应线圈反射的无线电波(来自施加的源)具有更低的谐振频率。因此，无线电波的频率可以指示线圈之间的距离，然后可以使其与施加在设备上的压力相关。
如上所述，压力传感器922可以被配置为测量绝对压力而不是表压。通信链路可以被用于确定大气压力，使得提供给医师的压力读数是表压方面的。可以使用外部设备在患者身体外部测量大气压。外部设备可以通过本文描述的任何无线装置与LCP 900通信。绝对压力传感器922可以提供具有较低漂移的较高精度。在一些情况下，绝对压力读数可以被传送到外部设备并且在该外部设备处被转换成表压，在该外部设备处绝对压力读数可以被医师查看和/或被传送到可被医师查看的另一个外部设备。
在一些情况下，壳体902的膜片920可以具有第一表面区域，并且压力传感器膜片934可以具有第二表面区域。第一表面区域与第二表面区域的比率可以至少为5比1、大于10比1、大于20比1、或更大。在一些情况下，压力传感器922可以被配置为获得0至240mmHg(表压)范围内的具有1mmHg的精度和小于1mmHg的分辨率的压力测量结果。设想的是，在一些情况下，压力传感器922可以被配置为获得大于240mmHg的压力测量结果(例如，当患者在极度努力时)。压力传感器922可以被配置为以大于100赫兹(Hz)的采样率获得压力测量结果。这可以允许压力测量结果被用于确定心动周期的特性，包括但不限于dP/dT、重搏切迹等。
在一些实施例中，一个或多个传感器元件(例如压电电阻器)可以被直接放置在壳体902的膜片920的内表面上和/或壳体902本身上。然后，传感器元件可以检测壳体902的膜片920和/或壳体902中的应力。传感器元件可以通过一个或多个导电体924可操作地耦合到电路(例如控制电子器件910)。该实施例可以消除对流体填充腔926、流体928、压力传感器922的膜片934等的需求。
在图9的示例中，电池912被示出为邻近压力传感器922。然而，设想LCP900的内部部件的许多不同配置。在所示的示例中，处理模块(例如，电路或控制电子器件)910可以被定位在壳体902的远端部分906中，邻近远端电极908。一个或多个导电体924可以由具有在小于250微米范围内的截面尺寸的聚酰亚胺或类似的互连件形成。设想的是，壳体902的内表面可以是电绝缘的，并且导电体924(例如，迹线)可以根据需要被定位在壳体902的内表面上或沿着电池912的外表面。替代地，可以使用电线或带状电缆。这些只是示例。
在一些情况下，压力传感器922可以被配置为在一个或多个心动周期内以预定间隔获得压力测量结果。在其他情况下，压力传感器可以被配置为响应于特定心脏事件或在心动周期中的特定时间处获得压力测量结果。例如，电路910可以被配置为使用由第一电极908和/或第二电极感测到的一个或多个心脏信号来确定患者的心脏何时处于心动周期的第一阶段。电路910可以被配置为至少部分地基于在心动周期的第一阶段期间取得的来自压力传感器922的压力传感器输出信号来确定壳体902外部的压力。在一些情况下，第一阶段可以是收缩期，而在其他情况下，第一阶段可以是舒张期。电路910可以被配置为至少部分地基于在心动周期的第一阶段期间取得的来自压力传感器922的压力传感器输出信号来确定壳体902外部的压力。设想的是，电路910还可以被配置为至少部分地基于压力传感器输出信号来检测患者心脏的心音。例如，第一心音可以是用于压力突然增加的定时基准，而第二心音可以是用于压力突然减小的定时基准。
在一些情况下，LCP 900的电路910和/或压力传感器922可以被配置为在一个或多个心动周期内获得多个压力读数。可以绘制压力读数(通过电路910或外部设备)以形成类似于图8中所示曲线图的曲线图。可以从曲线图推断出与心脏功能相关的各种参数，包括但不限于峰到峰值测量结果、dP/dT、时间平均值、心室的肌力反应等。在一些情况下，可以将压力测量结果与校准值(例如，在植入LCP 900时取得的测量结果)相比较。
在一些情况下，可以不提供具有不同材料的膜片920。换句话说，膜片920可以由与壳体902的其余部分相同的材料和相同的厚度形成。例如，壳体902可以弯曲或变形以将壳体902外部的压力传递到位于壳体612内的压力传感器922。例如，壳体902可以具有顺应性(compliance)，使得壳体902响应于外部压力的相对移动可以被耦合到内部压力传感器922。在将LCP 902植入在患者中之前，可以将内部压力传感器922相对于外部压力校准。校准数据可以被存储在LCP 900的存储器和/或电路中。例如，一旦植入了LCP 900，就可以将与由壳体902外部的环境施加的压力(例如心内膜压力)相关的测量值传送到压力传感器922的压力感测膜片934。设想的是，在施加在壳体902上的压力与在压力传感器922处获得的压力读数之间可能存在一些压力损失(例如，在1-20％的范围内)。通过使用存储在LCP900中的校准数据调整来自压力传感器922的压力传感器信号，可以补偿(例如，抵消)该压力损失。设想的是，不可压缩的流体可以以类似于本文所述的方式的方式将壳体902和压力传感器922的压力感测膜片934耦合。例如，整个壳体902或壳体902的一部分可以通过不可压缩的流体而被耦合到压力传感器922。
图12示出了具有膜片960和压力传感器962的另一个说明性LCP 950的近端端部部分954。LCP 950在形式和功能上可以与上述的LCP 100、610、900类似。LCP 950可以包括以上关于LCP 100、610、900描述的模块和/或结构特征中的任一个。膜片960、压力传感器962和内部电路(未明确示出)可以以与上述膜片920、压力传感器922和电路910类似的方式相互作用。
LCP 950可以包括具有近端端部部分954和远端端部(未明确示出)的外壳或壳体952。壳体952可以包括面向近端的近端端部表面956(例如，在与远端端部表面大体相反的方向上)。在一些情况下，壳体952的近端端部表面956可以包括局部减薄区域958。例如，壳体952可以具有第一壁厚T1，并且局部减薄区域958可以具有第二壁厚T2。第二壁厚T2可以小于第一壁厚T1。在一些实施例中，局部减薄区域958可以具有30微米范围内的厚度T2。这只是示例。局部减薄区域958可以具有这样的厚度：使得区域958可以是可变形的或可移动的，以形成响应于施加到近端端部表面956的压力的膜片960。这可以允许膜片960在心脏(例如，左心室)中的压力(壳体952的外部)变化时弯曲或变形，如将在本文中更详细描述的。
在一些情况下，可以通过从壳体952的内部移除来自壳体952的材料来形成局部减薄区域958，这可以减少用于血栓形成的成核点。局部减薄区域958可以以锥形、倾斜或弯曲(例如，指数型)的方式从第一壁厚度T1过渡到第二壁厚度T2。换句话说，局部减薄区域158在其宽度上可以不具有均匀的厚度。第一壁厚T1和第二壁厚T2之间的倾斜过渡可以有助于减小近端端部表面956中的应力集中和/或非线性。然而，在一些情况下，局部减薄区域958可以以突变或阶梯式的方式从第一壁厚度T1过渡到第二壁厚度T2。换句话说，局部减薄区域158在其宽度上可以具有均匀的厚度(未明确示出)。局部减薄区域958可以用作由壳体952形成的膜片960。在一些情况下，膜片960的直径可以小至约1毫米。膜片960的直径和厚度可以被配置为使得膜片960能够适于将壳体952外部的压力(例如，心内膜压力)经由填充有流体970的腔968传递到定位在壳体952内的压力传感器962。O形环963或其他密封件可以被用于限制流体970。在其他情况下，流体填充腔970可以包围膜片960远端处的壳体952的整个体积(例如，未被其他部件填充的体积)。
图13示出了具有膜片1006和力传感器1010的另一说明性LCP 1000的近端端部部分1004的截面图。LCP 1000在形式和功能上可以与上述的LCP 100、610、900类似。LCP 1000可以包括以上关于LCP 100、610、900描述的模块和/或结构特征中的任一个。膜片1006、力传感器1010和内部电路(未明确示出)可以以与上述膜片920、压力传感器922和电路910类似的方式相互作用。
LCP 1000可以包括具有近端端部部分1004和远端端部(未明确示出)的外壳或壳体1002。壳体1002可以包括面向近端的近端端部表面1006(例如，在与远端端部表面大体相反的方向上)。近端端部表面1006可以包括从其向远端延伸的一对大致相对的侧壁1014a、1014b(统称为1014)。在该示例中，侧壁1014可以包括形成在其中的皱折区1008a、1008b(统称为1008)。皱折区1008可以具有手风琴或波纹管状结构，其包括多个峰1022a、1022b(统称为1022)和谷1024a、1024b(统称为1024)，这允许皱折区1008在远端方向上压缩1016或在近端方向1018上伸长。这可以允许壳体1002的内部体积随着从外部施加的压力1020被施加到壳体1002而改变。虽然峰1022和谷1024被示出为具有尖锐或陡峭的边缘，但是峰1022和谷1024可以根据需要具有平缓的斜率或曲线。
支柱1021可以从近端端部表面1006延伸到力传感器1010。力传感器1010可以感测由支柱1021施加的力。支柱1021可以传递由外部压力(例如心内膜压力)施加到壳体的近端端部表面1006的力。由外部压力(例如心内膜压力)施加到壳体的近端端部表面1006的力被放大了近端端部表面1006的表面面积与抵接力传感器1010的支柱的表面面积的比率。
力传感器1010可以通过一个或多个电连接1026可操作地耦合到LCP 1000的电路或控制电子器件(未明确示出)。图13示出了邻近力传感器1010的电池1028。然而，设想内部部件的许多不同配置。一个或多个电连接1026可以由横截面尺寸在小于250微米范围内的聚酰亚胺或类似的互连件形成。设想的是，壳体1002的内表面可以是电绝缘的，并且导电体1026(例如，迹线)根据需要被定位在壳体1002的内表面上或沿着电池1028的外表面被定位。替代地，可以使用电线或带状电缆。这些只是示例。
图14示出了具有膜片1058和压力传感器1060的另一说明性LCP 1050的近端端部部分1054的截面图。LCP 1050在形式和功能上可以与上述的LCP 100、610、900类似。LCP1050可以包括以上关于LCP 100、610、900描述的模块和/或结构特征中的任一个。膜片1058、压力传感器1060和内部电路(未明确示出)可以以与上述膜片920、压力传感器922和电路910类似的方式相互作用。
LCP 1050可以包括具有近端端部部分1054和远端端部(未明确示出)的外壳或壳体1052。壳体1052可以包括从近端端部部分1054向近端延伸的对接构件1056。对接构件1056可以被配置为便于LCP 1050的递送和/或取回。例如，对接构件1056可以沿着壳体1052的纵轴从壳体1052的近端端部部分1054延伸。对接构件1056可以包括头部1062和在壳体1052与头部1062之间延伸的颈部1064。头部1062可以是相对于颈部1064的扩大部分。进入端口1068可以延伸穿过头部1062和颈部1064，以使膜片1058与心脏中的血液流体耦合。膜片1058可以使用本文所述的任何材料和/或配置来构造。替代地，膜片1058可以被定位在进入端口1068的近端开口1070处。
压力传感器1060可以邻近膜片1058被定位，但不一定与膜片1058直接接触。压力传感器1060可以通过一个或多个电连接1072可操作地耦合到LCP 1050的电路或控制电子器件(未明确示出)。图14示出了邻近压力传感器1060的电池1078。然而，设想LCP 1050的内部部件的许多不同配置。一个或多个电连接1072可以由横截面尺寸在小于250微米范围内的聚酰亚胺或类似的互连件形成。设想的是，壳体1052的内表面可以是电绝缘的，并且电连接1072(例如，迹线)根据需要被定位在壳体1052的内表面上或沿着电池1078的外表面被定位。替代地，可以使用电线或带状电缆。这些只是示例。
压力传感器1060可以被定位在填充有流体1076的腔1074中或邻近其被定位。流体填充腔1074与膜片1058和压力传感器1060流体连通，使得流体填充腔1074可以将与由环境施加到膜片1058的压力相关的测量值传送到压力传感器1060的压力传感器膜片。在一些情况下，流体填充腔1074可以被限制在壳体1052的体积的一部分中，诸如在柔性膜片1058和压力传感器1060的传感器膜片(未示出)之间。O形环1073或其他密封件可以被用于限制流体1076。在其他情况下，流体填充腔1074可以包围膜片1058远端处的壳体1052的整个体积(例如，未被其他部件填充的体积)。在图14所示的示例中，膜片1058位于对接构件1056的远端。通过对接构件1056提供进入端口1068，从而允许心内膜压力1080接合膜片1058。
在一些情况下，可以将多个进入端口1108a-1108d可以被提供给膜片1058，诸如图15中所示。图15示出了具有膜片和内部定位的压力传感器(未明确示出)的另一说明性LCP1100的近端端部视图。LCP 1100在形式和功能上可以与上述的LCP 1050类似。LCP 1100可以包括以上关于LCP 100、610、900、1050描述的模块和/或结构特征中的任一个。膜片、压力传感器和内部电路(在图11中未明确示出)可以以与图14的膜片1058、压力传感器1060和电路的类似的方式相互作用。
LCP 1100可以包括具有近端端部区域1104和远端端部(未明确示出)的外壳或壳体。壳体1102可以包括从近端端部区域1104向近端延伸的对接构件1106。对接构件1106可以被配置为便于LCP 1100的递送和/或取回。例如，对接构件1106可以沿着壳体1102的纵轴从壳体1102的近端端部区域1104延伸。一个或多个进入端口1108a、1108b、1108c、1108d(统称为1108)可以通过对接构件1106和/或通过壳体1102的近端端部区域1104而形成。设想的是，进入端口1108可以允许心内膜压力1080接合壳体内部的膜片，类似于关于图14所示和所描述的。
图16是另一说明性可植入无引线心脏起搏器(LCP)1150的侧视图。LCP 1150在形式和功能上可以与上述的LCP 100、610、900类似。LCP 1150可以包括以上关于LCP 100、610、900描述的模块和/或结构特征中的任一个。LCP 1150可以包括具有近端端部1154和远端端部1156的外壳或壳体1152。在所示的示例中，LCP 1150不包括对接构件。然而，在一些情况下，可以在LCP 1150的近端端部1154处提供对接构件。说明性LCP 1150包括：相对于壳体1152固定并且邻近壳体1152的远端端部1156定位的第一电极1158，以及相对于壳体1152固定并且邻近壳体1152的近端端部1154定位的第二电极1160。在一些情况下，第一电极1158可以被定位在面向远端的远端端部表面上。在一些情况下，壳体1152可以包括导电材料，并且沿其长度的一部分可以是绝缘的。沿近端端部1154的截面可以没有绝缘，以便限定第二电极。电极1158、1160可以是感测电极和/或起搏电极，以提供电治疗和/或感测能力。第一电极1158可以能够抵靠心脏的心脏组织定位或者可以以其他方式接触心脏的心脏组织，而第二电极可以与第一电极1158间隔开。第一电极1158和/或第二电极1160可以被暴露于壳体1152外部的环境(例如，被暴露于血液和/或组织)。
在一些情况下，LCP 1150在壳体1152内可以包括脉冲发生器(例如，电路)和电源(例如，电池)以向电极1158、1160提供电信号，从而控制起搏电极/感测电极1158、1160。虽然没有明确示出，但是LCP 1150也可以包括：通信模块、电感测模块、机械感测模块和/或处理模块以及相关联的电路，其在形式和功能上类似于上述的模块102、106、108、110。各种模块和电路可以被布置在壳体1152内。
在所示的示例中，LCP 1150包括邻近壳体1152的远端端部1156的固定机构1162。固定机构1162被配置为将LCP 1150附接到心脏的壁，或者以其他方式将LCP 1150锚固到患者的解剖结构。如图16中所示，在一些情况下，固定机构1162可以包括锚固到心脏的心脏组织中的一个或多个、或多个钩或尖齿1164，以将LCP 1150附接到组织壁。在其他情况下，固定机构1162可以包括被配置为与心脏的腔室内的骨小梁缠绕的一个或多个、或多个被动尖齿和/或被配置为拧入到组织壁中以将LCP 1150锚固到心脏的螺旋固定锚固件。这些只是示例。
壳体1152可以包括多个压敏区域或膜片1166a、1166b(统称为1166)。尽管图16中所示的示例示出了两个膜片1166，但是LCP 1150可以包括所期望的任何数量的(诸如但不限于一、二、三、四或更多个)膜片1166。还设想的是，膜片1166可以围绕壳体1152的圆周均匀地或偏心地定位。在一些情况下，膜片1166可以围绕壳体1152的整个圆周等距地间隔开，而在其他情况下，膜片1166可以围绕壳体1152的圆周的一部分定位。在一些实施例中，膜片1166可由柔性或柔顺材料(诸如但不限于硅树脂、聚酰亚胺等)形成，以形成可变形或可移动的膜片1166，膜片1166响应于施加到膜片1166的压力。在其他情况下，膜片1166可以由壳体本身的减薄的壁形成。在任一情况下，这可以允许膜片1166在心脏(例如，左心室)中的压力(壳体1152的外部)变化时弯曲或变形，如将在本文中更详细描述的。替代地，膜片1166可以是柔性材料和/或局部减薄区域的组合，和/或任何其他合适配置。尽管膜片1166被示出为邻近近端端部1154定位，但是设想的是膜片1166可以根据需要被定位在沿着LCP 1150的长度的任一位置处。
在一些情况下，膜片1166位于在壳体1152的近端端部1154上或邻近壳体1152的近端端部1154可以使膜片朝向心脏瓣膜定向(当LCP 1150定位在心尖时)，这可以实现较高水平的灵敏度。膜片1166位于进一步远离心脏组织还可以降低膜片变成纤维传递的可能性。然而，膜片1166可以涂覆有抗血栓形成涂层以帮助减少此类组织生长。
一个或多个压力传感器可以邻近膜片1166被定位，但不一定与膜片1166直接接触。在一些实施例中，压电电阻器可以被直接放置在膜片1166的内表面上。压力传感器可以通过一个或多个电连接可操作地耦合到LCP 1050的电路或控制电子器件。一个或多个电连接可以由横截面尺寸在小于250微米范围内的聚酰亚胺或类似的互连件形成。设想的是，壳体1152的内表面可以是电绝缘的，并且电连接(例如，迹线)根据需要可以是被定位在壳体1152的内表面上或沿着电池的外表面。替代地，可以使用电线或带状电缆。这些只是示例。
一个或多个压力传感器可以被定位在填充有流体的一个或多个腔中或邻近其被定位。一个或多个流体填充腔可以与膜片1166和一个或多个压力传感器流体连通，使得一个或多个流体填充腔可以将与由环境施加到壳体1152的膜片1166的压力相关的测量值传送到对应的压力传感器的压力传感器膜片。在一些情况下，流体填充腔可以包围壳体1152的整个体积(例如，未被其他部件填充的体积)。在其他实施例中，一个或多个流体填充腔可以是柔性膜片1166和压力传感器之间的壳体体积的一部分。在一些情况下，膜片1166中的每个具有对应的压力传感器，使得可以针对膜片1166中的每个导出单独的压力信号。当如此提供时，可以检测壳体的不同位置处的压力。在一些情况下，这些不同的压力可以被用于检测各种不同的状况，包括例如壳体周围的血流、当它们经过壳体时的压力波、使用膜片1166的相对位置检测到的心音的相对方向以及检测时间之间的延迟。这些只是示例。
图17A是另一说明性可植入无引线心脏起搏器(LCP)1200的局部截面图。LCP 1200在形式和功能上可以与上述的LCP 100、610、900类似。LCP 1200可以包括以上关于LCP100、610、900描述的模块和/或结构特征中的任一个。LCP 1200可以包括具有近端端部区域1204和远端端部1206的外壳或壳体1202。壳体1202可以包括从近端端部区域1204向近端延伸的对接构件1210。对接构件1210可以被配置为便于LCP 1200的递送和/或取回。例如，对接构件1210可以沿着壳体1202的纵轴从壳体1202的近端端部区域1204延伸。
说明性LCP 1200包括：相对于壳体1202固定并且邻近壳体1202的远端端部1206定位的第一电极1208、以及相对于壳体1202固定并且邻近壳体1202的近端端部区域1204定位的第二电极(未明确示出)。在一些情况下，第一电极1208可以被定位在面向远端的远端端部表面上。在一些情况下，壳体1202可以包括导电材料，并且沿其长度的一部分可以是绝缘的。沿近端端部区域1204的截面可以没有绝缘，以便限定第二电极。电极1208可以是感测和/或起搏电极，以提供电治疗和/或感测能力。第一电极1208可以能够抵靠心脏的心脏组织定位或者可以以其他方式接触心脏的心脏组织，而第二电极可以与第一电极1208间隔开。第一电极1208和/或第二电极可以被暴露于壳体1202外部的环境(例如，被暴露于血液和/或组织)。
在一些情况下，LCP 1200在壳体1202内可以包括脉冲发生器1218(例如，电路)和电源1220(例如，电池)，以向电极1208提供电信号，从而控制起搏/感测电极1208。LCP 1200也可以包括：通信模块1222、电感测模块1224、机械感测模块1226和/或处理模块1228以及相关联的电路，其在形式和功能上类似于上述的模块102、106、108、110。各种模块和电路可以被布置在壳体1202内。模块1218、1222、1224、1226、1228可以被定位在柔性板(例如，柔性聚酰亚胺)1232上，其允许各种模块之间的电通信。在一些情况下，柔性板1232可以被折叠以允许存在不同大小的部件和/或更多的部件。为了适配柔性板1232，电池1220可以具有大体上“D”形的截面。这在图17B中更好地示出，图17B示出了在图17A的线B-B处得到的LCP1200的截面。
在所示的示例中，LCP 1200包括邻近壳体1202的远端端部1206的固定机构1212。固定机构1212被配置为将LCP 1200附接到心脏H的壁，或者以其他方式将LCP 1200锚固到患者的解剖结构。如图16中所示，在一些情况下，固定机构1212可以包括锚固到心脏的心脏组织中的一个或多个、或多个钩或尖齿1214，以将LCP 1200附接到组织壁。在其他情况下，固定机构1212可以包括被配置为与心脏的腔室内的骨小梁缠绕的一个或多个、或多个被动尖齿和/或被配置为拧入到组织壁中以将LCP 1200锚固到心脏的螺旋固定锚固件。这些只是示例。
壳体1202可以包括一个或多个压敏区域或膜片(未明确示出)。膜片可以根据需要被定位在壳体1202的近端端部表面1234中、对接构件1210中和/或壳体1202的侧壁中。在一些情况下，壳体的全部或大部分可以用作膜片。当如此提供时，壳体可以具有在心内膜压力下将弯曲的壁厚度。在一些情况下，整个壳体可以填充有不可压缩的且不导电的流体。
压力传感器1230可以邻近一个或多个膜片被定位，但不一定与一个或多个膜片直接接触。在一些实施例中，压电电阻器可以被直接放置在一个或多个膜片的内表面上。压力传感器1230可以通过一个或多个电连接(例如，柔性板1232)可操作地耦合到电路或控制电子器件。压力传感器1230可以被定位在填充有流体1238的腔1236中或邻近其被定位。流体填充腔1236与一个或多个膜片和压力传感器1230流体连通，使得流体填充腔1236可以将与由环境施加到壳体1202的一个或多个膜片的压力相关的测量值传送到压力传感器1230的压力传感器膜片。如以上指出的，并且在一些情况下，流体填充腔1236可以包围壳体1202的整个体积(例如，未被其他部件填充的体积)。在其他实施例中，流体填充腔1236可以是壳体的体积的一部分，并且可以在柔性膜片和压力传感器1230之间延伸。流体填充腔1236可以填充有不可压缩的流体1238。在一些情况下，流体填充腔1236可以填充有非导电的流体1238。在一些情况下，在壳体的内部可能出现的气体可以高度可溶于流体1238，特别是在体温下(例如，37℃)下。例如，在壳体的内部可能出现的氢气、氦气、氮气、氩气、水和/或其他气体或液体可以高度可溶于流体1238，因此例如对LCP 1200的内部部件进行除气。
在一些情况下，可以选择流体1238(和/或膜片材料)以匹配血液的声阻抗。这可以便于将压力传感器1230用作声压传感器。在一些情况下，压力传感器1230可以被用于检测各种声音，诸如心音、瓣膜反流、呼吸、血流、血湍流和/或其他合适的声音。在一些情况下，可以检测到具有高达200Hz或更高的频率的声音。
壳体1202外部的压力可以通过流体1238传送到压力传感器1230的压力传感器膜片。例如，当壳体1202的膜片向内偏转时，不可压缩的流体1238可以将壳体1202外部的压力传递或传送到压力传感器1230的压力传感器膜片。压力传感器1230可以使用压力传感器膜片的偏转来确定与壳体1202外部的压力相关的输出信号。压力传感器输出信号可以通过一个或多个电连接而被传送到壳体1202中的电路1218、1222、1224、1226和/或1228。该电路被配置为基于压力传感器输出信号来确定壳体1202外部的压力。
图18是另一说明性可植入无引线心脏起搏器(LCP)1250的局部截面侧视图。LCP1250在形式和功能上可以与上述的LCP 100、610、900类似。LCP 1250可以包括以上关于LCP100、610、900描述的模块和/或结构特征中的任一个。LCP 1250可以包括具有近端端部区域1254和远端端部1256的外壳或壳体1252。壳体1252可以包括从近端端部区域1254向近端延伸的对接构件1260。对接构件1260可以被配置为便于LCP 1250的递送和/或取回。例如，对接构件1260可以沿着壳体1252的纵轴从壳体1252的近端端部区域1254延伸。
说明性LCP 1250包括：相对于壳体1252固定并且邻近壳体1252的远端端部1256定位的第一电极1258、以及相对于壳体1252固定并且邻近壳体1252的近端端部区域1254定位的第二电极(未明确示出)。在一些情况下，第一电极1258可以被定位在面向远端的远端端部表面上。在一些情况下，壳体1252可以包括导电材料，并且沿其长度的一部分可以是绝缘的。沿近端端部区域1254的截面可以没有绝缘，以便限定第二电极。电极1258可以是感测和/或起搏电极，以提供电治疗和/或感测能力。第一电极1258可以能够抵靠心脏的心脏组织定位或者可以以其他方式接触心脏的心脏组织，而第二电极可以与第一电极1258间隔开。第一电极1258和/或第二电极可以被暴露于壳体1252外部的环境(例如，被暴露于血液和/或组织)。
在所示的示例中，LCP 1250包括靠近壳体1252的远端端部1256的固定机构1262。固定机构1262被配置为将LCP 1250附接到心脏H的壁，或者以其他方式将LCP 1250锚固到患者的解剖结构。如图18中所示，在一些情况下，固定机构1262可以包括锚固到心脏的心脏组织中的一个或多个、或多个钩或尖齿1264，以将LCP 1250附接到组织壁。在其他情况下，固定机构1262可以包括被配置为与心脏的腔室内的骨小梁缠绕的一个或多个、或多个被动尖齿和/或被配置为拧入到组织壁中以将LCP 1250锚固到心脏的螺旋固定锚固件。这些只是示例。
在一些情况下，LCP 1250在壳体1252内可以包括脉冲发生器1268(例如，电路)和电源1270(例如，电池)，以向电极1258提供电信号，从而控制起搏/感测电极1258。LCP 1250也可以包括其他模块1272，其包括但不限于：通信模块、电感测模块、机械感测模块和/或处理模块以及相关联的电路，其在形式和功能上类似于上述的模块102、106、108、110。各种模块和电路可以被布置在壳体1252内。模块1268、1272可以被定位在柔性板(例如，柔性聚酰亚胺)1274上，其允许各种模块之间的电通信。在一些情况下，柔性板1274可以被折叠以允许存在不同大小的部件和/或更多的部件。为了最小化馈通和布线要求，模块1268、1272可以邻近LCP 1250的远端端部1256被定位。
壳体1252可以包括一个或多个压敏区域或膜片(未明确示出)。膜片可以根据需要被定位在壳体1252的近端端部表面中、对接构件1260中和/或壳体1252的侧壁中。膜片可以由本文描述的各种材料和/或配置中任一种形成。
压力传感器1276可以邻近膜片被定位，但不一定与膜片直接接触。压力传感器1276可以通过一个或多个电连接(例如，柔性板1274)可操作地耦合到电路或控制电子器件。在一些情况下，压力传感器1276可以被定位在LCP 1250的远端端部1256中、在填充有流体1280的腔1278中或邻近填充有流体1280的腔1278。流体填充腔1278与膜片和压力传感器1276流体连通，使得流体填充腔1278可以将与由环境施加到壳体1252的膜片的压力相关的测量值传送到压力传感器1276的压力传感器膜片。在一些实施例中，电池1270可以包括延伸穿过电池1270的端口或内腔1282。这可以允许压力传感器1276定位在LCP1250的远端端部1256中，同时允许一个或多个膜片邻近近端端部区域1254定位。流体通道1282提供允许壳体1252的膜片与压力传感器膜片流体连通的流体路径。如所示，端口1282可以延伸穿过电池1270的中心。除了提供端口1282，设想的是流体填充腔1278可以包围壳体1252的整个体积(例如，未填充有其他部件的体积)。
壳体1252外部的压力可以通过流体1280而被传送到压力传感器膜片。例如，当壳体1252的膜片向内偏转时，不可压缩的流体1280可以将壳体1252外部的压力有时经由端口1282中的流体传递或传送到压力传感器膜片。压力传感器1276可以使用压力传感器膜片的偏转来确定与壳体1252外部的压力相关的输出信号。压力传感器输出信号可以通过一个或多个电连接而被传送到壳体1252中的电路1268、1272。该电路被配置为基于压力传感器输出信号来确定壳体1252外部的压力。
本领域技术人员将认识到，可以以除本文所描述和设想的特定示例之外的各种形式来表现本公开。例如，如本文描述的，各种示例包括被描述为执行各种功能的一个或多个模块。然而，其他示例可以包括将所描述的功能拆分在比本文描述的更多模块上的附加模块。另外，其他示例可以将所描述的功能合并为更少的模块。因此，在不脱离如在所附权利要求中描述的本公开的范围和精神的情况下，可以做出形式和细节上的偏离。

Claims (14)

1.一种被配置为感测心脏活动并且使患者的心脏起搏的无引线心脏起搏器(LCP)，所述LCP包括：
壳体，其具有近端端部和远端端部；
第一电极，其相对于所述壳体固定并且被暴露于所述壳体外部的环境；
第二电极，其相对于所述壳体固定并且被暴露于所述壳体外部的环境；
所述壳体具有被暴露于所述壳体外部的环境的膜片，所述膜片对由所述壳体外部的环境施加到所述膜片的压力进行响应；
在所述壳体内的压力传感器，所述压力传感器具有压力传感器膜片，所述压力传感器膜片对施加到所述压力传感器膜片的压力进行响应并且提供表示施加到所述压力传感器膜片的压力的压力传感器输出信号；
流体填充腔，其与所述壳体的膜片和所述压力传感器的压力传感器膜片两者都流体连通，所述流体填充腔被配置为将与由环境施加到所述壳体的膜片的压力相关的测量值传送到所述压力传感器的压力传感器膜片；
在所述壳体中的与所处压力传感器可操作通信的电路，所述电路被配置为基于所述压力传感器输出信号来确定所述壳体外部的压力；
其中所述电路还可操作地耦合到所述第一电极和所述第二电极，并且还被配置为基于所述压力传感器输出信号经由所述第一电极和所述第二电极提供起搏脉冲；以及
在所述壳体的远端端部处的固定构件，以用于将所述壳体的远端端部固定到患者的心脏，并且其中所述壳体的膜片邻近所述壳体的近端端部。
2.根据权利要求1所述的LCP，其中，所述电路被配置为：
使用由所述第一电极和所述第二电极感测到的一个或多个心脏信号来确定患者的心脏何时处于心动周期的第一阶段；以及
至少部分地基于在心动周期的所述第一阶段期间得到的压力传感器输出信号来确定所述壳体外部的压力。
3.根据权利要求2所述的LCP，其中，心动周期的所述第一阶段是收缩期。
4.根据权利要求2所述的LCP，其中，心动周期的所述第一阶段是舒张期。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述电路被配置为至少部分地基于所述压力传感器输出信号来检测患者的心脏的心音。
6.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述壳体的膜片包括所述壳体的局部减薄的壳体壁。
7.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述壳体的膜片包括包含柔顺材料的区域。
8.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述壳体的膜片包括一个或多个波纹管。
9.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述壳体包括细长主体，其具有面向远端的远端端部表面和面向近端的近端端部表面，其中所述壳体的膜片位于所述壳体的近端端部表面上。
10.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述壳体具有被暴露于所述壳体外部的环境的多个膜片，所述多个膜片中的每个膜片响应于由所述壳体外部的环境施加到对应膜片的压力。
11.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述流体填充腔填充有不可压缩的流体。
12.根据权利要求11所述的LCP，其中，所述不可压缩的流体是介电流体。
13.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，还包括被布置在所述壳体的膜片上方的抗血栓形成涂层。
14.根据权利要求1-4中任一项所述的LCP，其中，所述壳体的膜片具有第一表面区域，并且所述压力传感器的压力传感器膜片具有第二表面区域，其中所述第一表面区域与所述第二表面区域的比率至少为5比1。
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