用于接收传导通信信号的全差分接收器

相关申请

本申请要求2021年11月30日提交的题为“FULLY-DIFFERENTIAL PREAMPLIFIER”的美国专利申请第17/538827号和2021年11月30日提交的题为“FULLY-DIFFERENTIALPREAMPLIFIER”的美国专利申请第17/538837号的优先权。

技术领域

本技术的实施例涉及用在可植入医疗设备(implantable medical device，IMD)中的全差分接收器，以及包括全差分接收器的IMD。本技术的其他实施例涉及可以被包括在全差分接收器中的全差分前置放大器。这些实施例可以用于接收和/或放大传导通信信号。

背景技术

在患者具有多个(即，两个或更多个)可植入医疗设备(IMD)的情况下，对于IMD来说，能够彼此通信通常是有益的。例如，在患者将无引线起搏器植入心房心腔中或上，而将另一无引线起搏器植入心室心腔中或上的情况下，对于无引线起搏器来说，彼此通信以提供双腔同步起搏是有益的。

为实现心房无引线起搏器与心室无引线起搏器之间的双腔同步，可以使用“植入到植入(implant to implant)”或“i2i”通信方案。对于i2i通信方案，低压脉冲由第一IMD(例如，作为发送设备工作的第一无引线起搏器)通过其电极发送并且由第二IMD(例如，作为接收设备工作的第二无引线起搏器)通过其电极接收。作为发送信号的衰减版本的接收信号被接收，以作为第二IMD的耦合到其接收器的两个电极上的电压脉冲。

上述“i2i”通信方案也可以称为传导通信方案(或等同为传导性通信方案)，并且从第一IMD发送到第二IMD的上述信号也可以称为传导通信信号(或等同为传导性通信信号)。

发明内容

本技术的某些实施例针对具有差分输入对和差分输出对的全差分接收器，其中全差分接收器用在可植入医疗设备(IMD)中，并且被配置为接收由另一IMD或外部设备发送的传导通信信号。

根据某些实施例，全差分接收器包括全差分前置放大器、全差分缓冲器、第一比较器、第二比较器和AC耦合网络。全差分前置放大器包括差分输入对和差分输出对。全差分缓冲器包括差分输入对和差分输出对，其中全差分缓冲器的差分输入对耦合到前置放大器的差分输出对。第一比较器包括差分输入对和第一输出。第二比较器包括差分输入对和第二输出，其中第二比较器的差分输入对耦合到第一比较器的差分输入对，使得第一比较器和第二比较器的差分输入对彼此耦合。AC耦合网络耦合在全差分缓冲器的差分输出与第一比较器和第二比较器的耦合在一起的差分输入对之间。全差分接收器的差分输入对包括全差分前置放大器的差分输入对。全差分接收器的差分输出对包括第一比较器的第一输出和第二比较器的第二输出。

根据某些实施例，全差分接收器被配置为在第一模式和第二模式下工作。当在第一模式下工作时，全差分接收器汲取第一电流量，并且在第一频率范围内监视唤醒信号。当在第二模式下工作时，全差分接收器汲取高于第一电流量的第二电流量，并且被配置为接收高于第一频率范围的第二频率范围内的一个或多个消息内容脉冲。

根据某些实施例，全差分接收器被配置为当全差分前置放大器、全差分缓冲器、第一比较器和第二比较器被提供有相应的第一偏置电流时，在第一模式下工作。全差分接收器被配置为当全差分前置放大器、全差分缓冲器、第一比较器和第二比较器被提供有大于相应的第一偏置电流的相应的第二偏置电流时，在第二模式下工作。

根据某些实施例，第一比较器和第二比较器中的每一个的差分输入对包括相应的非反相(+)输入和相应的反相(-)输入。第一比较器被配置为当第一比较器的非反相(+)输入与反相(-)输入之间的电压电势差超过第一偏移并且相对于全差分接收器的共模电压为正时，在第一输出处产生输出脉冲。第二比较器被配置为当第二比较器的非反相(+)输入与反相(-)输入之间的电压电势差超过第二偏移并且相对于全差分接收器的共模电压为负时，在第二输出处产生输出脉冲。

根据某些实施例，全差分接收器的输入对耦合到IMD的电极对，其中电极对用于感测由另一IMD或外部设备发送的传导通信信号。

根据某些实施例，全差分缓冲器的差分输出对包括非反相(+)输出和反相(-)输出，并且第一比较器和第二比较器中的每一个的差分输入对包括相应的非反相(+)输入和相应的反相(-)输入。第一比较器的非反相(+)输入耦合到第二比较器的反相(-)输入。第一比较器的反相(-)输入耦合到第二比较器的非反相(+)输入。

根据某些实施例，AC耦合网络被配置为去除可能由全差分前置放大器和全差分缓冲器引起的任何DC偏移。AC耦合网络的输出DC偏置点是全差分接收器的vcm节点处的共模电压(common mode voltage，VCM)。根据某些实施例，AC耦合网络包括第一电容器和第二电容器以及第一电阻器和第二电阻器。第一电容器耦合在全差分缓冲器的非反相(+)输出与第一比较器的非反相(+)输入之间，以及耦合在全差分缓冲器的非反相(+)输出与第二比较器的反相(-)输入之间。第二电容器耦合在全差分缓冲器的反相(-)输出与第一比较器的反相(-)输入之间，以及耦合在全差分缓冲器的反相(-)输出与第二比较器的非反相(+)输入之间。第一电阻器耦合在共模电压(vcm)节点与第一比较器的非反相(+)输入之间，以及耦合在共模电压(vcm)节点与第二比较器的反相(-)输入之间。第二电阻器耦合在共模电压(vcm)节点与第一比较器的反相(-)输入之间，以及耦合在共模电压(vcm)节点与第二比较器的非反相(+)输入之间。

根据某些实施例，全差分前置放大器的差分输入对包括非反相(+)输入和反相(-)输入。第一高通滤波器耦合到全差分前置放大器的非反相(+)输入。第二高通滤波器耦合到全差分前置放大器的反相(-)输入。第一高通滤波器和第二高通滤波器被配置为滤除指示心电活动的一个或多个信号。

根据某些实施例，全差分前置放大器的差分输入对包括非反相(+)输入和反相(-)输入。全差分前置放大器包括开关对，当开关对选择性地闭合时，使得在全差分前置放大器的非反相(+)输入与反相(-)输入之间存在零电压电势差，从而使得在全差分接收器的输入对之间存在零电压电势差。

根据某些实施例，如上所述，全差分接收器被配置为在第一模式和第二模式下工作。全差分前置放大器包括开关，每当存在从第一模式到第二模式的改变时，以及每当存在从第二模式到第一模式的改变时，开关选择性地闭合一段时间以重置全差分接收器。

本技术的某些实施例针对一种可植入医疗设备(IMD)，其被配置为使用传导通信信号与另一IMD或外部设备中的至少一个进行通信，其中IMD包括至少两个电极、全差分接收器、逻辑检测器、控制器和电池。全差分接收器具有输入对和输出对。全差分接收器的输入对耦合到至少两个电极的电极对。逻辑检测器具有输入对和一个输出。逻辑检测器的输入对耦合到全差分接收器的输出对。包括耦合到逻辑检测器的输出的输入的控制器被配置为对从逻辑检测器接收的脉冲进行解码。电池被配置为对IMD的组件供电，IMD的组件包括全差分接收器、逻辑检测器和控制器。

根据某些实施例，IMD的全差分接收器被配置为在第一模式和第二模式下工作。当在第一模式下工作时，全差分接收器从电池汲取第一电流量，并且在第一频率范围内监视唤醒信号。当在第二模式下工作时，全差分接收器从电池汲取高于第一电流量的第二电流量，并且被配置为在高于第一频率范围的第二频率范围内接收一个或多个消息内容脉冲。

根据某些实施例，IMD的全差分接收器包括全差分前置放大器、全差分缓冲器、第一比较器和第二比较器、以及AC耦合网络。全差分前置放大器包括差分输入对和差分输出对。全差分缓冲器包括差分输入对和差分输出对，其中全差分缓冲器的差分输入对耦合到前置放大器的差分输出对。第一比较器包括差分输入对和第一输出。第二比较器包括差分输入对和第二输出，其中第二比较器的差分输入对耦合到第一比较器的差分输入对，使得第一比较器和第二比较器的差分输入对彼此耦合。AC耦合网络耦合在全差分缓冲器的差分输出与第一比较器和第二比较器的耦合在一起的差分输入对之间。全差分接收器的差分输入对包括全差分前置放大器的差分输入对。全差分接收器的差分输出对包括第一比较器的第一输出和第二比较器的第二输出。

根据某些实施例，IMD的全差分接收器被配置为当全差分前置放大器、全差分缓冲器、第一比较器和第二比较器被提供有相应的第一偏置电流时，在第一模式下工作。IMD的全差分接收器被配置为当全差分前置放大器、全差分缓冲器、第一比较器和第二比较器被提供有大于相应的第一偏置电流的相应的第二偏置电流时，在第二模式下工作。

本技术的某些实施例针对用于IMD的全差分接收器的方法，其中全差分接收器由IMD的电池供电。这种方法可以包括根据第一模式操作全差分接收器，在此期间，在第一频率范围内监视唤醒信号。该方法还包括，响应于在全差分接收器在第一模式下工作时检测到唤醒信号，从根据第一模式操作全差分接收器改变为根据第二模式操作全差分接收器，在此期间，在第二频率范围内接收一个或多个消息内容脉冲。该方法还包括，从根据第二模式操作全差分接收器改变回根据第一模式操作全差分接收器。根据某些实施例，第二频率范围高于第一频率范围，并且与第一模式相比，第二模式从电池吸取更多的电流，从而吸取更多的电力。根据某些实施例，从根据第二模式操作全差分接收器改变回根据第一模式操作全差分接收器发生在消息内容窗口的结束处。

根据本技术的实施例，全差分前置放大器具有包括正输入(INP)和负输入(INM)的差分输入对，以及包括正输出(OUTP)和负输出(OUTM)的差分输出对。根据某些实施例，全差分前置放大器包括第一N沟道金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)和第二N沟道MOSFET(Mn1和Mn2)，以及第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFET(Mp1和Mp2)，每个都包括栅极、漏极和源极。第一N沟道MOSFET和第二N沟道MOSFET(Mn1和Mn2)的源极彼此连接。第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFET(Mp1和Mp2)的源极彼此连接并且连接到高压轨(VPLUS)。全差分前置放大器还包括连接在第一N沟道MOSFET和第二N沟道MOSFET(Mn1和Mn2)的连接在一起的源极与低压轨之间的电流源。第一N沟道MOSFET(Mn1)的栅极构成全差分前置放大器的正输入(INP)。第二N沟道MOSFET(Mn2)的栅极构成全差分前置放大器的负输入(INM)。第一N沟道MOSFET(Mn1)和第一P沟道MOSFET(Mp1)的漏极彼此连接，并且构成全差分前置放大器的负输出(OUTM)。第二N沟道MOSFET(Mn2)和第二P沟道MOSFET(Mp2)的漏极彼此连接，并且构成全差分前置放大器的正输出(OUTP)。

根据某些实施例，全差分前置放大器还包括：第一电阻器和第一开关，彼此并联连接在第一N沟道MOSFET(Mn1)的栅极与漏极之间；第二电阻器和第二开关，彼此并联连接在第二N沟道MOSFET(Mn2)的栅极与漏极之间；第三电阻器和第三开关，彼此并联连接在第一P沟道MOSFET(Mp1)的栅极与漏极之间；以及第四电阻器和第四开关，彼此并联连接在第二P沟道MOSFET(Mp2)的栅极与漏极之间。第一开关、第二开关、第三开关和第四开关被配置为当第一开关、第二开关、第三开关和第四开关同时闭合时，重置全差分前置放大器的工作电压。

根据某些实施例，全差分前置放大器还包括：第一电容器，耦合在第一P沟道MOSFET(Mp1)的栅极与源极之间；以及第二电容器，耦合在第二P沟道MOSFET(Mp2)的栅极与源极之间。第一电容器和第二电容器被配置为维持第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFET(Mp1和Mp2)的栅极处的电压，使得第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFET(Mp1和Mp2)充当电流源，并且与不存在第一电容器和第二电容器的情况相比，增加了全差分前置放大器的阻抗。

根据某些实施例，包括正输入(INP)和负输入(INM)的全差分前置放大器的差分输入对被配置为耦合到可植入医疗设备(IMD)的电极对(E1和E2)。第一高通滤波器(HPF)耦合在电极中的第一电极与正输入(INP)之间。第二高通滤波器(HPF)耦合在电极中的第二电极与正输入(INP)之间。第一HPF和第二HPF被配置为滤除可以由电极对感测到的指示心电活动的一个或多个信号。根据某些实施例，第一HPF包括第三电容器和第五电阻器，第三电容器包括第一端子和第二端子，第三电容器的第一端子耦合到电极中的第一电极，并且第五电阻器耦合在第三电容器的第二端子与低压轨之间。第二HPF包括第四电容器和第六电阻器，第四电容器包括第一端子和第二端子，第四电容器的第一端子耦合到电极中的第二电极，并且第六电阻器耦合在第四电容器的第二端子与低压轨之间。

根据某些实施例，全差分前置放大器还包括在第三电容器的第二端子与低压轨之间与第五电阻器并联连接的第五开关，以及在第四电容器的第二端子与低压轨之间与第六电阻器并联连接的第六开关。第五开关和第六开关被配置为当第三开关和第四开关同时闭合时，在正输入(INP)与负输入(INM)之间施加零电压差。

根据某些实施例，全差分前置放大器被配置为包含在全差分接收器内。在这样的实施例中，第五开关和第六开关在闭合时被配置为消隐(blank)全差分接收器。

根据某些实施例，全差分前置放大器还包括耦合在第三电容器的第二端子与负输入(INM)之间的第五电容器，以及耦合在第四电容器的第二端子与负输入(INM)之间的第六电容器，其中第五电容器和第六电容器包括直流(DC)隔直电容器。

根据某些实施例，电流源被配置为响应于从控制器接收的模式控制信号，将全差分前置放大器的操作从低电流模式改变为较高电流模式。

根据某些实施例，全差分前置放大器包括被配置为响应于消隐开关同时闭合而在正输入与负输入(INP和INM)之间施加零电压差的消隐开关对。此外，在消隐开关对都闭合时，正输出与负输出(OUTP和OUTM)之间的电压差基本为零。

根据某些实施例，全差分前置放大器包括输入差分对、输出电流负载和电流源。电流源耦合在输入差分对与低压轨之间，并且被配置为控制全差分前置放大器是在第一模式还是第二模式下工作，其中前置放大器在第二模式下工作时比在第一模式下工作时汲取更多的电流。输入差分对耦合在输出电流负载与电流源之间。输出电流负载耦合在高压轨与输入差分对之间。输入差分对包括全差分前置放大器的正输入和负输入(INP和INM)。输入差分对和输出电流负载彼此耦合的节点包括全差分前置放大器的正输出和负输出(OUTP和OUTM)。根据某些实施例，输入差分对包括：第一N沟道金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)和第二N沟道MOSFET(Mn1和Mn2)，每个都包括栅极、漏极和源极。第一N沟道MOSFET和第二N沟道MOSFET(Mn1和Mn2)的源极彼此连接。第一N沟道MOSFET(Mn1)的漏极构成全差分前置放大器的负输出(OUTM)。第二N沟道MOSFET(Mn2)的漏极构成全差分前置放大器的正输出(OUTP)。第一N沟道MOSFET(Mn1)的栅极构成全差分前置放大器的正输入(INP)。第二N沟道MOSFET(Mn2)的栅极构成全差分前置放大器的负输入(INM)。电流源连接在第一N沟道MOSFET和第二N沟道MOSFET(Mn1和Mn2)的连接在一起的源极与低电压之间。

根据某些实施例，输出电流负载包括第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFETs(Mp1和Mp2)，每个都包括栅极、漏极和源极。第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFET(Mp1和Mp2)的源极彼此连接，并且连接到高压轨。第一P沟道MOSFET(Mp1)的漏极耦合到第一N沟道MOSFET(Mn1)的漏极，并且还构成全差分前置放大器的负输出(OUTM)。第二P沟道MOSFET(Mp2)的漏极耦合到第二N沟道MOSFET(Mn2)的漏极，并且还构成全差分前置放大器的正输出(OUTP)。

根据某些实施例，全差分前置放大器还包括：第一电阻器和第一开关，彼此并联连接在第一N沟道MOSFET(Mn1)的栅极与漏极之间；第二电阻器和第二开关，彼此并联连接在第二N沟道MOSFET(Mn2)的栅极与漏极之间；第三电阻器和第三开关，彼此并联连接在第一P沟道MOSFET(Mp1)的栅极与漏极之间；以及第四电阻器和第四开关，彼此并联连接在第二P沟道MOSFET(Mp2)的栅极与漏极之间。第一开关、第二开关、第三开关和第四开关被配置为当第一开关、第二开关、第三开关和第四开关同时闭合时，重置全差分前置放大器的工作电压。

根据某些实施例，全差分前置放大器还包括被配置为响应于消隐开关同时闭合而在正输入与负输入(INP和INM)之间施加零电压差的消隐开关对。全差分放大器被配置为在消隐开关对都闭合时，在正输出和负输出(OUTP和OUTM)之间输出基本为零的电压差。

根据某些实施例，第一电容器耦合在第一P沟道MOSFET(Mp1)的栅极与源极之间，并且第二电容器耦合在第二P沟道MOSFET(Mp2)的栅极与源极之间。第一电容器和第二电容器被配置为维持第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFET(Mp1和Mp2)的栅极处的电压，使得第一P沟道MOSFET和第二P沟道MOSFET(Mp1和Mp2)充当电流源，并且与不存在第一电容器和第二电容器的情况相比，增加了全差分前置放大器的阻抗。

根据某些实施例，第一高通滤波器和第一直流(DC)隔直电容器耦合在正输入(INP)与第一电极之间，并且第二高通滤波器和第二DC隔直电容器耦合在负输入(INM)与第二电极之间。

本发明内容不旨在成为本技术的实施例的完整描述。结合附图和权利要求，本技术的实施例的其他特征和优点将从下面的描述中显现，在下面的描述中，已经详细阐述了优选实施例。

附图说明

通过参考下面的描述和附图，可以最好地理解与结构和操作方法都相关的本技术的实施例，其中在几个视图中，相似的附图标记表示相似的元素：

图1示出了根据本技术的实施例的全差分接收器，该全差分接收器用在可植入医疗设备(IMD)中，并且被配置为接收由另一IMD或外部设备发送的传导通信信号。

图2示出了用于解释图1中介绍的全差分接收器的操作的示例时序图。

图3示出了可以被包括在图1中介绍的全差分接收器中的全差分前置放大器的细节。

图4是可以包括图1中介绍的全差分接收器的示例IMD的高层框图，该全差分接收器可以包括图3所示的全差分前置放大器。

图5是根据本技术的某些实施例的用于描述操作全差分接收器(诸如图1中介绍的全差分接收器)的方法的高层流程图。

具体实施方式

在传导通信信号从第一IMD发送到第二IMD的情况下，每个IMD包括两个电极，第二IMD的接收器可以被实施为单端接收器。当接收器为单端时，这意味着两个电极中的一个连接到设备接地。这实质上意味着两个电极中只有一个用于监视和检测传导通信信号。将两个电极中的一个(通过其接收传导通信信号)直接接地限制了电极必须如何电连接到要用作接收电极的接收器的灵活性。此外，单端接收器的灵敏度很大程度上取决于信号极性，更具体地，取决于信号极性相对于接收器的输入如何表现。这可能是有问题的，因为接收的传导通信信号的极性通常不是先验已知的，因为它可能随着姿势、血液循环、心壁运动和/或IMD植入位置而改变。单端接收器的另一问题是它们通常对噪声高度灵敏。事实上，电源和接地噪声往往会对单端接收器产生不利影响。为了降低传导通信脉冲的错误检测的概率，对于单端接收器来说通常需要低噪声电源，这可能增加电源的成本、尺寸和复杂性。

此外，在另一种类型的IMD(诸如皮下可植入复律器除颤器(subcutaneousimplantable cardioverter defibrillator，S-ICD))检测三个或更多个电极或其子集上的传导通信信号的情况下，单端接收器将会由于其对电极必须如何连接到单端接收器的限制，而不能用于检测每个可能的电极集合或电极子集(例如，电极对)之间的传导通信信号。

如下文将描述的，本技术的某些实施例涉及对于使IMD能够接收传导通信信号特别有用的全差分接收器。本文描述的全差分接收器解决方案克服了上面讨论的单端接收器的大多数限制，即：1)灵敏度独立于接收信号的极性，因此对设备方位或脉冲形状的依赖性较小(单相对双相)；2)对电源和接地噪声具有更好的抗扰性，因为噪声不被视为直接差分信号(这提供了成本降低，因为对于专用的安静噪声电源来说不需要外部电容器)；3)支持多电极系统(诸如S-ICD)，因为对于电极如何电连接到接收器没有要求；4)不频繁需要周期性地自动将接收器调零(这降低了消息丢失率)；以及5)电路支持多模式操作(存在低带宽和高带宽的按需可编程性)。

图1示出了根据本技术的实施例的全差分接收器102。全差分接收器102被示为包括多个级(stage)，这些级包括全差分前置放大器112、全差分缓冲器122、交流(AC)耦合网络132和两个比较器142、152。除了AC耦合网络132之外，前述这些级是有源级，每个有源级包括一个或多个有源器件，诸如晶体管。相比之下，AC耦合网络132是仅包括无源器件(诸如电阻器和电容器)的无源级。接收器102的全差分输入，更具体地，接收器102的全差分前置放大器112的全差分输入，被示为耦合到电极E1、E2。电极E1、E2用于感测由另一IMD发送的传导通信信号，该传导通信信号在被电极E1、E2感测到时显著衰减，并且可能包括幅度低于毫伏(mV)的峰值。如下面将进一步详细描述的，相同的电极E1、E2也可以用于将传导通信信号发送到另一IMD。取决于特定的实施方式，相同的电极E1、E2也可以用于感测指示心电活动的信号，诸如电描记图(EGM)或心电图(ECG)。附加地或替代地，相同的电极E1、E2也可以用于递送心脏刺激，更具体地，心脏起搏脉冲和/或除颤电击。电极E1、E2也可以用于感测由外部设备(诸如外部编程器)发送的传导通信信号，以及将传导通信信号传输到外部设备或另一IMD。

全差分前置放大器112(本文也可以更简洁地称为前置放大器112)被示为具有差分输入端子，包括负(-)输入端子和正(+)输入端子。前置放大器112也被示为具有差分输出端子，包括正(+)输出端子和负(-)输出端子。前置放大器112放大通过电极E1、E2感测到的低幅度(例如，低于毫伏(mV))的传导通信信号。根据本技术的某些实施例，前置放大器112具有50dB至70dB范围内的增益。然而，在其他实施例中，前置放大器112可以具有高于或低于前述范围的增益。根据本技术的实施例，下面参考图3描述全差分前置放大器112的具体实施方式。接收器102可以替代地包括不同于图3所示的前置放大器。

注意，本文描述的任何负(-)端子可以替代地称为反相(-)端子，并且本文描述的任何正(+)端子可以替代地称为非反相(+)端子。更具体地，本文提到的每个负(-)输入端子可以更简洁地称为负(-)输入、反相(-)输入端子或反相(-)输入。类似地，每个正(+)输入端子也可以更简洁地称为正(+)输入、非反相(+)输入端子或非反相(+)输入。本文提到的每个负(-)输出端子可以更简洁地称为负(-)输出、反相(-)输出端子或反相(-)输出。类似地，每个正(+)输出端子也可以更简洁地称为正(+)输出、非反相(+)输出端子或非反相(+)输出。正输入也可以称为或标记为INP，并且负输入也可以称为或标记为INM(其中“M”代表负号，也称为负)。正输出也可以称为或标记为OUTP，并且负输出也可以称为或标记为OUTM。

全差分缓冲器122和AC耦合网络132将前置放大器112的差分输出与随后的下游电路(包括比较器142、152)去耦合，以减少并优选最小化下游电路上的负载，并去除任何前置放大器输出偏移。全差分缓冲器122(本文也可以更简洁地称为缓冲器122)被示为具有差分输入端子，包括负(-)输入端子和正(+)输入端子。缓冲器122也被示为具有差分输出端子，包括负(-)输出端子和正(+)输出端子。根据一个实施例，缓冲器122具有单位增益。

在图1所示的实施例中，AC耦合网络132被示为包括电容器133、134和电阻器135、136。电容器133、134相匹配，意味着它们具有基本相同的电容值。电阻器135、136也相匹配，意味着它们具有基本相同的电阻值。在电阻器135、136之间是共模电压(vcm)节点137，vcm节点137可以耦合到地，或者耦合到共模电压源，这取决于具体的实施方式。vcm节点137处的电压可以称为共模电压(Common Mode Voltage，VCM)。AC耦合网络132被配置为去除可能由全差分前置放大器112和全差分缓冲器122引起的任何DC偏移。AC耦合网络132的输出DC偏置点是vcm节点137处的共模电压(VCM)。当两个器件(例如，电阻器或电容器)具有基本相同的值时，这意味着一个值在另一值的+/-5％之内，和/或反之亦然。

AC耦合网络132的电容器133耦合在缓冲器122的正(+)输出端子与比较器142的正(+)输入端子之间，其中如下面更详细讨论的，在比较器142的正(+)输入端子处指定偏移141。AC耦合网络132的电容器133也耦合在缓冲器122的正(+)输出端子与比较器152的负(-)输入端子之间。AC耦合网络132的电容器134耦合在缓冲器122的负(-)输出端子与比较器152的负(-)输入端子之间。AC耦合网络132的电容器134也耦合在缓冲器122的负(-)输出端子与比较器152的正(+)输入端子之间，其中如下面更详细讨论的，在比较器152的正(+)输入端子处指定偏移151。电阻器135耦合在vcm节点137与比较器142的正(+)输入端子之间，以及耦合在vcm节点137与比较器152的负(-)输入端子之间。电阻器136耦合在vcm节点137与比较器142的负(-)输入端子之间，以及耦合在vcm节点137与比较器152的正(+)输入端子之间。

两个比较器142、152各自都具有由它们相应的正(+)输入端子处的偏移141、151指定的可编程阈值，这些可编程阈值用于检测传导通信信号，并且两个比较器142、152分别报告对具有接收极性的指示的正传导通信脉冲和负传导通信脉冲(DETP、DETN)的检测。如上所述，比较器142的可编程阈值由其正(+)输入端子的偏移141指定，并且比较器152的可编程阈值由其正(+)输入端子的偏移151指定。相应地，从图2可以理解，如下所述，比较器142、152中的每一个将响应于由接收器102接收的传导通信信号的双相脉冲而报告相应的检测。更具体地，比较器142将响应于在比较器142的正(+)输入端子处接收的超过偏移141的双相脉冲的正部分而产生正检测脉冲(DETP)，并且比较器152将响应于在比较器的正(+)输入端子处接收的超过偏移151的双相脉冲的负部分而产生负检测脉冲(DETN)。

相应的偏移141、152或者比较器142、152中的每一个(也可称为输入偏移电压)指定了为了使比较器的输出从一个逻辑电平改变为另一逻辑电平(即，从LOW(低)到HIGH(高)，或反之亦然)而在比较器的正(+)输入端子与负(-)输入端子之间必须存在的电压电势差。根据某些实施例，比较器142、152中的每一个包括用于提供比较器的差分输入的相应的晶体管对(也称为负载晶体管对，或输入对)，并且在这样的实施例中，偏移141、151可以通过晶体管对的失配来实现。偏移141、151可以是可通过利用每个晶体管对内的一组晶体管来编程的，由此该组晶体管内的晶体管可以被切换到该晶体管对中或从该晶体管对中切换出来，从而对偏移141、151的程度进行编程。

根据本技术的某些实施例，MODE(模式)控制信号用于通过增加或减少接收器102的每个有源级中的电流偏置来控制接收器102对各种脉冲宽度的灵敏度。这种模式控制信号在图1中标记为MODE。偏置电流越高，接收器102对窄脉冲越灵敏。控制器(图1中未示出，但可以是图4中的控制器412，但不限于此)可以控制MODE控制信号，例如，可以选择性地增加和减小MODE控制信号的幅度。接收器102的每个有源级可以具有其自己的适合于有源级要求的相应的低偏置电流和高偏置电流，其中当接收器102处于低电流LF模式时使用相应的低偏置电流，并且当接收器102处于较高电流HF模式时使用相应的高偏置电流。例如，前置放大器112将具有其自己的高偏置电流和低偏置电流，两者之间的转换基于提供给前置放大器112的MODE控制信号。类似地，缓冲器122将具有其自己的高偏置电流和低偏置电流，两者之间的转换基于提供给缓冲器122的MODE控制信号。此外，比较器142和152可以具有它们自己的高偏置电流和低偏置电流，两者之间的转换基于提供给比较器的(多个)MODE控制信号。如果比较器142和152包括相同的电路，那么对于比较器142和152来说，高偏置电流和低偏置电流可以具有相同的幅度。换句话说，当全差分接收器102在低电流LF模式下工作时，全差分前置放大器112、全差分缓冲器122、比较器142和比较器152被提供有相应的第一偏置电流；并且当全差分接收器102在较高电流HF模式下工作时，全差分前置放大器112、全差分缓冲器122、比较器142和比较器152被提供有相应的第二偏置电流，与第一偏置电流相比，第二偏置电流共同从电池消耗更多的电力。更一般地，当接收器102处于低电流LF模式时，接收器汲取第一电流量，并且当接收器102处于较高电流HF模式时，接收器汲取大于第一电流量的第二电流量。

根据本技术的实施例，根据需要，接收器102可以选择性地置于其低电流LF模式或其较高电流HF模式。低电流LF模式在本文中也可以更一般地称为警报模式或第一操作模式，并且较高电流HF模式在本文中可以更一般地称为解码模式或第二操作模式，其中与第一操作模式相比，第二操作模式从电池吸取更多的电流，从而吸取更多的电力。根据一个实施例，在接收器102处于其低电流LF模式时，接收器102汲取大约几百纳安(nA)数量级的低电流。当接收器102处于低电流LF警报模式时，接收器102监视LF唤醒信号，该LF唤醒信号可以包括LF唤醒脉冲，但不限于此。这种LF唤醒脉冲的示例在图2中标记为202，这将在下面讨论。替代地，LF唤醒信号可以包括不止一个唤醒脉冲。例如，LF唤醒信号可以改为包括两个或三个脉冲，这些脉冲具有由一个或多个预定时间间隙分隔开的相同或不同的预定宽度。其他变化也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。对于本讨论的剩余部分，假设LF唤醒信号包括单个LF唤醒脉冲(例如，在图2中标记为202)。然而，正如上面所解释的，情况不一定如此。

仍然参考图1，响应于检测到LF唤醒信号(例如，其可以包括图2中的脉冲202)，接收器102转换到较高电流HF模式。根据某些实施例，当接收器102处于较高电流HF模式时，其从电源(例如，电池)汲取的电流至少是接收器102处于低电流LF模式时所汲取的电流的两倍。根据特定实施例，当接收器102处于较高电流HF模式时，其汲取的电流是接收器102处于低电流LF模式时所汲取的电流的至少一个数量级(即，至少十倍)。

当接收器102处于较高电流HF模式时，接收器102用于监视和接收HF(例如，微秒宽度)消息内容脉冲，或更一般地，消息内容信号。以这种方式，接收器102使其电流消耗适应接收的传导通信信号，从而在可能的情况下降低(并且优选地最小化)电池电流消耗。

现在使用图2中的示例时序图来进一步解释接收器102的操作，包括接收器102如何能够将其操作模式从前述的低电流LF模式改变为较高电流HF模式，并且反之亦然。图2中标记为E1-E2的最上面的波形示出了由电极E1和E2感测的示例信号。标记为DETP的波形示出了比较器142响应于由电极E1和E2感测的信号的输出，并且标记为DETN的波形示出了比较器152响应于由电极E1和E2感测的信号的输出。当由电极E1和E2感测到信号时，替代地，可以说在电极E1和E2上感测到信号，或者在电极E1与E2之间感测到信号。标记为HF MODE(HF模式)的波形指定接收器102何时从低电流LF模式切换到较高电流HF模式，并且反之亦然。更具体地，在图2的时序图中，当HF MODE波形为LOW(低)时，接收器102处于低电流LF模式，并且当HFMODE波形为HIGH(高)时，接收器102处于较高电流HF模式。

标记为“重置”的波形指定接收器102何时重置，更具体地，其前置放大器112何时重置。根据某些实施例，每当存在从低电流LF模式到较高电流HF模式的转换时，以及每当存在从较高电流HF模式到低电流LF模式的转换时，产生重置脉冲。例如，仍然参考图2，当存在从低电流LF模式到较高电流HF模式的转换时，产生重置脉冲242。当存在从高电流HF模式到低电流LF模式的转换时，产生重置脉冲244。根据某些实施例，重置脉冲(例如，242、244)用于接通(闭合)前置放大器112内的某些开关，从而重置前置放大器112，并且更一般地，重置接收器102。HF模式信号和重置信号(其示例在图2中示出)可以由控制器(例如，图4中的控制器412)产生。根据某些实施例，重置信号使得前置放大器112内的某些开关暂时闭合，从而重置前置放大器112内的工作点电压，并且从而重置接收器102内的工作点电压。

根据某些实施例，重置脉冲244还可以用于在附加的时间(除了当存在从低电流LF模式到较高电流HF模式的转换时，或者当存在从较高电流HF模式到低电流LF模式的转换时之外)重置前置放大器112内的工作点电压，从而重置接收器102内的工作点电压。例如，如果接收器102在至少指定的时间段(例如，5秒、10秒、1分钟、5分钟、1小时、2小时、24小时，但不限于此)没有检测到LF唤醒信号，那么接收器102的控制器可以使得重置脉冲244的实例得以产生，从而重置接收器102的工作点电压，以防一个或多个工作点电压的漂移对接收器检测LF唤醒信号的能力产生不利影响。这种时间段(其可以具有默认或编程的持续时间)可以使用递减计数或递增计数的时钟来跟踪，但不限于此。

仍然参考图2，在其中所示的示例时序图中，在接收器102处于低电流LF模式时，接收器102检测到宽LF脉冲202，这使得接收器102切换到较高电流HF模式。更具体地，电极E1和E2在时间t1与t2之间检测到宽LF脉冲202，这使得在时间t1与t2之间在比较器142的输出处产生检测脉冲212。宽LF脉冲202在本文也可以称为唤醒脉冲，因为它用于将接收器102从其低电流LF模式中唤醒，并且将其转换到其较高电流HF模式。检测脉冲212(也可称为唤醒检测脉冲212)或对其检测的指示被提供给控制器(例如，图4中的控制器412)，控制器响应于接收到检测脉冲212(或对其检测的指示)而使得接收器102从其低电流LF模式转换到其较高电流HF模式。控制器通过选择性地增加图1所示的MODE控制信号的幅度来实现这一点。这具有增加电流的效果，从而增加了接收器102所消耗的电力，这又使得接收器102能够检测更窄的和更高频率的脉冲，诸如图2中在时间t5与t13之间检测到的脉冲。在图2的时序图中，宽LF脉冲202(即唤醒脉冲)被示为正脉冲，并且引起比较器142产生DETP 212，这又引起接收器102被切换到较高电流HF模式。替代地，宽LF脉冲可以是负脉冲，这将引起比较器152产生DETN，这也将使得接收器102被切换到较高电流HF模式。换句话说，接收器102可以从其低电流LF模式改变为其较高电流HF模式，而不管接收到的唤醒脉冲具有正极性还是负极性。此外，如上所述，在某些实施例中，LF唤醒信号可以包括不止一个唤醒脉冲。例如，LF唤醒信号可以改为包括两个或三个脉冲，这些脉冲具有由一个或多个预定时间间隙分隔开的相同或不同的预定宽度。其他变化也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。

当处于较高电流HF模式时，接收器102能够检测和区分多个窄HF双相脉冲204、206、208，并且报告针对正极性(如在比较器142的输出处生成的脉冲214、216、218所指示的)和负极性(如在比较器152的输出处生成的脉冲224、226、228所指示的)两者的检测。窄HF双相脉冲204、206、208可以称为消息内容脉冲，因为它们是用来自另一IMD或来自外部设备的消息进行编码的。在比较器142的输出处生成的脉冲214、216、218可以称为正检测脉冲或DETP脉冲。在比较器152的输出处生成的脉冲224、226、228可以称为负检测脉冲或DETN脉冲。DETP脉冲可以统称为DETP信号，并且DETN脉冲可以统称为DETN信号。DETP脉冲、DETN脉冲或优选地DETP脉冲和DETN脉冲两者都被解码以确定由IMD或外部设备编码在其中的消息内容，该IMD或外部设备发送由接收器102接收的传导通信信号。这种解码可以通过向IMD的(例如，图4中的控制器412的)微处理器提供DETP和/或DETN脉冲来实现，或者替代地通过向逻辑检测器(例如，图4中的421)提供DETP和/或DETN脉冲来实现，该逻辑检测器将脉冲转换成提供给IMD的控制器(例如，微处理器)的逻辑电平(高和低)。这种逻辑检测器可以例如使用逻辑门、状态机等来实施。

仍然参考图2，根据某些实施例，唤醒脉冲202的结束与第一窄HF双相脉冲204的开始(即，第一消息内容脉冲的开始)之间的持续时间(即，时间t2与时间t5之间的持续时间)是预定的间隔，使得接收器和/或逻辑检测器(例如，图4中的421)知道何时预期在唤醒脉冲202之后的消息内容脉冲。根据某些实施例，消息内容脉冲在具有预定持续时间的时间窗口内进行传递，在该时间窗口结束时，接收器102转换回其低电流LF模式，直到接收到另一唤醒脉冲202(或更一般地，直到接收到另一唤醒信号)。换句话说，在预定持续时间结束时，可以存在从较高电流HF模式回到低电流LF模式的转换，这可以使用递减计数或递增计数的时钟来测量，但不限于此。例如，这样的窗口可以具有从时间t3到时间t14的持续时间。

各种技术可以用于将信息编码到消息内容脉冲上，包括但不限于连续消息内容脉冲之间的延迟、非连续消息内容脉冲之间的延迟(例如，窗口内第一个消息内容脉冲与最后一个消息内容脉冲之间的延迟)等。例如，第一消息类型(例如，第一事件消息)可以由以下各项来表示：第一HF双相脉冲、接着是在第一HF双相脉冲之后的持续时间T后的第二HF双相脉冲、接着是在第二HF双相脉冲之后的持续时间3T后并且在第一HF双相脉冲之后的持续时间5T后的第三HF双相脉冲(其中持续时间T是预定的时间单位)。第二消息类型(例如，第二事件消息)可以被表示为第一HF双相脉冲、接着是在第一HF双相脉冲之后的持续时间2T后的第二HF双相脉冲、接着是在第二HF双相脉冲之后的持续时间4T后并且在第一HF双相脉冲之后的持续时间7T后的第三HF双相脉冲。在这种方案下，IMD的接收器、逻辑检测器和/或控制器可以执行样式匹配，以检测各种不同的消息类型。如果需要的话，可以通过添加更多的发送比特和更大的间隔范围处理多个比特错误来进一步扩展这个概念，但是在发送电流和接收电流方面都将会有附加的成本。其他变化也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。

在本公开中，每当说接收器102或其级在一种模式下比在另一种模式下汲取更多的电流且从而汲取更多的电力时，应当理解，这种比较是按照公共时间单位进行的，例如，按照微秒或按照秒进行的。例如，上面已经经常解释的，接收器102在其较高电流HF模式下工作时比在其低电流LF模式下工作时汲取更多的电流，从而汲取更多的电力。对于更具体的示例，按照公共单位时间，当接收器102在较高电流HF模式下工作时的电流吸取可以是当接收器102在低电流LF模式下工作时的电流吸取的至少十倍(即，10x)。然而，因为接收器102可能花费其99％的时间在低电流LF模式下工作，而仅花费其1％的时间在较高电流HF模式下工作，所以总的来说，随着时间的推移，在低电流LF模式期间可能比在较高电流HF模式期间消耗接收器电池的更多电流和电力。然而，解释接收器102在其较高电流HF模式下工作时比在其低电流LF模式下工作时汲取更多的电流且从而汲取更多的电力仍然是适当的，因为这按照公共单位时间来看是事实。

前置放大器

图3示出了根据本技术的实施例的全差分前置放大器112的电路图。参考图3，全差分前置放大器112被示为包括输入差分对312、输出电流负载322和电流源332。输入差分输入对312的输入或节点311P、311M(也标记为INP和INM)接收在电极E1、E2上感测到的信号，更具体地，接收这种信号的高通滤波版本。输入INP也可以称为正输入，并且输入INM也可以称为负输入。全差分前置放大器112也可以更简洁地称为前置放大器112。

在图3中，高通滤波器(HPF)302P和直流(DC)隔直电容器309被示为耦合在电极E1与输入差分对312的输入节点311P(也标记为INP)之间。类似地，高通滤波器(HPF)302M和DC隔直电容器310被示为耦合在电极E2与输入差分对312的输入节点311N(也标记为INM)之间。HPF302P和HPF 302M通过高于截止频率(其由电容器303、304和电阻器305、306的值指定)的信号，并且滤除低于截止频率的信号，包括由电极E1、E2感测到的低频心脏信号。根据某些实施例，截止频率可以在200至500Hz的范围内，例如，可以是250Hz，但不限于此。电容器303、304相匹配，意味着它们具有基本相同的电容值，即C1。电阻器305、306相匹配，意味着它们具有基本相同的电阻值，即R1。DC隔直电容器309、310相匹配，意味着它们具有基本相同的电容值，即C2。HPF 302P、302M还提供了电磁场干扰(EMI)的减少，以及在电极E1、E2如何电连接到接收器102的输入方面提供了完全的灵活性。电容器309、310的端子(在电极侧)分别通过电阻器305、306接地，不管电极E1、E2相对于接收器102的输入偏置在什么电平。电容器303、304还提供来自电极E1、E2的AC耦合，从而允许电极E1、E2相对于接收器输入被偏置在任何电压。

在图3所示的实施例中，输入差分对312包括N沟道金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)Mn1、Mn2(也可以称为晶体管Mn1、Mn2)的差分对。晶体管Mn1、Mn2中的每一个都包括栅极、漏极和源极。晶体管Mn1的栅极耦合到电容器309的一个端子，并且晶体管Mn2的栅极耦合到电容器310的一个端子。晶体管Mn1、Mn2的源极彼此连接，并且电流源332连接在晶体管Mn1、Mn2的连接在一起的源极与地(或者不需要接地的某个其他低压轨)之间。晶体管Mn1的漏极是全差分前置放大器112的负(-)输出端子，该负(-)输出端子标记为OUTM(也标记为342M)。晶体管Mn2的漏极是全差分前置放大器112的正(+)输出端子，该正(+)输出端子标记为OUTP(也标记为342P)。输入差分对212还包括连接在晶体管Mn1的栅极与漏极之间的电阻器313，以及连接在晶体管Mn2的栅极与漏极之间的电阻器314。电阻器313、314相匹配，意味着它们具有基本相同的电阻值，即R2。开关315与电阻器313并联连接在晶体管Mn1的栅极与漏极之间。类似地，开关316与电阻器314并联连接在晶体管Mn2的栅极与漏极之间。当(例如，通过控制器(例如，图4中的控制器412))选择性地闭合开关315和316时，晶体管Mn1和Mn2变成二极管连接的晶体管。

输出电流负载322包括P沟道MOSFET Mp1、Mp2(也可以称为晶体管Mp1、Mp2)的差分对。晶体管Mp1、Mp2中的每一个都包括栅极、漏极和源极。输出电流负载322包括连接在高压轨(VPLUS)与晶体管Mp1的栅极之间的电容器323，以及连接在高压轨(VPLUS)与晶体管Mp2的栅极之间的另一电容器324。晶体管Mn1、MN2的源极彼此连接，并且连接到高压轨(VPLUS)。晶体管Mp1的漏极是全差分前置放大器112的负(-)输出端子，该负(-)输出端子标记为OUTM(也标记为342M)。晶体管Mp2的漏极是全差分前置放大器112的正(+)输出端子，该正(+)输出端子标记为OUTP(也标记为342P)。电容器323、324相匹配，意味着它们具有基本相同的电容值，即C3。输出电流负载322还包括连接在晶体管Mp1的栅极与漏极之间的电阻器325，以及连接在晶体管Mp2的栅极与漏极之间的电阻器326。电阻器325、326相匹配，意味着它们具有基本相同的电阻值，即R3。开关327与电阻器325并联连接在晶体管Mp1的栅极与漏极之间。类似地，开关328与电阻器326并联连接在晶体管Mp2的栅极与漏极之间。当(例如，通过控制器(例如，图4中的控制器412))选择性地闭合开关327和328时，晶体管Mp1和Mp2变成二极管连接的晶体管。开关315、316、327和328也都标记为R2，以指示它们都同时断开和闭合。根据某些实施例，在控制器(例如，图4中的控制器412)的控制下，这些开关315、316、327和328中的每一个都使用相应的CMOS晶体管来实施，这些CMOS晶体管通过导通晶体管来闭合，并且通过关断晶体管来断开。

输入端子311P、311N(即INP、INM)和输出端子342M、342P(即OUTP、OUTM)的偏置点与电流源332所提供的偏置电流(Ib)直接相关。当从一种模式切换到另一种模式时(即，每当偏置电流Ib改变时)，应用重置，使得快速设置前置放大器工作点，并且接收器102(其包括前置放大器112)准备好进行检测。这种重置可以通过同时和暂时闭合这些开关315、316、327和328来实现，如上所述，这些开关也标记为R2，以指示它们都同时断开和闭合。如果需要的话，可以在任何时候应用重置事件，尽管接收器102(其包括前置放大器112)在重置的持续时间期间不能检测信号。

输入差分对312(包括电阻器313、314)和输出电流负载322(包括电阻器325、326和电容器323、324)用于为DC隔直电容器309、310在其INP侧或INM侧提供DC偏置点。电阻器313、314(具有电阻R2)和电阻器325、326(具有电阻R3)非常大(例如，至少100MΩ)以提供高增益。由电流源332提供的偏置电流Ib限制了进入到晶体管Mn1、Mn2的差分对中的电流，并且由MODE控制信号控制，因此偏置电流Ib可以基于情形而按需增加或减少。MODE控制信号可以由控制器(例如，图4中的控制器412)控制。

电阻器325、326和电容器323、324为输出电流负载322提供内置偏移和失配补偿网络。输出342P、342M(即OUTP和OUTM)处的DC工作点基于每个晶体管的电参数和偏置电流Ib。输出342P、342M(即，OUTP和OUTM)可能不处于相同的电压值，因为失配和其他非理想因素可能在前置放大器112的每一侧有多少电流通过方面产生微小的差异。然而，当前置放大器112被包括在接收器102中时，这不是关键的，因为存在去除前置放大器112的输出处的偏移的缓冲器112和AC耦合网络132。缓冲器122还减少输出342P、342M(即OUTP和OUTM)处的负载，以便增加(并且优选地最大化)前置放大器112的转换速率。

图3中的MODE控制信号控制由电流源332产生的偏置电流Ib，电流源332可以被实施为电流吸收器(current sink)。发送脉冲宽度越窄或者发送脉冲之间的间隔越小，偏置电流Ib应当越大。消耗电流可以用预期的信号类型(例如，LF唤醒信号或HF消息内容信号)来精确地调节。

开关307和308(其也标记为S1，并且也可以称为S1开关)是消隐开关，其可以用于在某些事件期间消隐接收器102的输入(即，以在输入INP与INM之间施加零差分电压)，以避免接收器102对唤醒信号和/或信息编码信号的错误检测。这种事件的示例(在此期间，S1开关应当闭合，以便消隐接收器102)包括：在电极E1、E2用于心脏起搏时的起搏事件期间(该起搏事件可以包括存储电容器的放电和起搏脉冲的输出)；在电极E1、E2用于发送一个或多个传导通信信号时的发送事件期间；以及在重置事件期间(当S2开关闭合时)。开关315、316、327和328(也标记为S2，并且可以称为S2开关)用于在操作模式从低电流LF模式改变为较高电流HF模式时快速重置接收器102，或反之亦然，使得接收器102准备好进行接收。上述开关可以由包括前置放大器112的IMD(例如，图4中的402)的控制器(例如，图4中的412)来控制。

IMD的示例

图4是可以包括上述全差分接收器102的示例IMD 402的框图。图4示出了基本上封装在密封外壳410中的IMD 402的功能元件。在某些实施例中，IMD 402是包括至少两个无引线电极的无引线起搏器，该无引线电极被配置用于传递心脏起搏脉冲、感测诱发的和/或自然的心电信号以及单向和/或双向的传导通信。替代地，IMD 402可以是可植入复律器除颤器(ICD)(诸如非血管ICD(NV-ICD))或者可插入式心脏监视器(ICM)，但不限于此。

在IMD 402是无引线起搏器的情况下，其电极408(例如，E1和E2)位于外壳410内、外壳410上或外壳410附近，用于将起搏脉冲传递到心室的肌肉并感测来自心室的肌肉的电活动，以及用于与身体内或身体外的至少一个其他设备进行传导通信。密封馈线430、431通过外壳410传导电极信号。外壳410包含为起搏、感测和通信供电的原电池414。外壳410还包含用于从电极408感测心脏活动的电路432、用于经由电极408从至少一个其他设备接收传导通信信号的传导通信接收器420以及脉冲生成器416。脉冲生成器416可以用于生成经由电极408传递的起搏脉冲和/或还用于经由电极408向至少一个其他设备传输传导通信信号。外壳410还可以包含用于监视设备健康的电路(例如电池电流监视器436和电池电压监视器438)，并且可以包含用于以预定方式控制操作的电路。

在图4中，其中示出的标记为408a和408b的两个电极可以是参考图1和图3在上面示出和描述的电极E1和E2。这种电极可以统称为电极408，或者单称为电极408。取决于实施方式，IMD 402还可以包括两个以上的电极。在图4中，IMD 402被示为包括传导通信接收器420，传导通信接收器420耦合到电极408并且被配置为从另一IMD和/或从外部设备(诸如外部编程器)接收传导通信信号。根据本技术的某些实施例，传导通信接收器420是使用上文最初参考图1描述的全差分接收器102来实施的。如果IMD 402包括两个以上的电极，则可以在电极与传导通信接收器420(使用全差分接收器102来实施)的输入之间包括开关，以选择哪两个电极连接到接收器的差分输入。如果IMD 402包括两个以上的电极，则也可以使用开关将两个或更多个电极连接在一起以增加某些电极的尺寸，只要连接到接收器的正输入的(多个)电极不同于连接到接收器的负输入的(多个)电极。

在图4中，脉冲生成器416可以用作使用电极408(如上所述，其可以是电极E1、E2)发送传导通信信号的发送器。取决于具体的实施方式，可以使用通信信道对来使得IMD 402能够与另一IMD或外部设备进行通信，或替代地可以使用公共通信信道。使用电极408进行通信使得IMD 402能够执行无天线和无遥测线圈的通信。在两个IMD使用传导通信彼此通信的情况下，这种传导通信可以称为植入物到植入物(i2i)传导通信。

仍然参考图4，IMD被示为包括控制器412和脉冲生成器416。控制器412可以包括例如微处理器(或等效的控制电路)、RAM和/或ROM存储器、逻辑和时序电路、状态机电路以及I/O电路，但不限于此。控制器412还可以包括例如时序控制电路，以控制传导通信脉冲的时序以及控制刺激脉冲的时序(例如，起搏速率、房室(AV)延迟、心房内传导(A-A)延迟或心室内传导(V-V)延迟等)。这种时序控制电路也可以用于不应期、消隐间隔、噪声检测窗口、诱发反应窗口、警报间隔、标记通道时序等的时序。控制器412还可以包括其他有助于监视患者心脏的各种状况并管理起搏治疗的专用的电路和/或固件/软件组件。控制器412和脉冲生成器416可以被配置为经由电极408以不会无意中引起心脏夺获的方式传输事件消息。在某些实施例中，逻辑检测器421可以由控制器412本身来实施。

电极408可以被配置为在多个无引线心脏起搏器、共同植入的ICD和/或共同植入的ICM之间进行双向通信，以使用识别出在发起消息的单个IMD处的事件的消息来协调起搏脉冲传递以及可选的其他治疗和/或诊断特征，并且接收消息的IMD按照取决于消息来源的消息的指示做出反应。单个IMD可以被配置为发出与事件类型和传送IMD的位置相对应的唯一代码。

同样如图4所示，原电池414具有正端子440和负端子442。来自原电池414的正端子440的电流通过分流器444流到调节器电路446，以产生适于给IMD 402的其余电路供电的正电压源448。分流器444使得电池电流监视器436能够向控制器412提供对电池电流吸取的指示，并且间接提供对设备健康状况的指示。图示的电源可以是原电池414。

仍然参考图4，IMD 402也被示为包括温度传感器452。温度传感器452可以是各种不同类型的公知温度传感器中的任何一种，或者可以是未来开发的温度传感器。温度传感器452可以以各种方式来使用。例如，温度传感器452可以用于检测患者的活动水平以调整起搏速率，即用于速率响应式起搏。相应地，控制器412可以被配置为基于使用温度传感器452获得的核心血液温度测量值来检测患者的活动水平。

IMD 402还被示为包括加速度计454，加速度计454可以密封地包含在外壳410内。加速度计454可以是各种不同类型的公知加速度计中的任何一种，或者可以是未来开发的加速度计。加速度计454可以用于检测患者的活动水平以调整起搏速率，即用于速率式响应起搏。还可以使用加速度计454和温度传感器452的输出来监视患者的活动水平。

IMD 402可以管理功耗以从电池414汲取有限的电力，从而减小设备体积。系统中的每个电路都可以被设计成避免大的峰值电流。例如，心脏起搏可以通过使起搏电极两端的储能电容器(未示出)放电来实现。储能电容器的再充电通常由电荷泵电路来控制。在特定实施例中，电荷泵电路被节流以从电池以恒定功率对储能电容器再充电。

方法

现在将使用图5的高层流程图来描述根据本技术的实施例的方法，其中该方法用于IMD(例如402)的全差分接收器(例如102、420)，其中全差分接收器由IMD的电池(例如414)供电。参考图5，步骤502涉及根据第一模式操作全差分接收器，在此期间，在第一频率范围内监视唤醒信号。如上所述，这种唤醒信号可以包括LF唤醒脉冲(例如，图2中的脉冲202)，但不限于此。在步骤504，确定是否接收到唤醒信号。如果在步骤504对确定的答案为否(即，如果没有接收到唤醒信号)，则流程返回到步骤502。如果在步骤504对确定的回答为是(即，如果接收到唤醒信号)，则流程进行到步骤506。步骤506涉及根据第二模式操作全差分接收器，在此期间，在高于第一频率范围的第二频率范围内监视和接收一个或多个消息内容脉冲。换句话说，响应于在全差分接收器在第一模式下工作时检测到唤醒信号，存在从根据第一模式操作全差分接收器到根据第二模式操作全差分接收器的改变。与第一模式相比，第二模式从电池吸取更多的电流，从而吸取更多的电力。第一模式的示例是上面讨论的低电流LF模式，并且第二模式的示例是上面讨论的较高电流HF模式。

在步骤508，确定监视和接收(多个)消息内容脉冲的时段是否已经结束。如果在步骤508对确定的答案为否，则流程返回到步骤506。如果在步骤508对确定的回答为是，则流程返回到步骤502，并且存在从根据第二模式操作全差分接收器回到根据第一模式操作全差分接收器的改变，与第二模式相比，第一模式从电池吸取更少的电流，从而吸取更少的电力。例如，在步骤508对确定的回答可以为是，因为消息内容窗口已经结束，因为接收到消息结束指示符，或者因为超时时段已经到期，但不限于此。其他变化也是可能的，并且在本文描述的实施例的范围内。

应当理解，本文描述的主题在其应用中不限于本文描述中阐述的或其附图中示出的构造细节和组件布置。本文描述的主题能够有其他实施例，并且能够以各种方式实践或实行。此外，应当理解，本文使用的措辞和术语是为了描述的目的，而不应被认为是限制性的。本文中“包括”、“包含”或“具有”及其变体的使用意在涵盖其后列出的项目及其等同物以及附加项目。此外，应当注意，除非另有说明，否则本文使用的术语“基于”应被解释为意指至少部分基于，意指可以有一个或多个做出决定等所基于的附加因素。例如，如果决策基于比较的结果，则该决策除了基于比较的结果之外，还可以基于一个或多个其他因素。

上面已经借助于示出特定功能的执行及其关系的功能构建块来描述了本技术的实施例。为了描述的方便，本文往往已经定义了这些功能构建块的边界。只要适当地执行指定的功能及其关系，就可以定义替代边界。因此，任何这样的替代边界都在所要求保护的发明的范围和精神内。

应当理解，以上描述旨在说明，而非限制。例如，上述实施例(和/或其各方面)可以彼此结合使用。此外，在不脱离本技术的范围的情况下，可以进行许多修改以使特定情形或材料适应本技术的实施例的教导。虽然本文描述的尺寸、材料类型和涂层旨在限定本技术的实施例的参数，但是它们决不是限制性的，而是示例性的实施例。在阅读以上描述后，许多其他实施例对于本领域技术人员来说将是显而易见的。因此，本技术的实施例的范围应当参考所附权利要求以及这些权利要求的等同物的全部范围来确定。在所附权利要求中，术语“包括”和“其中(in which)”被用作相应术语“包括”和“其中(wherein)”的简明英语等同物。此外，在下面的权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标记，并不旨在对它们的对象施加数值要求。此外，以下权利要求的限制不是以装置加功能的格式编写的，并且不打算基于35U.S.C.§112(f)来解释，除非并且直到这样的权利要求限制明确地使用短语后面是没有进一步结构的功能陈述的“用于……的部件”。