CN104661702A - 可植入医疗设备的治疗递送方法和系统 - Google Patents

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Abstract

电子技术的最新进展已经提供了用于增强可植入医疗设备的机会。该增强有助于增加小型化和操作效率。本公开的技术有助于基于对刺激波形的患者生理响应来配置刺激治疗波形。所生成的治疗刺激波形包括台阶状的前缘，该台阶状的前缘可被成形为具有不同的斜率和与斜率的每个段相关联的不同的幅度。与由基于输出电容器的行为(即，i＝C(dV/dt))的常规治疗递送电路递送的截断指数波形不同，本公开的刺激波形可因变于单个患者的响应所动态地成形。动态成形的治疗刺激波形有助于实现降低设备的电源消耗和组织损坏的减少的较低的捕获阈值。

Description

可植入医疗设备的治疗递送方法和系统
领域
本公开涉及身体可植入医疗设备，并且更特定地涉及用于对电容器充电以递送治疗刺激波形的电路和技术。
背景技术
采用电子电路来提供多种治疗(诸如，身体组织的电刺激)、监测的生理状况，和/或提供物质的各种可植入医疗设备(IMD)是本领域已知的。例如，已开发用于在心动过缓发作期间维持期望的心率或用于一旦检测到严重心律失常对心脏施加复律或除颤治疗的心脏起搏器和可植入心脏复律除颤器(ICD)。其它设备将药物递送至脑部、肌肉和器官组织、和/或神经以治疗各种状况。
在过去的20年里，IMD已从相对庞大、粗糙、和短寿命的设备演变成正在稳步小型化并且它们的功能不断增加的复杂、长寿命、小型化的IMD。例如，已对复律/除颤引线和电极作出许多改进，此举已能使复律/除颤能量能够被精确地递送至有关选定的上心脏腔室和下心脏腔室，并藉此显著地减少使心脏腔室复律或除颤所需的递送的冲击能量。此外，高电压输出电路已在许多方面改进以提供在降低使心脏复律或除颤所需的冲击能量方面有效的单相、双相、或多相复律/除颤刺激(冲击或脉冲)波形，有时具有复律/除颤电极的特定组合。
IMD的小型化正驱动包括电子电路组件的所有IMD组件的尺寸和成本减少，其中期望减小尺寸使得整体电路可更紧凑。IMD由通常是一个或多个电池的内部电源供电，该内部电源用作各种功能，包括但不限于，向电子组件和电路供电和对高压电容器充电，高压电容器通过医疗电引线向心脏放电以调节心律。由电池供电的IMD操作系统的功能复杂和复杂度随时间增加。
尽管有所进展，但电池供电的IMD在电池耗尽时必须被更换，因此贮存电池电量对维持或延长IMD的寿命仍然很重要。因此，随着IMD的尺寸减小，IMD电路的电子电路优选降低功耗以维持或增加寿命。
发明内容
朝向可植入医疗设备的增强的小型化的努力已受到发展设备的技术能力的目标的阻碍。通常，对设备的技术性能的改进通过要求增加组件数量的复杂电路来实现-此举导致设备电路的总体引脚和功率消耗的增加，以及其他。
本公开描述了可植入医疗设备的充电电路。充电电路利用单个初级变压器绕组和耦合至多个电容器的单个次级变压器绕组。二极管耦合在次级变压器绕组和多个电容器之间以维持预定的充电极性。
在一个实施例中，设置耦合电路以数个堆叠配置中的一种来动态地配置多个电容器。在一个实施例中，在充电开始前，耦合电路以并联配置将多个电容器彼此耦合。
充电电路可耦合至可植入医疗设备的电源以汲取功率用于对电容器充电。电源的示例是可以是不可再充电的电池。在由耦合电路以并联配置耦合后，多个电容器可被充电至预定的电压电平。
在另一实施例中，描述了用于对配置成存储治疗递送刺激能量的多个电容器充电的方法。该方法包括在将电容器充电至预定的电压电平前以第一堆叠配置来耦合多个电容器。继充电后，以与第一堆叠配置不同的第二堆叠配置来耦合多个电容器。
在示例性实施例中，以第一堆叠配置并联地耦合多个电容器。在实施例中，多个电容器彼此解耦并通过顺序地耦合各电容器来以串联配置依次堆叠。在另一实施例中，多个电容器中的一个或多个被选择性解耦并且以串联配置依次堆叠以形成组合串联和并联堆叠配置。可为以串联配置堆叠电容器来设置定义每个单独的电容器的解耦之间的持续时间的预定间隔。
附图说明
下面的附图是本发明的具体实施例的解说并因此不对本发明的范围构成限制。附图不按比例绘出(除非如此声明)并且旨在与下面的详细说明中的解释结合地使用。在下文中将结合附图来描述各实施例，其中同样的附图标号/字母表示同样的元件，以及：
图1是医疗设备的示意图；
图2是包括在包括常规充电电路的示例性医疗设备中的现有技术电子电路的示意图；
图3是示出了根据本公开的充电电路的一个实施例的示意图；
图4是示出了常规充电电路和根据本公开的充电电路的充电持续时间的比较分析的结果的示例性曲线图；
图5和6描绘了根据本公开的替代实施例的充电电路的治疗递送电路。
图7描绘了示出了在存储在多个输出电容器中的能量的释放期间治疗刺激能量的幅度的示例性曲线图；
图8是描绘了根据本公开的实施例的治疗递送的流程图；以及
图9是根据本公开的实施例的用于确定除颤阈值的方法的流程图。
详细描述
以下详细描述本质上是示例性的，并不旨在限制本发明的实施例或这些实施例的应用或使用。并且，没有意图被前述技术领域、背景、概述或以下详细说明中展现的任何表示或隐含的理论所约束。
在本公开中，发明人已公开与由可植入医疗设备生成具有用于递送治疗(诸如，起搏、除颤和复律)的不同波形的治疗刺激能量相关联的电路和技术。根据本公开的各方面生成的治疗刺激的可配置波形包括模仿给定患者的细胞响应行为的斜坡状或台阶状前缘。该波形降低了实现捕获所需的阈值，藉此增加了可植入医疗治疗的效率和有效性。
图1是其中可有效实践本发明的示例性医疗设备的示意图。如图1所示，例如，本发明可用于可植入医疗设备14，可植入医疗设备14包括包含用于操作皮下地植入患者中、位于患者12胸腔外部、位于心切迹前面的设备14的电路的壳体15。根据实施例，壳体15可植入在患者12的胸部区域中。而且，设备14可包括耦合至设备14的皮下感测和复律/除颤治疗递送引线18，皮下感测和复律/除颤治疗递送引线18皮下地隧穿至邻近患者12的一部分背阔肌的位置中。特定地，引线18从位于患者背部侧面并位于患者背部后面的设备14的中植入袋(median implant pocket)隧穿至与心脏相对的位置，使得心脏16部署在设备14和引线18的远端电极线圈24和远端感测电极26之间。
例如，应当理解，虽然皮下设备14被显示为穿过患者的皮肤和肌肉层之间的疏松结缔组织而被放置，但术语“皮下设备”旨在包括可使用患者的任何非静脉位置(诸如，在肌肉层下面或在胸腔内)放置到将被植入的患者内的设备。
进一步参照图1，编程器20被示为通过无线通信链路22与设备14遥测通信。通信链路22可以是任何合适的无线链路，诸如蓝牙、NFC、WiFi、MICS、或如在授权给Goedeke等人的美国专利No.5,683,432“AdaptivePerformance-Optimizing Communication System for Communicating with anImplantable Medical Device(用于与可植入医疗设备通信的自适应性能优化通信系统)”中所描述的链路。
设备14可由不锈钢、钛、或如在授权给Anderson的美国专利No.4,180,078“Lead Connector for a Body Implantable Stimulator(用于身体可植入模拟器的引线连接器)”和授权给Hassler等人的美国专利No.5,470,345“Implantable Medical Device with Multi-layered Ceramic Enclosure(具有多层陶瓷外壳的可植入医疗设备)”中所描述的陶瓷所构造。设备14的电子电路可被结合到聚酰胺柔性电路、印刷电路板(PCB)、具有封装在无引线芯片载体中的集成电路的陶瓷基片、芯片级封装、和/或晶片级封装。
引线18，被插入到放置在壳体15上的连接器(未示出)中以将该引线电耦合至位于壳体15中的电路，包括远侧除颤线圈电极24、远端感测电极26、绝缘柔性引线体、和用于经由连接器连接至壳体15的近端连接器引脚(未示出)。在一些实施例中，远端感测电极26可被合适地大小调整成使沿着壳体15放置以形成基于壳体的皮下电极阵列的一个或多个电极28的感测阻抗与放置成形成正交信号矢量的电极28匹配。
如以下详细描述的，在本发明的实施例中的设备14包括用于提供治疗的小型化电路。例如，光学血液动力学传感器17优选是多波形血氧计，诸如脉动血氧计或混合静脉氧传感器。电极28和光学传感器17被焊接到壳体15的外表面上的位置中并经由导线(未示出)连接至位于壳体15内部的电子电路(本文中以下所描述的)。电极28可由平板所构建，或替代地，如在授权给Brabec等人的美国专利No.6,512,940“Subcutaneous SpiralElectrode for Sensing Electrical Signals of the Heart(用于感测心脏电信号的皮下螺旋电极)”中所描述的螺旋电极所构建，并且安装在如在授权给Ceballos等人的美国专利No.6,522,915“Surround Shroud Connector andElectrode Housings for a Subcutaneous Electrode Array and Leadless ECGs(用于皮下电极阵列和无引线ECG的环绕护罩连接器和电极壳体)”和授权给Fraley等人的美国专利No.6,622,046“Subcutaneous SensingFeedthrough/Electrode Assembly(皮下感测馈通/电极组件)”中所描述的非导电环绕护罩(shroud)中。
设备14中采用的电子电路可采取任何已知的形式来从所感测到的ECG中检测快速性心律失常并在心脏复苏时按需提供复律/除颤冲击以及冲击后起搏。在授权给Bhunia的美国专利No.7,647,095“Method andApparatus for Verifying a Determined Cardiac Event in a Medical DeviceBased on Detected Variation in Hemodynamic Status(用于基于检测到的血液动力学状态的变化在医疗设备中验证所确定的心脏事件的方法和装置)”中阐述了适合于采用本文以下所描述的第一和第二复律－除颤电极以及ECG感测和起搏电极起作用的这种电路的示例性简化框图，该专利通过引用整体结合于此。应该理解，简化框图没有显示这种设备的所有的常规部件和电路，包括数字时钟和时钟线、用于为电路供电并提供起搏脉冲的低电压电源和电源线、或用于在设备14和外部编程器20之间的遥测传输的遥测电路。
图2是包括在具有常规电容器配置且采用用于对电容器充电的常规变压器耦合的示例性医疗设备中的现有技术的电子电路600的示意图。电子电路包括协作地监测ECG、确定复律－除颤冲击或起搏何时是必须的、和递送规定的复律－除颤和起搏治疗的软件、固件、和硬件。现有技术电子电路的许多方面并且特别是在由封闭的虚线602限定的区域中所示的那些方面可适当地与本公开的示例性实施例中所阐述的方面结合使用。
如图2所示，例如，电子电路600包括一个或多个电源，诸如低压电池610和高压电池612。低压电池610为设备电路和起搏输出电容器供电以按照本领域已知的方式供应起搏能量。在线670上提供的信号VBATT的控制下，诸如与起搏相关联的低压部件由低压充电电路668充电至预编程的电压电平。低压电源668向低电压IC、混合电路、和电子电路的分立部件提供经调节的功率。
应当理解，例如，虽然图2的现有技术系统包括低功率和高功率治疗两者，但本发明可被用于仅提供一种治疗(诸如，高功率除颤治疗)的设备中。
在图2中，与起搏/设备定时电路616结合的感测放大器614处理在由选定的一对皮下电极28所定义的特定ECG感测矢量上发展出的远场ECG感测信号，或任选地，处理虚拟信号(如果选定的话)。通过开关矩阵/MUX618以提供对感兴趣的EGM信号的最可靠感测的方式作出感测电极对的选择，该感兴趣的EGM信号将是被认为冒心脏纤颤风险的患者的R波。远场ECG信号通过开关矩阵/MUX 618传输至感测放大器614的输入，该感测放大器614与起搏器/设备定时电路616结合来评估所感测到的EGM。心动过缓、或心搏停止通常由起搏器定时电路616和/或控制电路620内的逸博(escape)间隔定时器所确定。起搏触发信号被应用至起搏脉冲发生器622，该起搏脉冲发生器622在连续R波之间的间隔超过逸博间隔时生成起搏刺激。通常暂时提供心动过缓起搏以在递送可当心脏恢复回正常功能时导致心脏缓慢跳动的复律－除颤冲击后，维持心输出量。可通过如在授权给Lee等人的美国专利No.6,236,882“Noise Rejection for Monitoring ECGs(用于监测ECG的噪声抑制)”中所描述的适当抑制和可扩展调节周期的使用来有助于在存在噪声的情况下感测皮下远场信号。
例如，因变于在从起搏器/设备定时616和感测放大器电路614输出至定时和控制电路620的R波感测事件信号之间的间隔，在控制电路620中确定恶性快速性心律失常的检测。可使用诸如组织颜色、组织氧合、呼吸、患者活动等的补充传感器来有助于用于施加或阻止除颤治疗的决策，如在授权给Alt的美国专利No.5,464,434“Medical Interventional DeviceResponsive to Sudden Hemodynamic Change(响应于突然血液动力学变化的医疗介入设备)”中所一般描述地那样。传感器处理单元662经由数据总线628将传感器数据提供至微型计算机624。
在微型计算机624中协作地执行在检测算法标准的性能中的某些步骤，微型计算机624包括微处理器、RAM和ROM、相关联的电路、和可经由遥测接口(未示出)编程到RAM中的存储的检测标准。经由双向数据/控制总线628在微型计算机624和定时和控制电路620、起搏定时/放大器电路616、和高压输出电路626之间交换数据和命令。起搏器定时/放大器电路616和控制电路620以较慢的时钟速率时钟记时。微型计算机624通常是休眠的，但一旦接收到下行遥测编程指令或一旦递送心脏起搏脉冲时通过由每个R波感测事件发展的中断通过快速时钟来唤醒和操作微型计算机624，以执行任何必要的数学计算、以执行心动过速和纤颤检测过程、并来更新由起搏器/设备定时电路616所监测和控制的时间间隔。
例如，在授权给Keimel的共同转让的美国专利No.5,354,316“Methodand Apparatus for Detection and Treatment of Tachycardia and Fibrillation(用于检测和治疗心动过速和纤颤的方法和装置)”、授权给Olson等人的美国专利No.5,545,186“Prioritized Rule Based Method and Apparatus forDiagnosis and Treatment of Arrhythmias(用于诊断和治疗心律失常的基于优先级规则的方法和装置)”、授权给Olson等人的美国专利No.5,855,593“Prioritized Rule Based Method and Apparatus for Diagnosis and Treatmentof Arrhythmias(用于诊断和治疗心律失常的基于优先级规则的方法和装置)”、授权给Bardy等人的美国专利No.5,193,535“Method and Apparatusfor Discrimination of Ventricular Tachycardia from Ventricular Fibrillation andTreatment Thereof(用于区分心室性心动过速与心室纤颤的方法和装置及其治疗)”中阐述了在快速性心律失常的检测中采用和执行的微型计算机624和控制电路620的算法和功能。可从用于使心房和心室快速性心律失常彼此区分和与在'316、'186、'593和'535专利中呈现的高速率窦性心率相区分的综合算法中选择用于检测心室纤颤和恶性心室心动过速的特定算法。
该检测算法是高度敏感和特定于存在或不存在的危及生命的室性心律失常的情况，例如，室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF)。当检测到恶性心律失常时，高压电容器630、632、和634由高压充电电路充电至预编程的电压电平。通常认为维持高压输出电容器630、632、和634上的恒定电荷是低效率的。替代地，当控制电路620发出在线640上传递至高压充电电路638的高压充电命令HVCHG时开始充电，并且借助于双向控制/数据总线642和来自HV输出电路626的反馈信号VCAP来控制充电。高压输出电容器630、632、和634可以是薄膜、铝电解、或湿钽构造。
高压电池612的负极端子直接耦合至共同接地(VCC)。开关电路644常开使得高压电池612的正极端子断开与高压充电电路638的正电源输入的连接。高压充电命令HVCHG还经由导体646传导至开关电路644的控制输入，并且开关电路644响应于将正高压电池电压EXT B+连接至高压充电电路638的正电源输入而闭合。开关电路644可以是，例如，场效应晶体管(FET)并且其源到漏路径中断了EXT B+导体646且其栅极接收导体640上的HVCHG信号。高压充电电路638藉此呈现准备好开始采用来自高压电池612的充电电流对高压输出电容器630、632、和634充电。在具有起搏和复律/除颤两者的实施例中，电路可采用OR门664实现以在LVCHG信号和HVCHG信号之间切换。
高压输出电容器630、632、和634可被充电至非常高的电压，例如，700–3150V，以通过在皮下复律－除颤电极648和650的电极对之间的身体和心脏放电。高压电容器630、632、和634通过高压充电电路638和如在授权给Wielders等人的共同转让的美国专利No.4,548,209“EnergyConverter for Implantable Cardioverter(用于可植入复律器的能量转换器)”中详细描述的高频高压变压器652充电。通过分别与电容器630、632、和634相关联的高压变压器652的多个次级绕组互连的二极管654、656和658维持适当的充电极性。如上所述，电容器电荷的状态由在高压输出电路626内的电路所监测，该高压输出电路626将指示电压的VCAP、反馈信号提供至定时和控制电路620。当VCAP信号匹配经编程的电容器输出电压(即，复律－除颤峰值冲击电压)时，定时和控制电路620终止高压充电命令HVCHG。
控制电路620然后产生控制信号NPULSE 1，控制信号NPULSE 1被施加至高压输出电路626用于触发复律或除颤冲击的递送。特定地，NPULSE 1信号触发电容器630、632、和634的放电。以这种方式，控制电路620用于控制高压输出级626的操作，高压输出级626在耦合至HV-1和COMMON输出的复律－除颤电极对648和650之间递送高能复律－除颤冲击。
因此，设备14监测患者的心脏状态并响应于检测到需要复律－除颤的快速性心律失常通过复律－除颤电极648和650发起复律－除颤冲击的递送。高HVCHG信号使高压电池612通过开关电路644与高压充电电路638连接并开始对输出电容器630、632和634的充电。充电继续直到由VCAP信号反映了经编程的充电电压，在该点处控制和定时电路629将HVCHG信号设置为低、终止充电并打开开关电路644。通常地，充电周期仅花费十五至二十秒，并且很少发生。设备14可被编程成试图以如上描述的方式与所检测的R波定时同步地将复律冲击递送至心脏，或可被编程或制造成在不尝试使递送同步至所检测的R波的情况下以如上描述的方式将除颤冲击递送至心脏。与快速性心律失常的检测和复律－除颤冲击的递送相关的事件数据可被存储在RAM中以上行遥测传输至如本领域众所周知的外部编程器，以帮助患者的心脏状态的诊断。基于预防而接收设备14的患者将被指示向主治医生报告每个这种事件以进一步评估患者的状况并且评价对植入更复杂的可植入心脏除颤器设备(ICD)的需要。在其他实施例中，将发生没有事件数据的存储。
图3是示出了根据本公开的充电电路40的一个实施例的示意图。充电电路40可被耦合至图2中所示的区域602中的元件或根据本发明的类似的IMD系统。如图2所示，常规的充电电路606包括具有初级绕组652a和多个次级绕组652b、652c、和652d的变压器652。次级绕组的数量对应于输出电容器的数量以用于保持用于通过IMD递送治疗的电荷。换言之，具有串联硬连接的输出电容器的常规的IMD电路已需要多个次级变压器绕组以将电容器充电至期望的电压电平。
发明人已观察到，对提供多个次级变压器绕组的需要已转换为庞大的变压器。此外，由于需要多个变压器次级绕组耦合至输出电容器的每一个的输出电容的串联排列，在常规充电电路中对输出电容器充电所需的电源电压必须被保持在相对高的值。在常规充电电路中，所提供的电源电压通常大约为700V至1000V的数量级。充电电压的降低的优点一个在于，其有助于尺寸的减小以及位于充电部件上的应力的减小。
返回图3，充电电路40被示为具有包括单个初级绕组44和单个次级绕组46的变压器42。单个次级绕组46通过单个二极管48耦合至递送电路。根据本公开的进一步方面，递送电路包括多个输出电容器，通过控制多个电容器的耦合的耦合电路64(图5)和164(图6)来控制该多个电容器。本公开中所使用的多个指的是两个或以上的整数。
在图5和6中进一步详细描述了耦合电路的堆叠操作的细节。简言之，耦合电路以堆叠配置堆叠输出电容，在各时间周期期间，该堆叠配置选自包括串联配置、并联配置、或的组合串联和并联配置的多个堆叠配置中的一个。例如，输出电容器可在将输出电容器充电至电源电压电平的期间以并联配置堆叠。在对输出电容器充电前或后，耦合电路可以任何其他期望的堆叠配置耦合输出电容器。可以包括“反激(flyback)”方式的任何已知的方式执行对输出电容器的充电。在共同转让的美国专利No.5,265,588中阐述了一个这种方式，该专利通过引用整体结合于此。
在充电期间以并联配置的输出电容器的堆叠降低了对电容器充电所需的电源电压。在目前所描述的实施例中，与常规充电电路602相比，对输出电容器充电所需的电源电压可被降低至约250V。电压要求的降低还有助于与充电电路40相关联的部件的额定电压的降低以及部件数量的减少，此举可改进可植入医疗设备的可靠性。
变压器的构造的细节并不是理解本公开的实施例的关键，并可以是根据任何已知的技术。然而，利用如根据本发明的实施例所描述的具有单个初级绕组和单个次级绕组的变压器42，有助于了对输出电容器充电所需的变压器的尺寸的减小。由变压器的附加的次级绕组所另外占据的空间(诸如，充电电路602和耦合至输出电容器的附加的二极管的空间)可被分配至其他部件以用于额外的功能或可有助于充电电路40的整体覆盖区域的减小。
图4是示出了常规充电电路和根据本公开的充电电路的充电持续时间的比较分析的结果的示例性曲线图。曲线图54描绘了在X、Y图表轴上绘制的第一迹线56和第二迹线58。曲线图54的水平(X)轴表示以秒为单位的时间且垂直(Y)轴表示以伏特为单位的能量。
示为实线的第一迹线56表示将以串联耦合的输出电容器充电至电压电压的常规充电电路602的绘图。示为虚线的第二迹线58表示将以并联耦合的输出电容器充电至电压电压的充电电路40的绘图。
迹线56、58比较地示出了常规充电电路和根据本公开的充电电路的相对充电充电持续时间。在该示例中，作为由根据本公开的经修改的刺激波形的递送有助于的降低的阈值要求的结果，充电电路充电到降低的能量水平。如曲线图54中所示，相对于常规充电电路602所花费的时间，充电电路40花费相对更短的时间来将输出电容器充电至电源电压。
图5和6描绘了根据本公开的替代实施例的治疗递送电路60a、60b(总称为“60”)。示例性治疗递送电路60生成具有可基于患者的生理响应定制的动态可配置波形的治疗刺激。这种治疗刺激波形可生成为具有台阶状前缘。
如先前在图3中所讨论的，递送电路60经由二极管48耦合至充电电路40。递送电路60包括多个输出电容器62a、62b、和62c(总称为“输出电容器62”)。输出电容器62由充电电路40充电并保持用于生成治疗刺激波形的能量。
根据本公开，输出电容器62相对于彼此的堆叠是动态可配置的。输出电容器62中的至少一个耦合至耦合电路。耦合电路动态配置输出电容器以形成各种并联和串联组合。
图5描述了其中用并联耦合的多个输出电容器62发起治疗的递送的实施例。该实施例可被用于在植入期间引起患者的心室纤颤以有助于除颤阈值测试。输出电容器可随后根据本公开的动态重新配置技术被重新配置以用于治疗递送。为了便于参考，结合图5A-5C中所示出的电路图来讨论图5的描述。图5A-5C中的每一个描绘了根据图5的实施例，在耦合输出电容器用于治疗递送的不同阶段后的功能等效电路。
转到图5的实施例，第一开关(诸如，三端双向可控硅开关66a)具有耦合至电容器62b的负极端子的第一端子和耦合至电容器62a的阳极端子、二极管48的阴极和二极管68a的阳极的三端双向可控硅开关66a的第二端子。耦合电路64还包括第二三端双向可控硅开关66b，该第二三端双向可控硅开关66b在第一端子处耦合至电容器62c的负极端子和在第二端子处耦合在电容器62b的正极端子、二极管68a的阴极、和二极管68b的阳极之间。二极管68a、68b通过设置治疗刺激能量的电荷的流动方向来维持放电极性。
耦合电路64进一步包括递送控制模块70。三端双向可控硅开关66a、66b的栅极分别通过栅极触发的场效应晶体管(FET)72a、72b耦合至递送控制模块70。递送控制模块70激活或停用FET 72(分别切换至“导通”或“截止”位置)以控制输出电容器62的堆叠配置。FET 72的选择性激活或停用将分别使三端双向可控硅开关66切换为导通或截止(激活或停用)。递送控制模块70可进一步被耦合至分别将输出电容器62b和62c连接至共同接地(VCC)的FET 74a、74b。用假想线中示出的二极管76a和76b分别表示FET 74a和74b的本征体二极管。
在一个实施例中，输出电容器62可以第一配置堆叠，使得所有电容器并联耦合。通过使FET 74导通并通过使三端双向可控硅开关66截止来实现以并联配置的输出电容器62的堆叠。输出电容器62可然后以该并联配置被充电至预定的电压电平。如图3所描述的，通过二极管48设置充电极性(即，电流从充电电路40流动至输出电容器62的方向)。输出电容器62a经由具有到共同接地的连接的二极管48充电。输出电容器62b通过二极管48、二极管68a，通过具有到共同接地的连接的FET 74a充电。输出电容器62c通过二极管48、二极管68a、二极管68b，通过具有到共同接地的连接的FET 74b充电。在一些实施例中，可观察输出电容器62b、62c的由于通过二极管68充电引起的相对于整体电荷电压的最小电压降。然而，这种电压差类似于由常规电路中的用于每个电容器的单个次级变压器绕组中失配引起的电压差。
在确认输出电容器62被完全充电之后，耦合电路64以期望的堆叠配置来配置输出电容器62，从而发起治疗的传递。例如，输出电容器62可保持在第一配置或配置可从第一配置改变为与第一配置不同的第二配置。更进一步地，本公开有助于在治疗递送期间，输出电容器62从第二到第三和甚至进一步到其他随后配置的动态重新配置。由此，输出电容器62以在治疗递送之前或期间的多个配置中的给定一个来配置。通过以任何给定配置的输出电容器62释放的能量与不同治疗递送阶段相一致。
例如，治疗通过可通过递送桥耦合至递送电路60的电极所递送，该递送桥设置在HV输出626中。递送桥的操作不影响本发明的操作并且因此没有示出或讨论。本质上，递送桥包括开关，开关配置包括电极的递送路径。换言之，如中公开文献中详细描述的，递送桥将治疗刺激能力的流动引导至心脏并回到以单极或双极电极配置的IMD。治疗刺激能量可在多个阶段中通过电极从输出电容器释放，使得电容器62a通过二极管68a、68b放电；电容器62b通过二极管68b放电；且电容器62c直接经由递送桥直接放电。
在一个实施例中，采用维持第一配置的输出电容器62发起治疗递送。换言之，输出电容器62a、62b、和62c以并联配置堆叠达预定时间间隔。在该第一阶段中，输出电容器62a、62b、和62c与充电电路解耦并且耦合至电极(未示出)以开始电容器的放电以递送治疗的第一阶段。图5A描绘了以第一配置堆叠输出电容器62的功能等效电路。如图5A所示，输出电容器62串联耦合并且电容器的共同端子连接至递送桥。通过将FET 74配置在导通位置并通过使三端双向可控硅开关66截止来实现图5A的等效电路。
如上所述，在第一预定间隔的持续时间期间在输出电容器放电后，输出电容器62的耦合可被从第一配置重新配置成第二配置。可以构想，可选择性地改变从开始放电到重新配置输出电容器耦合的时间的持续时间，以提供期望的波形。而且，可通过改变每个间隔的电容器的堆叠的配置来成形波形，应当记住，输出电容器可单独地或以任何组合重新配置以实现第二、第三、和随后的治疗递送阶段的堆叠配置。
继续该说明性实施例，电容器中的一个(诸如，输出电容器62c)的堆叠可被重新配置为第二配置。在第一阶段中在开始释放电容器62a、62b和62c中的能量的一部分后的间隔(第一预定间隔)后，该重新配置将输出电容器62c与电容器62a和62b的并联组合以串联耦合。在图5B中描绘了第二配置的等效电路。通过使三端双向可控硅开关66b转到导通位置同时使FET 74b截止来执行将电容器62c串联耦合至并联耦合的电容器62a和62b。将输出电容器62a、62b、和62c的堆叠重新配置成串联耦合电容器62c发起治疗递送的第二阶段。第一预定间隔被定义成与在将提供刺激波形的期望斜坡分布(profile)的输出电容器62的放电期间的时间点对应。响应于使三端双向可控硅开关66b导通以使电容器62c与输出电容器62a、62b的并联组合进行串联耦合，使FET 74b截止防止通过地面短路。
在说明性实施例中，在治疗递送的第二阶段的第二预定间隔期间释放输出电容器62中的一些能量。电容器可被再重新配置成提供用于串联堆叠所有三个输出电容器的第三配置。特定地，输出电容器62b与输出电容器62a串联放置。在图5C中描绘了第三配置的等效电路。通过使三端双向可控硅开关66a转向导通位置同时使FET 74a截止来执行电容器62a到电容器62b的串联耦合。三端双向可控硅开关66b保持在导通位置并且FET 74b保持在截止位置。
图6描绘了递送电路的替代实施例。采用第一、单个电容器的放电发起根据图6的实施例的治疗的递送。根据本公开的用于治疗递送的动态重新配置技术，多个电容器的其他输出电容器可然后与第一电容器串联耦合。
为了便于参考，结合图6A-6E中所示出的电路图来讨论图6的描述。图6A–6E中的每一个描绘了根据图6的实施例的用于治疗递送的不同阶段的输出电容器的耦合的功能等效电路。此外，采用相同的附图标记来标记对应于图5中的递送电路60a的元件的图6的递送电路60B的元件。读者可参考图5的前述描述以用于关于这些组件的充分讨论。
图6的递送电路60b包括耦合在输出电容器62b和地之间的三端双向可控硅开关174a。二极管176a与三端双向可控硅开关174a并联耦合，并且二极管176b的阴极连接至接地。三端双向可控硅开关174c进一步耦合在输出电容器62a和地之间。二极管176c与三端双向可控硅开关174c并联耦合，并且二极管176c阴极连接至接地。三端双向可控硅开关174a和174c连接至递送控制模块70。
虽然在说明性实施例中没有这样描绘，但替代实施例可包括在具有或不具有用于将三端双向可控硅开关连接至递送控制模块70的附加保护电路的情况下，三端双向可控硅开关174a，174c的端子的重新配置。这种保护电路可包括具有耦合的FET，这样的耦合类似于三端双向可控硅开关66的耦合。
在图6的实施例中，仅采用递送刺激治疗的能量的输出电容器中的单独一个发起治疗递送的第一阶段。在该实施例中，在第一阶段期间输出电容器62不被堆叠；也就是说，所有三端双向可控硅开关66a、66b、174a和174c被设置在截止位置。输出电容器62c被耦合至电极(未示出)以用于在第一阶段期间释放能量。图6A中描绘了输出电容器62的等效电路。可预先确定能量释放的持续时间，使得在第一间隔期间仅释放存储在输出电容器62c中的电荷的部分。
在第一间隔期满时，对于治疗递送的第二阶段，输出电容器的第二个(例如，62b)可与第一电容器62c串联地堆叠。在图6B和6C中描绘了遵循输出电容器62b串联耦合至电容器62c的代表性等效替代电路。在第二阶段中，可通过使FET 74b截止并使三端双向可控硅开关66b和174a导通来使电容器62c堆叠在电容器62b的顶部。
第一预定间隔的持续时间可被设置成对应于在输出电容器62c放电的期间的时间点，以提供刺激波形的台阶状前缘的期望斜坡分布。
第二预定间隔可被设置成定义其中释放串联耦合的电容器62b和62c中的一些能量的持续时间。可在第二电容器(在该示例中的电容器62b)耦合至第一电容器时开始测量第二预定间隔的持续时间。
在第二预定间隔期满后，第三电容器(在该示例中的电容器62a)串联连接至串联耦合的电容器62b和62c。电容器62a的耦合发起治疗递送的第三阶段。
结合图7描述了图6的示例性第一、第二、和第三阶段中的在输出电容器62的放电期间生成的治疗刺激波形的模拟。
在图6的说明性实施例中，可通过使三端双向可控硅开关174a截止，同时使三端双向可控硅开关66a导通和三端双向可控硅开关174c导通来执行电容器62a到串联连接的电容器62c和62b的串联耦合。三端双向可控硅开关66b维持在导通位置。此举实现将输出电容62c和62b的组合堆叠在输出电容器62a的顶部。图6D和6E描绘了遵循电容器62a串联耦合至串联连接的电容器62b和62c的输出电容器的替代等效电路。
在其他实现中，可在第一阶段中用不同的第一输出电容器(而不是62c)的放电发起治疗的传递。虽然没有示出，但这种替代实现还可包括附加的部件和/或递送控制模块70可被编程成提供不同的控制信号。
在示例性实施例中，当输出电容器的堆叠被重新配置时，采用控制在治疗刺激能量的递送期间的时间点的第一和第二间隔的持续时间来编程递送控制模块70。在第一和第二间隔上的选择性控制能使由存储在输出电容器62中的能量生成的所得的刺激波形的放电分布能够被操纵，以模仿给定患者的心脏细胞响应时间并由此提供有效的阈值电平以确保捕获。因此，与耦合间隔的控制耦合的输出电容器62的堆叠的动态可配置性有助于可被修改以基于不同患者群体的心脏细胞响应优化治疗的不同分布的刺激波形的生成。
图5和6的示例性耦合电路包括被动态地控制以按照各种堆叠配置耦合输出电容器的多个开关部件。在说明性实施例中，开关部件有助于它们所连接至的三个输出电容器的耦合以形成如上所讨论的各种堆叠配置。可对开关部件进行分组，使得与每个电容器的堆叠相关联的部件相对于其他电容器被定义为堆叠电路模块组。例如，图5中的第一组可包括三端双向可控硅开关66a、栅极触发FET 72a、和放电FET 74a，而第二组可包括三端双向可控硅开关66b、栅极触发FET 72b、和放电FET 74b。如可从图5和6推导的，堆叠电路模块组的数量是小于递送电路中的电容器的数量的值。
在替代的实施例中，可提供不同数量的输出电容器62以定义具有不同递送能量、斜率、或斜坡分布的不同刺激波形。在这种实施例中，附加的堆叠电路模块组可被设置，如上所述，可被包括在耦合电路64、164中以在这种附加输出电容器的充电和放电操作期间动态地控制附加电容器的堆叠。
根据本公开的治疗递送有助于治疗刺激波形的生成，该治疗刺激波形可基于患者对刺激波形的生理响应成形。与由基于输出电容器的行为(即，i＝C(dV/dt))的常规治疗递送电路递送的常规波形不同，本公开的刺激波形可根据单个患者的响应动态地成形。如果这样做，则可实现更低的阈值，此举降低了设备的电源消耗，从而促进设备的寿命增加。
图7描绘了示出了在存储在多个输出电容器中的能量的释放期间治疗刺激能量的幅度的示例性曲线图200。曲线图200的水平(X)轴表示以秒为单位的时间以及垂直(Y)轴表示以伏特为单位的刺激幅度。刺激幅度是在将治疗递送至患者期间从输出电容器释放的能量。
显示为实线的第一迹线202表示由常规递送电路600生成的治疗刺激波形，其中从治疗的递送开始，三个电容器通常串联硬连接耦合直到刺激脉冲按照预期被递送用于给定治疗。迹线202将治疗刺激波形示出为截断指数波形，该截断指数波形具有从零伏特到最大幅度(在这种情况下1400伏特)的几乎瞬时倾斜的前缘，并且在约4ms的周期上逐渐衰减。该迹线202表示常规治疗刺激波形的分布并且基于输出电容器的行为(即，I＝C(dV/dt))，其中“i”是穿过电容器的瞬时电流，“C”是以法拉第为单位的电容器的电容，且dV/dt是以伏特每秒为单位的电压变化的瞬时速率。
显示为虚线的迹线204是可通过根据本发明的多个方面描述的治疗递送电路生成的示例性治疗刺激波形。特定地，波形对应于在结合图6的电路所描述的三个阶段期间的输出电容器62中的能量的释放。迹线204被视为具有台阶状或斜坡状前缘的刺激治疗波形。与迹线202的截断指数波形不同，已观察到，由迹线204表示的波形的斜坡状前缘更接近地模仿心脏细胞响应时间的分布。在心脏细胞的情况下，例如，细胞响应刺激能量的能力随着导致捕获的时间的周期逐渐增加。由此，最佳治疗刺激波形是随时间的周期逐渐增大的波形，并且刺激能量从零增加至实现捕获的最大幅度(在这种情况下，1200伏特)。其中减少了给定时间周期上的刺激能量，因此该波形204比常规波形202更有效。
示例性迹线204被描绘为具有第一台阶206a和第二台阶206b以定义三段“A”、“B”和“C”。第一段A与在治疗递送的第一阶段期间的三个输出电容器的第一个的放电一致。在第二段B中，三个输出电容器的第二个串联耦合至第一电容器。因此，第二段与在治疗递送的第二阶段期间串联耦合的第一和第二电容器的放电一致。在第三段C中，第三电容器串联耦合至串联耦合的第一和第二电容器，使得所有三个电容器串联耦合。第三段与在第三阶段中的输出电容器的放电一致。
在说明性实施例中，沿着X轴描绘了第二电容器与第一电容器的串联耦合以及第三电容器与串联连接的第一和第二电容器的串联耦合之间的时间间隔。如曲线图200所示的，第一和第二间隔确定迹线204的台阶状前缘的段A、B、和C的每一个的幅度。还可基于第一和第二间隔的持续时间操纵迹线204的斜率。
可通过确定在迹线202的曲线下的面积来计算由常规电路传递至患者的能量的量，而可通过确定在迹线204下的面积来计算根据本公开的各方面传递至患者的能量的量。如曲线图200所示的，在迹线202的曲线下的面积大于在迹线204的曲线下的面积。该图示显示了与在通过本公开的递送电路递送时实现捕获所需的刺激能量(204)相比，在通过常规电路递送治疗时实现捕获所需的刺激能量(202)相对更大。
发明人已理论推导，最大幅度的减小的根本原因中的一个是生成模仿细胞响应分布的刺激波形的能力。由于刺激波形适应于在最佳时间期间刺激细胞，因此不必提供过量的能量来补偿延时的细胞响应。
因此，本公开的递送电路呈现了通过患者的组织递送的刺激能量的减少。除以上讨论的显著降低的幅度之外，与常规递送电路相比，减少的刺激能量还有助于患者的组织创伤的减少。此外，由于减少的刺激能量还意味着与常规递送电路相比，电容器可被更快地充电至全电源，因此相对更少的能量被消耗用于通过本公开的递送电路递送治疗。降低的消耗促进了对需要刺激治疗的心脏状况的响应时间的增加。用于递送刺激治疗的能量要求的降低还促进设备寿命的增加。
图8是描绘了根据本公开的实施例的治疗递送任务的流程图。为了说明的目的，对图8中的过程的以下描述可参考以上结合图3至图7中所提及的元件。实际上，可通过所述系统的不同元件(例如，植入传感器、IMD、或外部监测设备)来执行过程的各部分。
图8中的流程图描述了治疗方案(诸如，可采取来自存储在输出电容器中的能量的激脉冲、连续波形等形式的起搏、除颤、或复律刺激)的递送。如果当前不启用治疗，则可由临床医生、患者、或设备发起治疗(220)。最终，设备可基于经编程的日间时或由于传感器信号自动地发起治疗，该传感器信号包括电描记图、血液动力学、活动传感器信号、和其他生理传感器信号。特定地，可评估由设备传感器感测到的信号以确定是否发起治疗递送。
在任务222处，监测被配置成保持用于递送治疗的电荷的输出电容器以确定是否有足够的能量可用于递送治疗。如果确定电容器没有被充电至合适的电平，则对充电电路进行操作以提供将电容器充电至合适的电平所需的功率(224)。
一经确认电容器被充电至期望的电平，递送电路就根据经编程的参数发起输出电容器的放电。在示例性实施例中，第一输出电容器被耦合至递送桥以通过所选择的电极发起治疗刺激递送的第一阶段(226)。递送控制电路可被编程成确定第一输出电容器被放电的持续时间。递送电路通过递送桥使给定的输出电容器放电达经编程的持续时间，以递送治疗刺激的给定阶段(228)。
在第一阶段中治疗递送之前或期间，递送控制电路确定对于给定的治疗方案是否需要附加的阶段(230)。为了说明的目的，在示例性实施例中，可对治疗递送进行编程以在三个阶段中提供。
可采用由递送控制电路(232)执行的指令对用于将每个单独的随后的电容器以串联配置堆叠至之前放电的电容器的随后的电容器的耦合定时进行编程(232)。在示例性实施例中，递送电路将随后的电容器与之前已耦合至递送桥的电容器串联耦合以发起治疗递送的下一阶段(234)。
串联耦合的电容器的放电被执行用于治疗递送的随后阶段。图8描绘了导致返回至任务228的任务234；该环路表示可建立用于递送治疗的递送阶段的数量。单个电容器的每个连续耦合和放电导致具有台阶状的前缘波形的刺激脉冲。所得的波形是粗糙的斜坡，其中电容器的数量确定台阶的数量，并且通过输出电容器的堆叠之间的间隔的定时(即，步进延迟)确定前缘的斜率。响应于确定已递送所需数量的阶段并且确定已根据经编程的参数提供治疗，可以任何期望的方式(诸如，通过将输出电容器与递送桥解耦)终止治疗递送。
输出电容器62的堆叠的动态可配置性和单个电容器62的连续耦合之间的间隔提供对于斜坡状前缘的波形分布的操纵。还可通过单个输出电容器的连续耦合之间的间隔的可编程性来控制斜坡状前缘的斜率。例如，与其中在较小间隔之后执行输出电容器62的耦合的实现的第二斜坡状前缘的斜率相比，第一斜坡状前缘的斜率在其中在较大的间隔之后执行输出电容器62的耦合的实现中不太陡峭。
与截断指数波形相比，根据本公开的多个方面生成的斜坡波形已呈现用于捕获所需的能量的减少。该减少已超过25％。发明人已理论推导，阈值能量的减少的主导因素是治疗被递送至的组织细胞的响应时间。通过递送以模仿细胞响应时间的波形形式的治疗，最佳量的能量可在最佳响应时间被提供至细胞。
图9是根据本公开的实施例的用于确定除颤阈值的方法的流程图。该方法可使用根据本公开的实施例所描述的设备来诱发纤颤并随后确定用于终止纤颤的能量的阈值量。
在任务302处，起搏脉冲可以期望的起搏脉冲能量和期望的起搏速率递送至患者的心脏。可由设备14或能够生成起搏脉冲的任何其他设备递送起搏脉冲。
在起搏期间，可监测患者的心脏的电传导以获得指示心脏的电传导的心脏信号(304)。评估心脏信号以标识T波并且特别是T波的上升部分的出现(306)。
该方法确定是否启用治疗递送源以便发起由输出电容器62存储的能量的递送用于生成刺激脉冲(308)。此外，如果输出电容器没有被充分充电，则禁用治疗递送。由此，可对输出电容器充电以存储被递送用于生成刺激脉冲的能量(310)。可提供指示输出电容器已被充电至预定电平的充电信号。
本公开有助于以任何期望的堆叠布置的电容器62的动态配置。在其中在充电期间以串联配置堆叠电容器的实施例中，输出电容器以并联配置堆叠以用于递送用于诱发心室纤颤的刺激脉冲。可作出关于多个电容器的堆叠配置是否是并联配置的确定(312)。如果不是，则随后使电容器并联堆叠(314)。
该方法可被配置成在递送刺激脉冲之提供用于同步刺激脉冲的期望数量的起搏脉冲。刺激脉冲可以是以低能量或亚阈值的冲击。在利用除设备14之外的起搏源的实施例中，在递送刺激脉冲之前，基于特定数量的递送脉冲、预定的时间延迟、或其他定时机制来断开起搏源。
响应于标识T波的出现，刺激脉冲与T波的上升部分一致地被递送至患者(316)。
在任务318处，评估患者的电活动以确定递送刺激是否成功地诱发心室纤颤。在刺激脉冲递送之后，可基于患者的心脏信号标识心室纤颤的开始。如果最初的刺激脉冲未能诱发心室纤颤，则可重复任务302-318达按需的多次迭代，并且在每次迭代中采用不同量的能量，直到心室纤颤被诱发。
在成功诱发心室纤颤之后，输出电容器可被再充电并被充新配置用于确定终止心室纤颤的能量的阈值量(320)。用于递送除颤能量的输出电容器的充电和配置可与本公开中的其他地方所描述的技术对应。
本文所提供的流程图、技术和工艺旨在示出示例性设备的功能操作，并且不应当被解释为实现本发明所必须的软件、固件或硬件的具体形式的反映。可以认为，将通过在外部起搏源、外部冲击源和接口中采用的特定系统体系架构并通过由外部源采用的刺激治疗(起搏和冲击)递送方法确定软件、固件、和硬件的特定形式。例如，系统或组件的实施例可采用各种集成电路组件,例如存储元件、数字信号处理元件、逻辑元件、查找表等等，这些集成电路组件可在一个或多个微处理器或其它控制设备的控制下执行多种功能。在一定程度上，存在文本和在图中所描绘的电路符号之间的任何含糊或不一致，附图将被视为控制。
提供软件、固件和硬件来完成本文中的公开内容给出的本发明是在本领域技术人员的能力范围内。为了简洁起见，在本文中可能不会详细描述与心室/心房压力传感、IMD信号处理、遥测和系统的其他功能方面(和系统的单个操作部件)相关的常规技术。结合流程图所描述的方法可在计算机可读介质中实现，计算机可读介质包括用于使可编程的处理器执行所描述的方法的指令。“计算机可读介质”包括，但不限于，任何易失或非易失性介质，诸如RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储器等等。指令可被实现为可被它们自己执行或与其他软件结合的一个或多个软件模块。
在包含在本文中的各个图中所示的连接线旨在表示各种元件之间的示例功能关系和/或物理耦合。应当注意到，许多替代或附加的功能关系或物理连接可存在于本主题的实施例中。此外，应当理解，过程可包括任何数量的附加或替代任务，图8和9中所示的任务不必以所示的顺序来执行，并且该过程可被并入到具有本文中没有描述的附加功能的更全面的程序或过程中。
该描述涉及被“连接”或“耦合”在一起的元件或节点或特征。如本文中所使用的，“连接”指一个元件/节点/特征直接接合至(或直接地联系于)并且不一定机械地连接至另一元件/节点/特征，除非另有声明。同样，“耦合”指一个元件/节点/特征直接地或间接地接合至(或直接地或间接地联系于)另一元件/节点/特征，除非另有声明。因此，虽然图中所示的原理描述了元件的示例性布置，但附加插入元件、设备、特征、或部件可存在于所描述的主题的一个实施例中。
虽然本公开容许多种修改和替代形式，但其具体实施例将通过附图中的示例示出且将在本文中予以详细描述。然而应当理解，本文中对具体实施例的描述并不旨在将本公开限于所公开的特定形式，相反，其意图是覆盖落在如所附权利要求所限定的本公开的精神和范围内的所有修改、等效方案以及替换方案。

Claims (10)

1.一种可植入医疗设备，包括：
电源；
多个输出电容器；
充电电路，所述充电电路耦合至所述电源且耦合至所述多个输出电容器，所述充电电路包括具有耦合至所述电源的单个初级绕组和耦合至所述多个输出电容器的单个次级绕组的变压器；
递送桥，所述递送桥选择性地耦合至所述多个电容器，其中所述多个电容器在能量释放期间以多个动态可改变的配置中的一个耦合至所述递送桥；以及
控制器，所述控制器被配置成响应于预定的事件来控制所述多个输出电容器以多个动态可改变的配置中的一个耦合至所述递送桥，以使得所释放的能量生成具有基于单个患者响应所成形的斜坡状分布的刺激波形。
2.如权利要求1所述的可植入医疗设备，其特征在于，进一步包括，通过所述控制器可操作的耦合电路，响应于患者的生理状况将所述多个电容器中的第一个耦合至所述递送桥并且在一个或多个预定间隔后耦合多个电容器中的第二和随后的电容器中的每一个。
3.如权利要求2所述的可植入医疗系统，其特征在于，所述耦合电路包括：
递送控制模块；
耦合至所述控制器的多个堆叠电路模块，每个堆叠电路模块包括：
耦合至多个电容器中的一个的第一端子的放电FET和开关；以及
耦合在所述控制器和所述开关之间用于控制所述开关的选择性激活和停用的栅极触发FET。
4.如权利要求3所述的可植入医疗系统，其特征在于，在所述多个输出电容器的充电期间，每个堆叠电路模块的所述放电FET被激活并且每个堆叠电路模块的所述开关被停用。
5.如权利要求3所述的可植入医疗系统，其特征在于，多个堆叠电路模块的数量对应于多个电容器的数量减去一。
6.如权利要求1所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述控制器被配置成在多个电容器开始充电前以并联配置耦合多个电容器并且在放电期间在动态可配置的间隔中以串联配置选择性地堆叠多个电容器中的每一个。
7.如权利要求1所述的可植入医疗设备，其特征在于，进一步包括：
用于感测心脏信号的输入电路，其中所述控制器可操作成处理所感测到的信号以响应于所感测到的信号来检测预定事件。
8.如权利要求7所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述控制器可操作成因变于所感测到的心脏信号来执行除颤阈值测试。
9.如权利要求8所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述控制器被配置成：
监测所感测到的心脏信号以递送心脏信号的T波；
标识所监测到的心脏信号内的T波的上升部分；
与所述T波的上升部分一致地发起能量的释放；以及
检测由能量的释放所触发的心室纤颤的开始。
10.如权利要求9所述的可植入医疗设备，其特征在于，所述控制器进一步被配置成响应于心室纤颤的开始来控制能量的释放并且确定终止所述心室纤颤的所释放的能量的下限。
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