CN108290048A - 由心血管外植入式复律除颤器进行的快速心律失常感生 - Google Patents

Abstract

一种心血管外植入式复律除颤器(ICD)被配置成通过以下方式来感生快速心律失常：将高压电容器充电至某一电压幅值，并且通过经由心血管外电极向量对所述电容器进行放电来向患者的心脏递送一系列脉冲。递送所述系列脉冲包括：在所述系列脉冲的连续脉冲之间的脉冲间间期期间对所述高压电容器进行再充电。

Description

由心血管外植入式复律除颤器进行的快速心律失常感生

技术领域

本公开总体上涉及植入式医疗设备，并且具体地涉及一种植入式复律除颤器(ICD)以及用于使用心血管外电极来感生快速心律失常的方法。

背景技术

诸如心脏起搏器和ICD等医疗设备经由由一根或多根医疗电引线承载的电极和/或所述医疗设备的壳体上的电极向患者的心脏提供治疗电刺激。所述电刺激可以包括用于起搏、心脏复律或除颤的信号，诸如脉冲或电击。在一些情况下，医疗设备可以感测心脏的固有去极化，并且基于伴随心肌组织的去极化所感测到的心脏电信号来控制刺激信号向心脏的递送。在检测到诸如心动过缓、心动过速或纤维性颤动等异常节律时，可以递送一个或多个适当的电刺激信号以便恢复或维持心脏的较正常节律。例如，ICD可以在检测到心动过缓或心动过速时向患者心脏递送起搏脉冲，或者在检测到心动过速或纤维性颤动时向心脏递送复律电击或除颤电击。

在一些情况中，通过以致心律失常性方式向患者心脏递送电刺激来在患者体内有意地感生(induce)室性快速心律失常。可以感生出室性快速心律失常以便在检测室性快速心律失常并使其终止时分析ICD的性能。接收ICD以治疗心房或心室纤维性颤动或心动过速的患者可能经受除颤阈值测试以便确保在ICD的输出能力内使用电击脉冲能量进行成功除颤的合理确定性。一些ICD通过感生纤维性颤动并且随后递送一次或多次除颤电击来确定除颤阈值，以便验证在至少低于ICD的最大输出的安全裕度的所递送电击能量下的成功除颤。

发明内容

总体上，本公开涉及用于由诸如心血管外ICD系统的心脏除颤系统来感生室性快速心律失常的技术。根据本文所公开的技术进行操作的ICD使用心血管外电极来递送电刺激脉冲以感生快速心律失常。在一些情况下，高频率脉冲突发串被递送以感生快速心律失常。在其他示例中，T波电击被递送以感生快速心律失常。

在一个示例中，本公开提供了一种心血管外ICD，所述心血管外ICD具有：感测模块，用于获取心脏电信号；高压治疗模块，包括高压充电电路、高压电容器和开关电路，所述开关电路被配置成将所述高压电容器耦合至多个植入式心血管外电极；以及控制模块。所述控制模块被配置成通过控制所述高压治疗模块进行以下操作来控制所述高压治疗模块感生快速心律失常：将所述高压电容器充电至第一电压幅值；经由所述多个植入式心血管外电极的心血管外电极向量通过启用所述开关电路对所述高压电容器进行放电来向患者的心脏递送具有连续脉冲之间的一脉冲间间期的一系列脉冲；以及在所述第一系列脉冲的所述连续脉冲之间的第一脉冲间间期期间对所述高压电容器进行再充电。所述控制模块进一步被配置成：根据所述心脏电信号来判定在所述第一系列脉冲之后是否感生出快速心律失常。响应于确定感生出快速心律失常，所述控制模块控制所述高压治疗模块将所述高压电容器充电至大于所述第一电压幅值的第二电压幅值，并且对所述高压电容器进行放电以便向所述患者心脏递送治疗电击能量，所述第二电压幅值对应于所述治疗电击能量。

在另一示例中，本公开提供了一种由心血管外ICD执行以感生快速心律失常的方法。所述方法包括：通过所述ICD的高压充电电路将高压治疗模块的高压电容器充电至第一电压幅值，经由多个植入式心血管外电极的心血管外电极向量通过启用所述高压治疗模块的开关电路对所述高压电容器进行放电来向患者的心脏递送具有连续脉冲之间的脉冲间间期的一系列脉冲，并且在所述系列脉冲的所述连续脉冲之间的脉冲间间期对所述高压电容器进行再充电。所述方法进一步包括：由所述ICD的感测模块来接收心脏电信号，根据所述心脏电信号来判定在所述第一系列脉冲之后是否感生出快速心律失常。响应于确定感生出快速心律失常，所述方法包括：将所述高压电容器充电至大于所述第一电压幅值的第二电压幅值，并且对所述高压电容器进行放电以便向所述患者心脏递送治疗电击能量，所述第二电压幅值对应于所述治疗电击能量。

在另一示例中，本公开提供了一种非暂态计算机可读存储介质，所述非暂态计算机可读存储介质包括一组指令，所述指令在由心血管外ICD的控制模块执行时启用所述ICD：通过所述ICD的高压充电电路将高压治疗模块的高压电容器充电至第一电压幅值；经由多个植入式心血管外电极的心血管外电极向量通过启用所述高压治疗模块的开关电路对所述高压电容器进行放电来向患者的心脏递送具有连续脉冲之间的脉冲间间期的系列脉冲；以及在所述系列脉冲的所述连续脉冲之间的脉冲间间期期间对所述高压电容器进行再充电。进一步使得所述ICD：由所述ICD的感测模块来接收心脏电信号，并且根据所述心脏电信号来判定在所述系列脉冲之后是否感生出快速心律失常。响应于确定感生出快速心律失常，进一步使得所述ICD：将所述高压电容器充电至大于所述第一电压幅值的第二电压幅值，并且对所述高压电容器进行放电以便向所述患者心脏递送治疗电击能量，所述第二电压幅值对应于所述治疗电击能量。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。本发明内容并不旨在提供对以下附图和说明内详细描述的装置和方法的排他性或详尽解释。在以下附图和说明中阐述了一个或多个示例的进一步细节。

附图说明

图1A和1B是根据一个示例的心血管外ICD系统的概念图。

图2A至图2C是采用不同的植入配置植入有图1A和图1B的心血管外ICD系统的患者的概念图。

图3是展示了图1A的具有替代性电极安排的心血管外引线的远端部分的概念图。

图4是展示了根据又另一示例的图1A的心血管外引线的远端部分的概念图。

图5是根据一个示例的图1A至图2C的系统的ICD的示意图。

图6是根据一个示例的对可以由图5的ICD来生成和递送的室性快速心律失常感生突发串的描绘。

图7是根据一个示例的耦合至处理器和控制模块的高压治疗模块的示意图。

图8是用于使用图1A至图4中任一个的ICD和示例心血管外引线来感生室性快速心律失常的方法的流程图。

图9是根据另一示例的用于使用图1A至图4中任一个的ICD和示例心血管外引线来感生室性快速心律失常的方法的流程图。

图10是根据另一示例的可以由图1A至图4的用于感生快速心律失常的ICD系统递送的夹带脉冲和T电击的概念图。

图11是根据另一示例的用于由图1A至图4的ICD系统感生快速心律失常的方法的流程图。

图12是可以作为快速心律失常感生序列的一部分被递送的复合起搏脉冲的一个示例的概念图。

图13是在一些示例中可以被控制以递送用于快速心律失常感生的电刺激脉冲的低压治疗模块的一个示例的概念图。

具体实施方式

总体上，本公开描述了用于使用植入式心血管外电极来递送电刺激脉冲以用于在患者体内感生室性快速心律失常的技术。如本文所使用的，术语“心血管外”是指血管、心脏和包围患者心脏的心包外部的位置。由心血管外引线承载的植入式电极可以定位成在胸廓外(在胸腔和胸骨的外部)或胸廓内(在胸腔或胸骨的下方)、但不与心肌组织紧密接触。本文所公开的技术提供了一种用于使用心血管外电极而无需在患者的心脏或脉管系统内放置经静脉引线或电极来感生快速心律失常的方法。

可以执行快速心律失常感生以便在植入时测试ICD的性能。心血管外ICD系统已经被引入用于感测用于检测异常心律的心脏信号并且用于递送用于治疗危及生命的室性快速心律失常(诸如心室纤维性颤动(VF)或快心室性心动过速(VT))的复律/除颤(CV/DF)电击。本文所公开的技术提供了用于在无需使用经静脉引线或心内电极的情况下感生室性快速心律失常的方法。通过使用这些技术，可在无需放置附加引线或电极的情况下通过感生快速心律失常来植入和测试心血管外ICD系统。

图1A和图1B是心血管外ICD系统10的概念图。图1A是植入在患者12体内的ICD系统10的正视图。图1B是植入在患者12体内的ICD系统10的侧视图。ICD系统10包括连接至心血管外电刺激引线16的ICD 14。在ICD系统10能够提供除颤电击和/或复律电击以及在一些实例中的心脏起博脉冲的背景下来对图1A和图1B进行描述。

ICD 14包括壳体15，所述壳体形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可以由导电材料(比如，钛或钛合金)形成。壳体15可以充当壳体电极(有时被称为“金属壳”电极)。在其他实例中，ICD 14的壳体可以包括在所述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，比如，氮化钛。ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或连接头)，所述连接器组件包括与壳体15交叉的电馈通件以便提供在细长引线体18内延伸的导体与包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如将在本文中更详细描述的，壳体15可以容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、传感器、电感测电路、治疗电路、电源和其他适当的部件。

细长引线体18从近端27和远端部分25延伸，所述近端包括被配置成连接至ICD连接器组件17的引线连接器(未示出)，并且所述远端部分包括一个或多个电极。在图1A和图1B中展示的示例中，引线16的远端部分25包括除颤电极24A和24B(统称为24)以及起博/感测电极28A、28B和30。在一些情况下，除颤电极24A和24B可以一起形成除颤电极，因为它们被配置成同时被激活。可替代地，除颤电极24A和24B可以形成分开的除颤电极，在这种情况下这些电极24A和24B各自可以被独立激活。在一些实例中，ICD 14可以包括多个开关机构，从而允许将耦合至电隔离导体的除颤电极24A和24B用作单个除颤电极(例如，同时激活以形成公共阴极或公共阳极)或用作分开的除颤电极(例如，单独激活)。

电极24A和24B被称为除颤电极，因为它们被单独地或共同地用于递送高压刺激治疗(例如，复律电击或除颤电击)。电极24A和24B可以是细长线圈电极，并且相比于低压起搏和感测电极28A、28B和30，通常具有用于递送高压电刺激脉冲的相对较高表面面积。然而，电极24A和24B还可以用于提供除了或代替高压刺激治疗之外的起博功能、感测功能、或者起博和感测功能两者。在这个意义上，对术语“除颤电极”的使用不应当被认为是将电极24A和24B限制成仅用于高压治疗应用。此外，使用电极24A和24B递送的电刺激脉冲不限于用于治疗异常节律的治疗脉冲。具体地，如本文中所描述的，电极24A和24B可以用于在测试ICD系统10期间递送用于感生快速心律失常的电刺激脉冲。

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)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、基本上平行于胸骨22。尽管在图1A和图1B中被展示为侧向地从胸骨22偏移并且基本上平行于所述胸骨延伸，引线16还可以植入在其他位置处，诸如在胸骨22之上、向胸骨22的右边或左边偏移、朝向左边或右边与胸骨22侧向成角度等等。可替代地，引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径被放置。引线16的路径可以取决于ICD 14的位置或其他因素。

导电体(未展示)从近端引线端27处的引线连接器延伸穿过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远端部分25被定位的除颤电极24A和24B以及起搏/感测电极28A、28B和30。引线体18可以具有管状或圆柱形的形状。在其他示例中，细长引线体18的远端部分25(或所有)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线16的引线体18可由非导电材料(包括，硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)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。然而，所述技术不限于这种构造或者不限于任何特定的引线体设计。

被包含在引线体18内的所述一个或多个细长电导体与对应的除颤电极24A和24B以及起博/感测电极28A、28B和30电耦合。在一个示例中，电极28A、28B和30中的每一个电耦合至引线体18内的对应绝缘导体。ICD 14可以包括开关模块，所述开关模块可以使两个除颤电极24A和24B的电隔离导体跨接、捆绑或以其他方式电连接，以使得除颤电极24A和24B可以电耦合在一起以便同时用作用于向患者12递送电刺激脉冲和/或用于感测患者12的心脏26的电信号的电极向量的公共阳极或公共阴极。

所述对应的导体经由连接器组件17中的连接(包括与壳体15交叉的相关联电馈通件)将电极24A、24B、28A、28B和30电耦合至ICD 14的电路(诸如治疗模块或感测模块)。电导体将治疗从ICD 14内的治疗模块传输至除颤电极24A和24B和/或起博/感测电极28A、28B和30中的一者或多者，并且将所感测的电信号从除颤电极24A和24B和/或起博/感测电极28A、28B和30中的一者或多者传输至ICD 14内的感测模块。

电极28A、28B和30被称为起博/感测电极，因为它们总体上被配置用于低压应用，例如，用作用于递送起博脉冲和/或感测心电信号的阴极或阳极中的任一者。在一些实例中，电极28A、28B和30可以仅提供起搏功能、仅提供感测功能或这两者。此外，电极28A、28B和/或30可以彼此组合使用、与壳体15组合使用和/或与用于递送用于感生快速心律失常的电脉冲的电极24A和24B中的一者或两者组合使用。

在图1A和图1B的示例中，电极28A和28B被展示为环形电极，并且电极30被展示为半球形尖端电极。然而，电极28A、28B和30可以包括多种不同类型的电极中的任意类型的电极，包括环形电极、短线圈电极、桨状电极、半球形电极、定向电极、分段电极等等，并且可以被定位在沿引线16的远端部分25的任意位置处。进一步地，电极28A、28B和30可以具有相似的类型、形状、尺寸和材料或者可以彼此不同。

在图1A和图1B中展示的示例中，电极28A和28B位于除颤电极24A与除颤电极24B之间，并且电极30位于除颤电极24A远侧。图1A和图1B在本质上是说明性的并且不应当被认为是限制对本文所公开的技术的实践。在其他示例中，引线16可以包括少于三个的起搏/感测电极或多于三个的起搏/感测电极和/或单个除颤电极或多于两个的电隔离或电耦合除颤电极。起博/感测电极28A、28B和30可以沿引线16的长度定位在其他地方，例如，在除颤电极24A远侧、在除颤电极24B近侧、和/或在电极24A与电极24B之间。例如，引线16可以包括在除颤电极24A与除颤电极24B之间的单个起博/感测电极28，并且在除颤电极24A的远端或除颤电极24B的近端不包括任何起搏/感测电极。在又其他实例中，可能不存在离散起搏/感测电极，在所述情况下，除颤电极24A和24B可以用于感测、递送用于感生快速心律失常的脉冲，递送起搏脉冲(诸如电击后起搏脉冲)，并且递送高压复律或除颤电击脉冲。

在未决的美国专利公开号2015/0306375(Marshall等人)和美国专利公开号2015/0306410(Marshall等人)中描述了可以结合本文所描述的感生技术来实施的电极以及尺寸的各种示例配置。在又其他示例中，图1A和图1B的ICD系统10可以包括类似于引线16的第二心血管外电刺激和感测引线。所述第二引线可以例如侧向地延伸至患者12的后部，并且包括形成电极向量的一个或多个电极，其中，引线16的电极24A、24B、28A、28B和/或30中的一个或多个电极用于根据本文所公开的技术来提供起搏。

在一些实例中，引线16的电极24A、24B、28A、28B和/或30可以被成型、定向、设计或以其他方式被配置成减少心外刺激。例如，引线16的电极24A和24B和/或电极28A、28B和/或30可以被成型、定向、设计、部分绝缘或以其他方式被配置成将电极24A和24B和/或电极28A、28B和/或30集中、引导或指向心脏26。以此方式，经由引线16递送的电刺激脉冲朝心脏26而不向外朝骨骼肌来引导。例如，引线16的电极24A和24B和/或电极28A、28B和/或30可以部分地在一侧或在不同区域中涂覆或掩盖有聚合物(例如，聚氨酯)或其他涂覆材料(例如，五氧化二钽)，从而将电能量朝心脏26而不向外朝骨骼肌引导。例如在环形电极的情况下，环形电极可以部分地涂覆有聚合物或其他材料以形成半环形电极、四分之一环形电极、或其他部分环形电极。当ICD 14经由用于感生快速心律失常的电极24A、24B、28A、28B和/或30来递送电刺激时，可对患者造成疼痛或不适的周围骨骼肌的募集(recruitment)可以通过成型、定向、或部分地绝缘电极24A、24B、28A、28B和/或30来降低以便将电能量集中或将其引导朝向心脏26。

ICD 14可以经由包括电极28A、28B和30的组合的感测电极向量与ICD 14的壳体15的组合来获得与心脏26的电活动相对应的电信号。在一些实例中，ICD 14甚至可以获得使用包括一个或两个除颤电极24A或24B(诸如在彼此之间或者与电极28A、28B和30中的一个或多个电极和/或ICD 15的组合)的感测电极向量而感测到的电信号。

ICD 14对从感测向量中的一个或多个感测向量获得的所感测电信号进行分析以便监测快速心律失常，比如，VT或VF。ICD 14可以对心率和/或所感测电信号的形态学进行分析，从而根据多种快速心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速心律失常，包括感生出的快速心律失常。在美国专利号7,761,150(Ghanem等人)中描述了用于检测快速心律失常的一项示例技术。

ICD 14响应于检测到快速心律失常(例如，VT或VF)而生成并递送电刺激治疗。ICD14可以经由除颤电极24A和24B中的一个或两个和/或壳体15来递送一个或多个复律或除颤电击。ICD 14可以将电极24A和24B单独或一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送复律电击或除颤电击。ICD 14可以使用由各种电极向量中的一种或多种形成的治疗向量来生成并递送除复律或除颤电击之外的电刺激，包括抗心动过速起搏(ATP)、电击后起博、用于快速心律失常感生的脉冲突发串递送、和/或T电击(本文中也被称为用于快速心律失常感生的“T波电击”)之前的夹带起博脉冲，这些电极向量包括电极24A和24B和/或电极28A和/或28B和/或30中的一个或多个、和/或ICD 14的壳体15。如以下所描述的，ICD 14被配置成通过经由心血管外电极(例如，由引线16承载的至少一个电极)向患者心脏26递送一系列脉冲来感生快速心律失常。所述系列脉冲可以包括用于使用心血管外电极24A、24B、28A、28B和/或30来感生室性快速心律失常的脉冲突发串。作为脉冲突发串被递送的一系列快速心律失常感生脉冲以大于生理心率的频率(例如，大于10Hz或者在一些示例中包含性地在20Hz与50Hz之间)被递送。在其他示例中，ICD 14可以被配置成通过以下操作来递送用于感生快速心律失常的一系列脉冲：递送一个或多个夹带起搏脉冲，随后递送同步到T波的T电击，在所述夹带脉冲中的最后一个之后的R-T时间间期递送所述T电击。所述夹带脉冲和所述T电击全都可以使用心血管外电极24A、24B、28A、28B和/或30来递送。所述夹带脉冲可以在与生理心率相对应并且比固有心率间期更短的脉冲间间期被递送，以便超速起搏心脏并且由此控制心率并使能将T电击与伴随心肌复极化的T波的适当同步。

ICD 14响应于检测到所感生出的快速心律失常(例如，VT或VF)或自发的固有快速心律失常而生成并递送电刺激治疗。ICD 14可以响应于检测到VT或VF而经由除颤电极24A和24B中的一个或两个和/或壳体15来递送一次或多次复律或除颤电击。ICD 14可以将电极24A和24B单独或一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送复律电击或除颤电击。

ICD 14可以响应于检测到心律失常而使用由各种电极向量中的任何电极向量中的一个或多个形成的治疗向量来生成并递送除复律或除颤电击之外的治疗电刺激脉冲，包括心动过缓起搏脉冲、抗心动过速起搏(ATP)以及电击后起搏或心搏停止起搏脉冲，这些电极向量包括电极24A、24B、28A、28B和/或30中的一个或多个、和/或ICD 14的壳体15。ICD 14可以被配置成使用低压治疗模块或高压治疗模块以及从电极24A、24B、28A、28B、30、以及壳体15之中选择的起搏电极向量来选择起搏输出配置，以用于递送起搏治疗(例如，ATP、休克后或房室传导阻滞期间的心搏停止起搏、或心动过缓起搏)或用于递送包括在T电击或高频突发脉冲(例如，50Hz突发脉冲)之前的夹带起搏脉冲的快速心律失常感生序列。可以根据在美国专利申请号62/262,499(代理人案号：C00012104.USP1)以及相应美国专利申请号XX/XXX,XXX(Anderson等人；代理人案号：C00012104.USU2，与此同一天提交的)中公开的技术来执行对起搏输出配置的选择。

ICD 14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12身体的左侧。在一些实例中，ICD14可以植入在患者12的左腋后线与左腋前线之间。然而，ICD 14可以植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 14可以植入在胸肌区中的皮下袋中。在此示例中，引线16可以在皮下或肌肉下从ICD 14朝胸骨22的胸骨柄延伸并且在皮下或肌肉下从胸骨柄向下弯曲或转向并且延伸到期望位置。在又另一个示例中，ICD 14可以置于腹部。引线16同样可以植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2A至图2C描述的，引线16的远端部分25可以植入在胸骨下空间中的胸骨22或胸腔32下面。

外部设备40被示出为通过通信链路42与ICD 14进行遥测通信。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进行通信的其他部件，用于经由通信链路42发射和接收数据。可以使用射频(RF)链路(比如Wi-Fi、医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频率带宽)在ICD 14与外部设备40之间建立通信链路42。

外部设备40可以体现为在医院、诊所或医生办公室中使用的编程器，以从ICD 14检索数据并且对ICD 14中的操作参数和算法进行编程而用于控制ICD功能。外部设备40可以用于编程由ICD 14使用的心律检测参数和治疗控制参数。还可以使用外部设备40将用于生成和递送快速心律失常感生脉冲的控制参数编程到ICD 14中。

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、设备诊断结果以及所检测到的节律事件和所递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部设备40从ICD 14中检索。外部设备40可以替代性地被具体化为家庭监护仪或手持设备。

图2A至图2C是采用与图1A至图1B中示出的安排不同的植入配置而植入有ICD系统10的患者12的概念图。图2A是植入有ICD系统10的患者12的正视图。图2B是植入有ICD系统10的患者12的侧视图。图2C是植入有ICD系统10的患者12的横向视图。在此安排中，系统10的引线16至少部分地植入在患者12的胸骨22下面。引线16皮下地从ICD 14朝剑突20延伸，并且在靠近剑突20的位置处弯曲或转向并且在前纵隔36内在胸骨下位置中向上延伸。

前纵隔36可以看作为侧向地由胸膜39、后向地由心包膜38、并且前向地由胸骨22定界。在一些实例中，前纵膈36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔36包括一定量的疏松结缔组织(比如，蜂窝组织)、脂肪组织、一些淋巴管、淋巴腺、胸腺、胸骨下肌肉组织、以及胸廓内动脉和胸廓内静脉的小侧分支。在一个示例中，引线16的远侧部分基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨后肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。引线16可以至少部分地植入在其他心血管外胸腔内位置中，例如沿着胸腔32或沿着心包的周边或者与所述心包的周边相邻或者在胸膜腔内。

被植入成使得远端部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。在图2A至图2C中展示的示例中，引线16基本上居中定位在胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可以植入成使得其侧向地从胸骨22的中心偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，从而使得引线16的远端部分25处于胸腔32(除了或代替胸骨22)下面/下方。在以上并入的专利参考中总体上公开了可以与本文所描述的快速心律失常感生技术结合使用的其他植入位置以及引线和电极安排。虽然以上关于图1A、图1B以及图2A至图2C描述了示例心血管外位置，本公开的用于感生快速心律失常的技术可以在ICD、引线和电极位置的其他实施方式中使用。

图3是展示了具有替代性电极安排的植入式电引线16的另一示例的远端部分25’的概念图。在此示例中，远端部分25’包括两个起搏/感测电极28A和28B和两个除颤电极24A和24B以及对应的导体(未示出)，以便提供如以上结合图1A、图1B以及图2A至图2C所描述的电刺激和感测功能。然而，在此示例中，电极28B在近端除颤电极24B的近侧，并且电极28A在近端除颤电极24B的远侧，以使得电极28A和28B由除颤电极24B间隔开。在进一步的示例中，除了电极28A和28B，引线16还可以包括位于除颤电极24A远侧的第三起博/感测电极。

起搏/感测电极28A和28B的间距和位置可以被选择用于提供使能对心脏26进行高效起搏和感测的起搏和感测向量。电极24A、24B、28A和28B的长度和间距可以与在以上并入的参考中提供的示例中的任一示例相对应。例如，引线16的从远端到最近端电极(例如，图3的示例中的电极28B)的近端侧的远端部分25’可以小于或等于15cm并且可以小于或等于13cm并且甚至可以小于或等于10cm。应当设想到的是，一个或多个起搏/感测电极可以在远端除颤电极24A的远侧；一个或多个起搏/感测电极可以在除颤电极24A与除颤电极24B之间；和/或一个或多个起搏/感测电极可以在近端除颤电极24B的近侧。在沿着引线体18的不同位置处具有多个电极使能选择各种电极间间距，这允许选择具有引起最大起搏效率的电极间间距的起搏电极对(或组合)。

ICD 14可以使用任何电极向量来递送电刺激和/或感测电信号，所述任何电极向量包括除颤电极24A和24B(单独地或共同地)和/或电极28A和/或28B和/或ICD 14的壳体15。例如，ICD 14可以经由电极向量使用低压治疗模块来递送电脉冲，在所述电极向量中，电极28A或28B之一被选择作为阴极，并且电极28A和28B中的另一个被选择作为阳极。低压治疗递送电极向量的其他示例可以包括被选择作为阴极(或阳极)的电极28A或28B之一或者相组合的两者、以及被选择作为阳极(或阴极)的除颤电极24A、24B之一或壳体15。ICD 14可以使用高压治疗模块利用电极向量来递送电脉冲，所述电极向量将除颤电极24A和24B中的一个或两者用作阴极(或阳极)并且将ICD 14的壳体15用作阳极(或阴极)。在仍其他示例中，可以在电极24A与电极24B之间“线圈到线圈”地递送刺激脉冲，或者可以在电极28A或28B中的一个与电极24A或24B中的一个之间“环到线圈”地递送刺激脉冲。

图4是展示了具有类似于图3、但具有引线体18’的非线性或弯曲远端部分25”的电极安排的心血管外引线16的另一示例的远端部分25”的概念图。引线体18’可以被预先形成为沿着远端部分25”具有正常弯曲、折弯、蜿蜒、波形或锯齿形的形状。在此示例中，除颤电极24A’和24B’沿着引线体18’的弯曲部分被承载。起搏/感测电极28A’承载在除颤电极24A’与24B’之间。起搏/感测电极28B’承载在近端除颤电极24B’的近侧。

在一个示例中，引线体18’可以被形成为具有包括两条“C”型曲线的弯曲远端部分25”，这两条曲线一起可以总体上与希腊字母epsilon(伊普西龙)“ε”相似。除颤电极24A’和24B’各自由引线体远端部分25”的两个对应C型部分来承载并且在同一方向上延伸或弯曲。在所示出的示例中，起搏/感测电极28A’在承载电极24A’的C型部分的近侧，并且起搏/感测电极28B’在承载电极24B’的C型部分的近侧。

起搏/感测电极24A’和24B’可以大致与引线体18’的笔直近端部分的中心轴线31对准，以使得除颤电极24A’和24B’的中点与电极28A’和28B’侧向地偏移。除颤电极24A’和24B’沿着引线体远端部分25”在同一方向上远离中心轴线31和电极28A’和28B’而侧向延伸的对应C型部分被定位。在未决美国专利公开号2016/0158567(Marshall等人)中总体上公开了可以利用本文所描述的快速心律失常感生技术来实施的心血管外引线的其他示例，所述心血管外引线包括由引线体的弯曲、蜿蜒、波形或锯齿形远端部分承载的一个或多个除颤电极以及一个或多个起搏和感测电极。

图5是根据一个示例的ICD 14的示意图。封闭在壳体15(在图5中示意性地示出为金属壳电极)内的电子电路包括协作地监测一个或多个心脏电信号、判定何时需要电刺激治疗以及按照需要递送所规定的电刺激治疗的软件、固件和硬件。例如，所述软件、固件和硬件被配置成判定何时需要CV/DF电击或心脏起搏并且递送所规定的CV/DF电击治疗或起搏治疗。ICD 14可以耦合至承载心血管外电极24A、24B、28A、28B和30(如果存在)的心血管外引线(诸如图1A至图4的示例中的任一示例中示出的引线16)，以用于递送起搏治疗、CV/DF电击治疗并感测心脏电信号。如下所述，ICD 14被配置成通过使用心血管外电极24A、24B、28A、28B和30中的任一个递送电刺激感生脉冲来感生快速心律失常。

ICD 14包括控制模块80、存储器82、治疗递送模块84、电感测模块86和遥测模块88。电源98在需要时向ICD 14的电路(包括模块80、82、84、86和88中的每一个)提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，比如，一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。电源98与其他模块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98耦合至包括在治疗递送模块84中的低压(LV)和高压(HV)充电电路以用于分别对LV和HV电容器进行充电，或者可以耦合至包括在治疗递送模块84中的其他LV和HV能量存储设备中以用于生成治疗电刺激脉冲并生成快速心律失常感生脉冲。

图5中示出的功能块表示包含在ICD 14中的功能，并且可以包括实现能够产生归属于本文的ICD 14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。如本文使用的，术语“模块”指代专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享、专用或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、电容器、开关电路、或提供所描述的功能的其他适合部件。用于实现本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由所述设备中采用的特定系统架构以及由ICD 14采用的特定检测和治疗递送方法来确定。在考虑到本文中的公开的情况下，在任何现代ICD系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以实现所述功能在本领域技术人员的能力之内。

存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性、或电的非暂态计算机可读存储介质，例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器、或任何其他存储设备。此外，存储器82可以包括存储指令的非暂态计算机可读介质，所述指令在由一个或多个处理电路执行时使控制模块80或其他ICD模块执行归属于ICD 14或那些ICD模块的各种功能。存储指令的非暂态计算机可读介质可以包括以上所列出的介质中的任何介质。

对图5中不同模块的描绘旨在突出显示ICD 14的不同功能方面并且并非暗示这种模块必须由分开的硬件部件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块相关联的功能可以由分开的硬件、固件或软件部件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，由控制模块80和治疗递送模块84执行的快速心律失常感生操作可以包括在执行存储在存储器82中的指令的处理器中实施的操作。

控制模块80与治疗递送模块84以及电感测模块86通信，以便感测心脏电活动、检测心律并且响应于感测到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送模块84和电感测模块86电耦合至由引线16承载的电极24A、24B、28A、28B和30、以及壳体15，所述壳体可以充当公共或接地电极或者充当用于递送用于感生快速心律失常的CV/DF电击脉冲或T电击脉冲的有源金属壳电极。

电感测模块86可以选择性地耦合至电极28A、28B、30和壳体15，以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可以另外选择性地耦合至电极24A和/或24B。感测模块86被使能选择性地监测从可用电极24A、24B、28A、28B、30和15中选择的一个或多个感测电极向量。例如，感测模块86可以包括开关电路，所述开关电路用于选择电极24A、24B、28A、28B、30和15中的哪些被耦合至在感测模块86中所包括的感测放大器或其他心脏事件检测电路。开关电路可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适合用于选择性地将感测放大器耦合至所选电极的任何其他类型的开关设备。电感测模块86内的心脏事件检测电路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)或其他模数部件。

在一些示例中，电感测模块86包括用于从选自电极24A、24B、28A、28B、30和15的多个感测向量来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成对从耦合至对应感测通道的所选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，P波和R波)的信号质量。每个感测通道包括心脏事件检测电路，用于从跨(多个)选定感测电极向量所产生的接收到的心脏电信号来感测心脏事件。感测到的心脏事件(例如，P波和R波)可以用于检测心脏节律并且确定治疗需求。例如，感测到的R波可以用于检测所感生出的室性快速心律失常并且验证所递送的电击治疗已经成功终止了所感生出的快速心律失常。

治疗递送模块84包括用于使用从电极24A、24B、28A、28B、30和15中选择的心血管外起搏电极向量来递送低压起搏脉冲的LV治疗模块85。LV治疗模块85可以被配置成递送低压起搏脉冲，例如在一些示例中为8V或更小或者在其他示例中为20V或更小。包括在LV治疗模块85中的一个或多个电容器通过LV充电电路被充电至根据编程起搏脉冲幅值的电压，所述LV充电电路可以包括用于将电容器充电至为包括在电源98中的电池电压的一定倍数的状态机。在适当时间处，LV治疗模块85将(多个)电容器耦合至起搏电极向量以便向心脏26递送起搏脉冲。在一些示例中，ICD 14不包括LV治疗模块85，并且由ICD 14递送的所有电刺激脉冲都是由高压(HV)治疗模块83产生的。当被包括时，所述LV治疗模块包括保持电容器，所述保持电容器被充电以用于递送LV电刺激脉冲并且具有比包括在HV治疗模块83中的保持电容器的电容更小的电容。例如，被充电以用于递送LV电刺激脉冲的LV治疗模块保持电容器可能具有高达20微法拉的电容。

HV治疗模块83包括一个或多个高压电容器，具有大于LV治疗模块电容器的电容的相对较高电容(例如，100微法拉或更大)。当检测到可电击节律时，(多个)HV电容器通过HV充电电路被充电至根据编程电击能量的电压电平。所述HV充电电路可以包括变压器，并且可以是由控制模块80控制的处理器受控充电电路。在检测到来自治疗递送模块84的表明(多个)HV电容器已经达到递送编程电击能量所需的电压的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发对所述HV电容器进行放电。以这种方式，控制模块80控制高压治疗模块83的操作，以便使用除颤电极24A、24B和/或壳体15来递送CV/DF电击。

HV治疗模块83可以用于递送用于在测试ICD系统10期间感生室性快速心律失常的脉冲突发串。所述脉冲突发串以及随后用于终止所感生快速心律失常的CV/DF电击可以经由同一电极向量被递送，例如在电极24A与电极24B之间或者在电极24A或24B之一与壳体15之间。为了由HV治疗模块83来递送脉冲突发串，HV电容器被充电至编程电压，所述编程电压低于用于递送CV/DF电击的电压。例如，在一些示例中，HV电容器可以被充电至40V或更小、30V或更小、或者甚至20V或更小，以用于递送快速心律失常感生脉冲。在大多数情况下，HV电路一般被设计用于递送通常与比40V、30V或20V高得多的电压相关联的高压CV/DF电击。例如，与CV/DF电击相关联的电压可能至少是那些电压的十倍大。治疗递送模块84的HV电路可能仅能够产生到某一最小电平的减小的电平电压。在一个示例中，所述最小电平可以是10V。在其他示例中，取决于设计，所述最小电压电平可以是15V或者甚至20V。

为了进行比较，HV治疗模块83的(多个)HV电容器可以被充电至大于100V的有效电压以用于递送复律/除颤电击。例如，在HV治疗模块83中，两个或三个HV电容器可以串联设置为具有148微法拉的有效电容。这些串联电容器可以被充电以便开发用于串联组合的750V至800V，从而递送具有5焦耳或更多、以及更典型地20焦耳或更多脉冲能量的复律/除颤电击。由HV治疗模块83递送以用于感生快速心律失常的脉冲突发串或夹带脉冲可以具有在毫焦耳范围内或至少是几十毫焦耳的脉冲能量。例如，当电极向量阻抗在400欧姆到1000欧姆范围内时，由HV治疗模块83生成的作为快速心律失常感生序列的一部分的电刺激脉冲在幅值上为10V，脉冲宽度为10ms并且在1毫焦耳至2.5毫焦耳的范围内。

当快速心律失常感生突发串被递送时，控制模块80使用心脏感测事件信号来执行快速心律失常检测算法以便确定事件间期和/或从电感测模块86接收到的用于执行形态学分析的数字化心脏电信号，从而用于检测所感生出的快速心律失常。在检测到所感生出的快速心律失常时，控制模块80控制治疗递送模块84递送治疗CV/DF电击以便终止感生出的快速心律失常。这种测试可以在ICD植入时进行以便验证电极放置、快速心律失常检测设置、和/或用于递送CV/DF电击的治疗控制参数。具体地，对除颤阈值小于HV治疗模块83的最大输出的验证可以通过感生快速心律失常并递送测试电击治疗来进行。

在其他示例中，控制模块80可以控制HV治疗模块83递送T电击以便感生室性快速心律失常。T电击是被同步到伴随室性心肌的复极化阶段(有时被称为“易损期”)的T波信号的电脉冲。所述T电击可以在一个或多个夹带起搏脉冲之后，所述一个或多个夹带起搏脉冲夺获心脏以设置心率从而促进T电击与T波信号的同步。控制模块80可以控制LV治疗模块85递送夹带起搏脉冲，然后由HV治疗模块83递送T电击。在其他示例中，控制模块80控制HV治疗模块83递送夹带脉冲和T电击两者。

由控制模块80使用以检测心率并递送电刺激治疗和快速心律失常感生脉冲的控制参数可以经由遥测模块88而被编程到存储器82中。遥测模块88包括用于使用如上所述的RF通信与外部设备40(图1A中所示)进行通信的收发器和天线。在控制模块80的控制下，遥测模块88可以从外部设备40接收下行链路遥测并向所述外部设备发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测模块88可以用于向/从植入在患者12体内的另一医疗设备发送和接收通信信号。

图6是根据一个示例的对可以由ICD 14的HV治疗模块83来生成和递送的室性快速心律失常感生突发串100的示例的描绘。突发串100包括交流脉冲102a至102n以及104a至104n。每个正向脉冲102a至102n具有等于电压幅值106的正幅值，并且每个负向脉冲104a至104n具有等于电压幅值106的负电压幅值。在其他示例中，大于或等于10V且高达40V(包括)的脉冲电压幅值106可以是从10V到30V。在一个示例中，脉冲102a至102n以及104a至104n的电压幅值106分别为+20V和-20V。再次，取决于设计，电压脉冲幅值106可以限于某一最小电平，例如10V或15V或者甚至20V。

每个脉冲102a至102n以及104a至104n可以具有大约为0.5ms到10ms的脉冲宽度110。在一个示例中，脉冲宽度110为2ms。脉冲突发串100可以以小于50Hz的脉冲频率被递送。在一个示例中，突发串100以20Hz的脉冲频率被递送。例如，每个脉冲102a至102n以及104a至104n可以具有为2ms的脉冲宽度110，并且可以针对50ms的总脉冲周期长度分开48ms的脉冲间间期112以产生20Hz突发串。在其他示例中，通过使用28ms的脉冲间间期112和2ms的脉冲宽度110，脉冲间间期112可以被缩短以便提供33Hz脉冲突发串。在另一示例中，突发串100以25Hz的脉冲频率被递送。脉冲间间期被设置为以大于用于感生快速心律失常的生理心率的频率将所述系列脉冲102a-n以及104a-n作为脉冲突发串进行递送。例如，所述脉冲间间期可以小于100ms以便递送具有大于10Hz的频率的突发串。

脉冲间间期112可以部分地基于脉冲幅值106被设置。将HV治疗模块83中的HV电容器充电至脉冲幅值106以用于递送每个脉冲102a至102n以及104a至104n发生在对应的紧挨着的前一脉冲间间期112期间。正向和负向脉冲102a至102n以及104a至104n的电压幅值106越高，以脉冲幅值106达到生成脉冲所需的电压所需要的充电时间就越长。这样，当脉冲间间期较长时，可以使用较高的脉冲幅值106，从而产生较低的频率突发串。为了展示，脉冲幅值106的绝对值针对20Hz突发串可以是20V，并且针对33Hz突发串可以是15V。在其他示例中，20Hz突发串可以具有为±40V的最大可能脉冲幅值，并且33Hz突发串可以具有为±20V的最大可能脉冲幅值。

脉冲突发串100可夺获处于用于递送所述突发串的电极附近的骨骼肌。由患者感知的疼痛或不适通常取决于由脉冲突发串100募集到了多少肌纤维。降低脉冲幅值106和/或降低突发串频率可能减少了对骨骼肌的募集，但是可能降低了感生室性快速心律失常的可能性。在一些情况下，较高频率的突发串对于患者而言更能容忍，因为单个强直性收缩可以在骨骼肌中被感生出，而非一系列肌肉颤搐。可以选择突发串递送控制参数以便在维持感生VF的较高可能性的同时最小化或消除患者不适。

例如，交流极性脉冲102a至102n以及104a至104n的较高电压幅值106可以提升感生快速心律失常的成功率但是可能需要较长的脉冲间间期112来对HV电容器进行充电，并且可能需要较长的总突发串持续时间114(更大脉冲数)来感生室性快速心律失常。在较长时间段内以较低的频率递送较高的电压幅值可能更易于引起患者疼痛或不适。在一些情况下，较低的电压幅值可以以较高的频率(较短的充电时间以及因此较短的脉冲间间期112)被递送，并且在没有显著患者疼痛或不适的情况下提高了感生性快速心律失常的可能性。可以将减少疼痛与成功感生出快速心律失常之间的折中考虑在内来选择脉冲幅值106、脉冲间间期112、以及突发串100中的脉冲102a至102n以及104a至104n的数量。

突发串100被示出为包括8个脉冲(4个正向脉冲102a至102n以及4个负向脉冲104a至104n)，然而，突发串持续时间114以及所递送脉冲的总数可以在示例之间变化。在各示例中，可以递送具有0.5秒至2秒的总突发串持续时间114的突发串100。在一些情况下，突发串持续时间114为1秒或更短。使用本文所公开的技术递送的感生突发串不需要是如图6中所示的双相突发串。在其他示例中，突发串100可以是单相的而非双相的，并且所有的脉冲可以是正向的或负向的。例如，脉冲102a至102n可以在没有负脉冲的情况下在脉冲间间期112处作为所有正脉冲被递送，或者脉冲104a至104n可以在没有正脉冲的情况下在脉冲间间期112处作为所有负脉冲被递送。在各示例中，单相或双相突发串可以包括以小于50Hz递送的八到二十个脉冲。

图7是HV治疗模块83的示意图200，所述HV治疗模块耦合至包括在控制模块80中用于控制HV治疗模块83的HV充电电路240和HV电荷存储和输出模块202的处理器和HV控制模块230。HV电荷存储和输出模块202包括HV电容器210，所述HV电容器经由脉冲宽度控制开关206耦合至开关电路204。开关电路204将HV电容器210耦合至电极24a、24b和/或壳体15以便向患者心脏26递送期望的HV电脉冲。虽然仅电极24A和24B以及壳体15被示出为耦合至开关电路204，但是应当理解的是，在一些示例中，其他可用心血管外电极(例如，在图1A至图4的各示例中示出的电极28A、28B和/或30)可以选择性地耦合至开关电路204以用于递送快速心律失常感生脉冲。

HV电容器210被示出为单个电容器，但是认识到的是，一组两个或更多个电容器或其他能量存储设备可以用于存储用于产生递送至心脏26的电信号的能量。例如，具有148微法拉有效电容的一堆电容器可以被实施为电容器210。当脉冲宽度控制开关206处于闭合或激活状态时，开关电路204可以采用包括由来自处理器和HV控制模块230的信号控制的开关212a至212c和214a至214c的H桥形式，以便将电容器210耦合至具有期望极性的所选电极向量。

当控制模块80确定需要从HV治疗模块83来递送电刺激脉冲时，脉冲宽度控制开关206和开关电路204由来自处理器和HV控制模块230的信号来控制，以便跨所选电极24a、24b和/或壳体15对电容器210进行放电。所选电极24a、24b和/或壳体15经由打开并闭合开关电路204的适当开关而耦合至HV电容器210，以便产生期望信号，所述期望信号可以是单相、双相或其他形状的信号。所述信号可以是用于终止室性快速心律失常的CV/DF电击信号。

例如，当需要双相CV/DF电击时，开关212a、212b和212c中的一个可以与开关214a、214b和214c中的一个同时闭合，而同时不闭合跨给定电极24a、24b或壳体15的相同“a”和“b”开关。为了使用例如电极24a和壳体15递送双相脉冲，可以闭合开关212a和214c以便递送双相脉冲的第一相位。在所述第一相位之后打开开关212a和214c，并且闭合开关212c和214a以便递送双相脉冲的第二相位。在此示例中，开关212b和214b保持打开，在治疗递送向量中不选择电极24b。在其他示例中，电极24B可以被包括而非电极24A，或者可以通过在所述第一相位期间闭合开关212b并且在说明性双相脉冲的第二相位中闭合开关214b来与电极24A同步激活。

当控制模块80确定是时候感生快速心律失常时，处理器和HV控制模块230控制开关电路204经由电极24a和24b来递送脉冲突发串，诸如图6中所示的交流极性脉冲突发串100。在递送脉冲突发串以感生快速心律失常的情况下，通过使开关212c和214c保持打开，壳体15可以是未使用的。取决于ICD 14的植入位置以及壳体15与电极24a和24b中的一个或两个之间的所产生电刺激递送向量，当壳体15被包括在递送向量中时可能发生对骨骼肌的更大募集。沿着在引线16的远端部分25与壳体15之间延伸的向量存在与沿着在沿着引线远端部分25的两个电极24a与24b之间延伸的向量相比更大体积的骨骼肌组织。在图1A至图4的示例配置中，可以在电极24a与电极24b之间递送感生突发串以便减少骨骼肌募集。在其他电极配置和植入位置中，用于递送快速心律失常感生突发串的电极可以被选择用于提供递送向量，所述递送向量在将足够的能量引导至心脏26的同时使骨骼肌质量最小化。

感生突发串(诸如，图6中所示的突发串100)可以通过产生正向脉冲102a至102n在电极24a与电极24b之间递送，所述正向脉冲是通过闭合针对脉冲宽度110的开关212a和开关214b以便在脉冲宽度控制开关206闭合时跨通过心脏26的电极24a和24b对HV电容器210进行放电来产生。在包括在处理器和HV控制模块230中的脉冲宽度定时器到期时打开脉冲宽度控制开关206，并且在脉冲宽度110失效时或之后打开电极向量选择开关212a和214b。在正向脉冲(例如，脉冲102a)之后，当脉冲宽度控制开关206被打开时，由HV充电电路240在脉冲间间期112期间将HV电容器210再充电至期望的脉冲幅值106。通过在脉冲间间期结束时闭合脉冲宽度控制开关206并且闭合电极向量选择开关212b和214a来递送负向脉冲104a，从而递送与第一脉冲102a相位相反的下一个脉冲104a。控制开关206和开关212a、212b、214a和214b递送由脉冲间间期112间隔开的交流极性脉冲的这个过程继续进行直到突发串持续时间114到期或者预定数量的脉冲102a至102n以及104a至104n被递送。

HV电容器210在脉冲间间期112期间被充电至突发串脉冲幅值106，以使得每个脉冲以幅值106被递送。HV充电电路240从电源98接收经电压调节的信号。HV充电电路240包括用于使电源98的电池电压升压的变压器242，以便实现将电容器210充电至比电池电压大得多的电压。在处理器和HV控制模块230的控制下执行由HV充电电路240对电容器210进行充电，所述处理器和HV控制模块从HV电荷存储和输出模块202接收反馈信号以便确定电容器210何时被充电至编程电压。充电完成信号被传递至HV充电电路240以便由处理器和HV控制模块230终止充电。在美国专利号8,195,291(Norton等人)中总体上公开了高压充电电路的一个示例及其操作。

虽然未在图9的示例中示出，但是在其他示例中，电极28A、28B和30可以经由包括在开关电路204中的附加开关而选择性地耦合至HV治疗模块83，以使得快速心律失常感生脉冲可以由HV治疗模块83使用包括电极28A、28B和/或30的电极向量来递送。

当电极24A和24B被选择作为用于递送感生脉冲的电极向量的阳极和阴极(或者分别为阴极和阳极)时，HV电荷存储和输出模块202可以包括与示意性地被示出为心脏26的脉冲递送负载并联的分流电阻250。针对任何选定的感生脉冲递送电极向量，所述分流电阻可以与脉冲递送负载并联配置。例如，在用于递送感生脉冲的电极向量包括电极24B和壳体15的情况下示意性地示出分流电阻252。同样地，当电极向量包括电极24A和壳体15时，分流电阻可以与脉冲递送负载并联配置。

当电容器210被放电时，开关212a至212c以及开关214a至214c可能需要最小电流量来使其保持闭合(即，接通或启用)以使电流通过。此最小电流可以大致是10毫安的数量级。取决于脉冲递送负载阻抗、脉冲宽度及其他条件，在电容器210跨所选电极向量被放电时，经过开关212a至212c以及214a至214c中的被启用开关的电流可以降至使所述开关保持闭合所需的最小电流以下。如果在脉冲宽度失效之前经过对应开关的电流降至使所述开关保持闭合所需的最小电流以下，则所述开关可以打开(或变为禁用)，从而引起电刺激脉冲的过早截断，这可能使得被递送用于感生快速心律失常的脉冲无效。这样，最小脉冲电压幅值可以被设置用于由HV治疗模块83递送感生脉冲突发串脉冲、或者在由HV治疗模块83递送的T波电极之前的夹带脉冲，以便降低在电容器放电期间产生的电流降至用于在编程感生脉冲宽度期间维持开关电路204的被启用开关的稳定状态所需的最小电流以下的可能性。

分流电阻250或252可以是被设置用于与电极向量阻抗相匹配的可变电阻，以使得跨心脏26使用所选电极向量的负载与分流电阻相匹配。以此方式，可以将通过开关电路204的电流维持在用于在起搏脉冲期间维持开关电路204的被启用开关的稳定状态所需的最小电流处或以上。如果分流电阻250高于跨心脏26的电极向量阻抗，则被施加到开关电路204的选定开关的电流可以降至用于在包括在感生序列中的电刺激脉冲的整个持续时间内维持选定开关的启用状态所需的最小电流以下，所述感生序列可以是在T波电击之前的突发串脉冲或夹带脉冲。

如果分流电阻250或252低于电极向量电阻，则通过对电容器210进行放电所产生的电流可能被分流远离脉冲递送负载，例如，电极24a和24b与心脏26之间的电极向量的负载，从而使得更少的能量递送至心脏26，这可能导致对感生脉冲的失夺获并且未能感生出快速心律失常。因此，处理器和HV治疗控制模块230可以被配置成控制治疗递送模块84检索电极向量阻抗测量，例如通过跨选定电极向量来施加已知电流并且确定可以通过其确定电极向量阻抗的所产生电压。处理器和HV治疗控制模块230可以将可变分流电阻250(或252)设置为与电极向量阻抗相匹配。

由于电极向量负载阻抗和刺激脉冲电压幅值的范围可以在患者之间并随时间推移而不同，因此可变分流电阻可以被提供用于使能选择用于对通过开关电路204的所需电流进行分流的适当电阻。然而，应当考虑到的是，在一些示例中，可以提供固定的电阻分流。例如，在电极向量阻抗较高时将电流分流至开关电路204所需的电阻可能在电极向量阻抗相对较低时仍然将某些电流分流至开关电路204。固定电阻分流的最优值可以基于经验数据(例如，临床上使用的典型电极向量阻抗和脉冲电压幅值)来确定。

当控制模块80确定感生突发串有待递送时，处理器和HV控制模块230控制HV充电电路240在脉冲间间期112期间使用用于在适当时间启用和禁用充电的必要定时器或时钟信号将电容器210充电至突发串脉冲幅值电压106。HV电容器210未被充电超过用于突发串递送的编程脉冲幅值，以避免引起过度疼痛或不适的高电压。例如，在开始突发串递送之前以及在每个脉冲间间期112期间，可以由HV充电电路240在处理器和HV控制模块230的控制下将HV电容器210充电至编程突发串感生幅值20V。

图8是用于使用心血管外ICD系统10来感生室性快速心律失常的方法的流程图300。在框302处，控制模块80判定是否是时候感生VT或VF。控制模块80可以响应于经由遥测模块88从外部设备40接收到的命令而发起快速心律失常感生。在框304处，通过控制HV治疗模块83将HV电容器210充电至编程感生突发串脉冲幅值106来发起所述快速心律失常感生。在框306处，参考图6的感生突发串，通过闭合开关电路204的选定开关来递送第一极性脉冲(例如，脉冲102a)，以便跨预定脉冲宽度110的选定突发串递送电极向量对HV电容器210进行放电。

在框308处，在脉冲间间期112期间将HV电容器210再充电至脉冲幅值106。在一些示例中，可以在脉冲间间期112期间将HV电容器210充分地再充电至脉冲幅值106。在脉冲间间期到期时，通过闭合针对脉冲宽度110的开关电路202的相反开关来递送第二极性脉冲(例如，脉冲104a)，以用于与第一极性脉冲相比极性相反地耦合所选定的突发串递送电极向量。然而，认识到的是，在一些示例中，当使用较高突发串频率时，HV电容器210可能在脉冲间间期112到期之前不会在编程脉冲幅值106处达到满电荷。在框310处，可以在脉冲间间期112到期时使用可用电荷来递送下一个脉冲。

如果在框310处递送第二极性脉冲之后未完成快速心律失常感生脉冲，如在框312处确定的，则HV治疗模块83重复在框304至310处递送交流脉冲的周期，直到控制模块80在框312处确定所述突发串完成。例如，控制模块80可以包括用于在框312处判定突发串持续时间114是否已经到期或者是否已经达到了预定脉冲数的突发串持续时间定时器或突发串脉冲计数器。如果突发串完成，则控制模块80继续在框314处执行用于检测所感生出的快速心律失常的(多种)快速心律失常检测算法。

如前述所提及的，在由HV治疗模块83递送脉冲突发串时不一定需要交流极性脉冲。在一些情况下，开关电路204由处理器和HV控制模块230来控制以便提供感生突发串中的单相脉冲。

可以在框314处执行的(多种)快速心律失常检测算法期间开始对HV电容器210进行充电，以便在检测到所感生出的室性快速心律失常时提供复律/除颤电击。在其他示例中，可以在检测到所感生出的快速心律失常时开始对HV电容器210进行充电。可以以测试能量来递送复律/除颤电击以便验证成功复律/除颤。在一些情况下，可以对流程图300的过程执行多于一次以便确定除颤阈值。在其他情况下，单次成功除颤测试可足以用于验证ICD系统10的性能。临床实践可以包括：在ICD 14未成功终止所感生出的快速心律失常的情况下，使用外部除颤器递送备用电击治疗。

图9是根据另一示例的用于使用ICD系统10来感生室性快速心律失常的方法的流程图400。当控制模块80在框402处确定是时候感生快速心律失常时(例如，响应于从外部设备40接收到的命令)，控制模块80可以首先控制LV治疗模块85在框404处使用通常用于递送起搏且包括在LV治疗模块85中的LV电容器来递送低压高频突发串。在一个示例中，10微法拉(或更大)的保持电容器可以包括在LV治疗模块85中，在一些示例中所述保持电容器可以被充电至高达8V以用于使用从电极24a、24b、28a、28b、30和/或壳体15中选择的突发串递送电极向量来递送50Hz的突发串。取决于包括在LV治疗模块85中的(多个)电容器的大小，较高的电压幅值是可能的，例如高达10V或者高达18V。

可以在包括在控制模块80中的状态机的控制下使用来自电源98的直接电池信号的一定倍数(例如，电池信号的4倍)来执行对包括在LV治疗模块85中的LV电容器进行充电，而无需使用变压器。对低压电容器进行充电与对HV电容器210进行充电相比可以更快，从而允许递送50Hz的较高突发串频率。在一些患者中，由LV治疗模块85递送的这种低压(例如，小于10V或小于20V)50Hz突发串可足以使用心血管外电极24A、24B、28a、28b和/或30来感生快速心律失常。

在框406处，控制模块80执行VT/VF检测算法以检测所感生出的快速心律失常。如果检测到VT或VF，则控制模块80可以前进至框418对用于电击递送的HV电容器210进行充电以终止所感生出的快速心律失常。如上所述，HV电容器210被充电至与编程测试电击能量相对应的电压幅值，以便使用所述编程电击能量和引线16的当前植入位置来验证对所感生出的快速心律失常的成功终止。与有待作为测试电击被递送的治疗电击能量相对应的电压幅值比被递送用于感生快速心律失常的突发串中的所述系列脉冲的电压幅值大得多。在充电完成时，控制模块80可以在框420处验证是否仍在检测VF(或可电击快速VT)。若是，则在框424处递送测试电击。如果在框420处仍未检测到可电击节律，则可以在框422处取消测试电击。

如果在框406处未检测到VT/VF，则在由LV治疗模块85递送的50Hz突发串之后，控制模块80使用开关电路204来控制HV治疗模块83递送较高电压、较低频率的突发串。使用心血管外电极来感生快速心律失常可能需要与使用包括在LV治疗模块85中的(多个)LV起搏电容器的可用最大脉冲电压幅值相比更高的电压。这样，使用HV治疗模块83来递送具有更高电压脉冲的突发串，所述突发串可能需要更低的突发串频率来提供对HV电容器210的合适脉冲间充电时间。在框408处，使用结合图6、图7和图8所描述的方法来递送感生突发串(诸如图6中示出的突发串100)。

在使用HV治疗模块83递送感生突发串之后，控制模块80在框410处执行快速心律失常检测。如果在框410处检测到所感生的快速心律失常，则控制模块80控制HV治疗模块83在框418处开始对HV电容器210进行充电以准备电击递送。在一些示例中，只要感生突发串递送完成或者在快速心律失常检测算法期间，HV电容器充电就可以开始。如果在HV电容器210被充满电至用于电击递送(例如，用于递送10焦耳或更大的电击)的较高电压之后在框420处仍在检测可电击节律，则在框424处递送测试电击治疗。否则，在框422处取消所述电击。认识到的是，HV电容器210通常被充电至用于治疗电击递送的、与用于在一系列突发串脉冲中递送的快速心律失常感生脉冲相较而言更高的电压。

在一些示例中，如果在框408处使用HV治疗模块83递送第一感生突发串之后在框410处未检测到VF，则可以进行高达最大尝试次数的附加感生尝试。如果如在框412处确定地已经达到了最大感生尝试次数，其可以是使用HV治疗模块83递送较高电压突发串(需要或者不需要使用LV治疗模块85来尝试先前的较低电压突发串)的单次感生尝试，则可以在框416处终止所述感生过程。

如果附加尝试可用，则可以在框414处调节用于控制由HV治疗模块83进行的感生突发串递送的一个或多个控制参数。例如，脉冲幅值106可以增大，脉冲宽度110可以增大，脉冲的数量或总脉冲突发串持续时间114可以增大，突发串频率可以通过减小脉冲间间期112来增大，和/或突发串递送电极向量在附加电极或电极组合可用的情况下可以发生改变(取决于所使用的特定引线和电极配置)。

可以在框408处使用(多个)经调节突发串控制参数来递送来自HV治疗模块83的突发串。这个过程可以继续进行，直到在框410处VT或VF被感生为检测到或者直到在框412处达到最大感生尝试次数。在不必首先使用LV治疗模块85尝试感生的情况下，可以使用HV治疗模块83进行一次或多次感生尝试。一旦使用脉冲突发串达到了最大感生尝试次数，则ICD14可以被配置成尝试递送夹带脉冲，然后递送T电击，如以下结合图11所描述的。认识到的是，临床实践可以包括：在由ICD 14进行的感生尝试未能感生出快速心律失常的情况下，使用外部设备来感生快速心律失常。此外，外部除颤器可以用于提供备用电击治疗以便终止所感生出的快速心律失常。

图10是根据另一示例的用于感生快速心律失常而递送的一系列脉冲的概念图，所述一系列脉冲包括可以由用于感生快速心律失常的ICD系统10递送的夹带脉冲和T电击。在此示例中，在递送T电击510之前递送夹带脉冲502、504和506以便夺获心脏并控制心率。在其他示例中，由电感测模块86对固有R进行的感测可以用于将T电击510与固有T波进行同步。

控制模块80可以控制HV治疗模块83递送夹带脉冲502、504和506以及T电击510两者。虽然示出了三个夹带脉冲502、504和506，但是认识到的是，可以递送少于三个或多于三个的夹带脉冲。夹带脉冲以大于患者固有心率的速度被递送，例如每分钟10个脉冲至40个脉冲，这快于固有心率，所述固有心率可以是每分钟100个脉冲或更多的速率。这样，将夹带脉冲502、504和506间隔开的脉冲间间期508可以是600ms或更短的超速起搏间期。在所示出的示例中，夹带脉冲502、504和506在大约460ms的脉冲间间期508处以每分钟130个脉冲被递送。

可以递送具有0.2ms的脉冲宽度和较高脉冲幅值的夹带脉冲502、504和506以确保对心脏的夺获。在所示出的示例中，夹带脉冲502、504和506具有300伏特的脉冲幅值。在其他示例中，可以使用较低的脉冲幅值和/或较长的脉冲宽度。被选择用于递送夹带脉冲502、504和506的脉冲幅值和脉冲宽度可以基于针对个体患者而确定的起搏夺获阈值或者基于临床数据。

在一些示例中，由HV治疗模块83使用图7中所示的可变分流电阻250/252来递送夹带脉冲502、504和506，以用于向开关电路204至少传递用于激活从开关212a至212c和214a至214c中选择的开关所需要的最小电流，从而使能以相对较低的电压幅值来递送夹带或感生突发串脉冲。在以上并入的临时美国专利申请62/262,499(代理人案号：C00012104.USP1)以及与此同一天提交的相应美国专利申请号XX/XXX,XXX(代理人案号：C00012104.USU2)中总体上公开了这种技术。例如，当相对较低的脉冲幅值(例如，小于40V)用于递送夹带脉冲502、504和506时，可以施加与起搏负载并联的可变分流电阻以维持通过开关电路204的电流从而将开关保持在启用或闭合状态下。在一些患者中，在T电击递送之前，可以递送较长脉冲宽度和较低幅值脉冲以用于以高置信度夺获心脏26。

夹带脉冲502、504和506可以经由引线16所承载的除颤电极24A和24B(或24A”和24B”)从HV治疗模块83被递送。在其他示例中，其他起搏电极向量可以被选择用于递送夹带脉冲502、504和506。虽然脉冲502、504和506以及T电击510在图10中被示出为单相脉冲，但是应当理解的是，在其他示例中，本文所公开的T电击感生技术可以包括递送双相脉冲，所述双相脉冲可以是平衡的双相脉冲。

处理器和HV控制模块230控制HV治疗模块83将电容器210充电至用于递送编程T电击能量(例如，10焦耳)的电压。针对预定脉冲宽度514(例如，32ms)，递送T电击510。在最后一个夹带脉冲506之后的R-T时间间期512处递送T电击510。R-T时间间期512与从起搏脉冲506到患者ECG信号的T波的预期时间相对应。例如，当夹带脉冲502、504和506以每分钟130个脉冲被递送时，可以在最后一个夹带脉冲506之后170ms的R-T时间间期512处递送T电击510。可以针对不同的夹带脉冲速率或者根据未使用夹带脉冲时的患者固有心律按照需要来调节R-T时间间期512。

T电击510可以使用除颤电极24A(或24A’)、24B(或24B’)和壳体15的任何组合被递送。在一个示例中，T电击510使用作为有源金属壳电极的壳体15以及作为返回电极的引线16的近端除颤电极24B(或24B’)被递送。在其他示例中，T电击510可以在电极24A与电极24B(或24A’与24B’)之间或者在壳体15与远端除颤电极24A(或24A’)之间被递送。

在其他示例中，控制模块80可以控制LV治疗模块85递送夹带脉冲502、504或506。例如，夹带脉冲502、504和506可以是低压复合起搏脉冲，所述低压复合起搏脉冲包括由LV治疗模块85根据在美国专利申请62/262,412(代理人案号：C00012192.USP1)以及与此同一天提交的相应美国专利申请号XX/XXX,XXX(代理人案号：C00012192.USU2)中总体上公开的技术而递送的一系列融合单独脉冲。

图11是根据另一示例的用于通过ICD系统10来感生快速心律失常的方法的流程图550。流程图550的方法可以作为初始感生尝试被执行，或者响应于未能通过脉冲突发串感生出快速心律失常而自动执行，例如根据图9的方法。当控制模块80在框552处确定是时候感生快速心律失常时，例如响应于从外部设备40接收到的用户命令，控制模块80在框554处控制治疗递送模块82递送夹带脉冲。在一个示例中，处理器和HV控制模块230控制将电容器210充电至用于以编程速率和脉冲宽度递送夹带脉冲的编程起搏脉冲幅值。在发起夹带脉冲之前，可以使能在对电容器210充电高达一秒时自动完成充电。所述夹带脉冲可以是较高幅值、相对较短持续时间的脉冲，例如40V或更大，并且脉冲宽度高达1ms。在图10中所示出的示例中，夹带脉冲的幅值为300V并且脉冲宽度为0.2ms。在一些示例中，这些高幅值夹带脉冲可以在除颤电极24A与除颤电极24B(或者图4的24A’与24B’)之间被递送。

在其他示例中，可以由HV治疗模块83使用相对较长的脉冲宽度(例如，脉冲宽度大于1ms且高达10ms)、使用在以上并入的美国专利申请62/262,499(代理人案号：C00012104.USP1)以及与此同一天提交的相应美国专利申请号XX/XXX,XXX(代理人案号：C00012104.USU2)中总体上公开的技术来递送相对较低的电压脉冲(例如，40V或更小或者20V或更小)。当使用相对较低的电压脉冲幅值和较长的脉冲宽度时，可以执行对可变分流电阻250/252的控制以便维持开关电路204的选定开关的激活状态。然而，在任一种情况下，HV电容器210通过开关电路204被放电以用于递送夹带脉冲。

在一个示例中，LV治疗模块85经由作为阴极的电极28A或28B之一以及作为返回阳极的壳体15来递送夹带脉冲。HV治疗模块83可以经由除颤电极24A和24B(一个充当阳极，而另一个充当阴极)、或者与壳体15配对的除颤电极24A或24B之一来递送夹带脉冲。由LV治疗模块85或HV治疗模块83对突发串中的脉冲进行的递送或作为夹带起搏脉冲进行的递送不限于与特定起搏电极向量一起使用。由LV治疗模块85和HV治疗模块83使用的起搏电极向量可以基于个体患者需求以及所使用的特定引线和电极配置及其在患者体内的放置来选择。

在仍其他示例中，控制模块80控制LV治疗模块85在框554处递送夹带脉冲。被递送高达至可从LV治疗模块85获得的最大脉冲幅值和/或最大脉冲宽度的单独起搏脉冲可能足以夺获患者的心脏并且控制用于T电击同步的心率。例如，在一些示例中，LV治疗模块85可以能够递送高达8V、10V或20V的单脉冲起搏脉冲。在一些示例中，最大脉冲宽度可以高达且包括2ms。这样，一系列两个或更多个夹带脉冲可以在最大可用脉冲幅值和/或脉冲宽度处或附近作为单脉冲起搏脉冲被递送。

在又另一示例中，控制模块80可以控制LV治疗模块85将每个夹带脉冲作为复合起搏脉冲进行递送，所述复合起搏脉冲包括在复合起搏脉冲宽度内递送的两个或更多个单独脉冲，以便对每个夹带脉冲产生单个诱发响应。夹带脉冲可以作为根据在以上并入的美国专利申请62/262,412(代理人案号：C00012192.USP1)以及与此同一天提交的相应美国专利申请号XX/XXX,XXX(代理人案号：C00012192.USU2)中总体上公开的技术而被递送的复合起搏脉冲被递送。用于由LV治疗模块85或HV治疗模块83递送夹带脉冲的方法以及相关联控制参数(例如，脉冲幅值、脉冲宽度、脉冲速率、以及从可用电极24A(或24A’)、24B(或24B’)、28A、28B、和30(如果存在)中选择的起搏电极向量)可以是可编程的。

在框556处，处理器和HV控制模块83控制HV治疗模块83递送T电击。如上所述，T电击是在最后一个夹带脉冲之后的T电击间期时递送的高能量脉冲。T电击通常大于1焦耳并且可以是10焦耳或更大。在一些示例中，使用从ICD壳体15到下部除颤电极(例如，如图1A至图4中示出的除颤电极24B)的电极向量来递送T电击。用于递送T电击的控制参数(包括电极向量和电击脉冲能量)可以是可编程的。在一些示例中，夹带脉冲和T电击可以由HV治疗模块83使用相同的电极向量来递送。在其他示例中，夹带脉冲可以由HV治疗模块使用不同的电极向量来递送。例如，高压夹带脉冲可以经由电极24A与电极24B之间的电极向量被递送，并且T电击可以经由壳体15与电极24A或电极24B之间的电极向量被递送。

控制模块80在T电击递送之后在框558处执行快速心律失常检测，并且可以立即开始对用于递送电击治疗的HV电容器210进行充电以便终止感生出的快速心律失常。可以使用结合图10和图11所描述的T电击感生方法来进行一次或多次快速心律失常感生尝试以便测试ICD系统10的性能。在一些示例中，图11的方法与结合图9的流程图400所描述的方法可以进行组合。例如，如果较不积极的感生技术(诸如由LV治疗模块85递送的50HZ突发串和/或由HV治疗模块83递送的较高电压较低频率的突发串(小于50Hz))无法感生出快速心律失常并且尚未达到最大感生尝试次数(图9的框412)，则可以对图11的T电击感生技术进行一次或多次尝试直到已经达到了最大感生尝试次数。

图12是可以作为快速心律失常感生序列的一部分由LV治疗模块85递送的复合起搏脉冲650的一个示例的概念图。例如，复合起搏脉冲650可以是在由HV治疗模块83递送的T电击之前由LV治疗模块85递送的起搏夹带脉冲。在另一示例中，复合起搏脉冲650可以作为脉冲突发串(例如，50Hz突发串)中的一个脉冲被递送，所述脉冲突发串由用于使用心血管外电极来感生快速心律失常的LV治疗模块85进行递送。

复合起搏脉冲650包括顺序递送的多个单独脉冲652、654和656，以使得它们在复合脉冲宽度670期间按时间融合。每个单独脉冲652、654和656可以具有小于心脏的起搏夺获阈值的单独脉冲能量。然而，单独脉冲能量以融合顺序被递送以便在复合脉冲宽度670内对递送能量进行累积从而提供大于患者心脏的起搏夺获阈值的总复合脉冲能量。

在此示例中，单独脉冲652、654和656具有相同的极性和峰值脉冲电压幅值660，但可能具有不同的脉冲宽度。可以通过跨针对单独脉冲宽度662的LV治疗模块85的输出线路上的输出电容器对包括在LV治疗模块85中的第一保持电容器进行放电来递送脉冲652。可以通过跨针对单独脉冲宽度664的LV治疗模块85的同一输出线路上的第二输出电容器对第二保持电容器618进行放电来递送脉冲654。脉冲652和654中的每一个在脉冲宽度662和664上可以分别是2ms。

最后一个单独脉冲656具有比脉冲宽度662和664更长的脉冲宽度666，并且可以使用比用于递送脉冲652和654的电容更大的有效电容进行递送。例如，包括在LV治疗模块85中的两个并联保持电容器可以经由针对单独脉冲宽度666的对应输出电容器跨电极向量而同时被放电。由于提供脉冲656的较慢衰减速率的并联保持电容器的较高有效电容，脉冲宽度666可以设置为例如4ms，比脉冲宽度662和664更长。在此示例中，总复合起搏脉冲宽度670为8ms。认识到的是，在其他示例中，单独脉冲652、654和656中的每一个可以具有相同或不同的单独脉冲宽度，并且复合起搏脉冲670可以包括两个或更多个单独融合脉冲。

每个脉冲652、654和656的前沿脉冲幅值660可以被编程为脉冲幅值的范围，例如1V、2V、4V、6V、8V或10V。当复合脉冲宽度670为8ms时，脉冲电压幅值660可以被选择为大于起搏幅值夺获阈值。每个保持电容器或并联保持电容器的组合在递送具有前沿脉冲电压幅值660的每个对应脉冲之前被充电至脉冲电压幅值660。由于电子设备的限制，可能出现每个脉冲652、654和656之间的非零间隙，但是脉冲652、654和656在时间上足够接近地被递送，以便甚至在每个脉冲652、654和656单独地具有小于患者心脏的起搏夺获阈值的脉冲能量时在大于起搏夺获阈值的复合起搏脉冲宽度670内提供累积递送脉冲能量。

在其他示例中，较长的脉冲656可以首先以一个或多个较短的脉冲652和654进行递送，随后，或者较长的脉冲656可以在较短的脉冲652与654之间进行递送。认识到的是，单独脉冲数、单独脉冲宽度和单独脉冲序列的多种组合可以被认为是利用从包括在LV治疗模块85中的电容器阵列中选择的每个单独脉冲的相同或不同有效电容来递送复合起搏脉冲。

图12中未示出负向再充电脉冲，但是应当理解的是，由于可能已经在有源驱动脉冲652、654和656期间被充电的输出电容器的无源放电，复合起搏脉冲650可以包括紧随图12中所示的正复合脉冲的负向部分。在以上并入的美国专利申请62/262,412(代理人案号：C00012192.USP1)以及与此同一天提交的相应美国专利申请号XX/XXX,XXX(代理人案号：C00012192.USU2)以及在中描述了如本文所公开的复合起搏脉冲的其他示例、以及用于由可以用于在T电击递送之前递送夹带起搏脉冲的LV治疗模块85产生复合起搏脉冲和/或用于快速心律失常感生的50Hz突发串脉冲的技术。

通过跨所选电极向量对不同的电容元件(单个电容器或两个或更多个电容器的组合)进行顺序耦合，可以跨具有相同极性(在所示出的示例中为正向的)的所选电极向量来递送每个单独脉冲652、654和656。不同电容元件中的每一个在跨电极向量被耦合以开始放电之前被充电至峰值电压幅值660。在一些示例中，同一电容器或电容器的组合可以不用于递送两个连续单独脉冲(例如，脉冲652和654)，因为将电容器(或电容器的组合)充电至峰值电压幅值66在发起单独脉冲652、654和656中的每一个对应单独脉冲之前发生。同一电容器或同一电容器组合可以用于通过在所述中间一个或多个单独脉冲期间将同一电容器或电容器的组合再充电至峰值电压幅值660来递送两个非连续单独脉冲。

每个单独脉冲652、654和656在图12中被示出为具有相同的峰值电压幅值660。峰值电压幅值660可以是可从LV治疗模块85获得的最大电压幅值、或者患者可忍受的最大电压幅值。可以通过设置脉冲652、654和656的单独脉冲数和单独脉冲宽度来控制复合起搏脉冲650的总脉冲能量，以便限定总脉冲宽度670。然而，考虑到的是，被放电以便递送单独脉冲652、654和656中的一个单独脉冲的一个电容器(或电容器的组合)可以被充电至与用于递送单独脉冲中的一个不同单独脉冲的另一电容器(或电容器的组合)不同的电压。因此，在一些情况下，单独脉冲652、654和656可以具有不同的峰值电压幅值(和/或极性)。然而，单独脉冲652、654和656是通过断开第一放电电容器(或电容器的组合)并且接通被充电至下一个单独脉冲的期望峰值电压幅值的下一个电容器(或电容器的组合)来生成的。由此通过停止对(多个)第一电容器进行放电来终止第一单独脉冲，并且通过开始对(多个)下一个电容器进行放电来开始下一个单独脉冲。

针对400欧姆至1000欧姆的电极向量阻抗的范围，由LV治疗模块85递送的具有8V幅值和8ms脉冲宽度的复合起搏脉冲可以在0.5毫焦耳至1.3毫焦耳的范围内。相较而言，针对幅值为2V、脉冲宽度为0.5ms并且跨400欧姆至1000欧姆的起搏电极向量阻抗被施加的典型心内起搏脉冲，使用心内电极或心外电极递送的起搏脉冲可以是微焦耳的数量级，例如2微焦耳至5微焦耳。

图13是根据一个示例的LV治疗模块85的概念图。LV治疗模块85可以包括电容器阵列610、电容器选择和控制模块680、以及LV充电电路690。电容器阵列610可以包括各自可以由LV充电电路690充电至编程脉冲幅值的多个保持电容器612、614、616和618。保持电容器612、614、616和618经由对应的开关622、624、626和628耦合至对应的输出电容器632a至632d(统称为632)、636或638以便递送幅值高达10V或幅值高达20V(在一些示例中)的低压脉冲。保持电容器612、614、616和618中的每一个的电容小于HV治疗模块83的高压电容器210的有效电容。例如，保持电容器612、614、616和618中的每一个可以具有高达6微法拉、高达10微法拉、高达20微法拉或其他所选电容的电容，但是所述保持电容器都具有显著小于高压电容器210的有效电容的电容，所述电容可以是100微法拉或更大，例如，148微法拉。

电源98(图5)可以向LV充电电路690提供经调节的电力。LV充电电路690可以由电容器选择和控制模块680中的状态机来控制以便使用电源98的电池电压的一定倍数(例如，电池电压的四倍)对所有或所选保持电容器612、614、616和618进行充电。LV充电电路690可以按照需要对电容器612、614、616和/或618进行充电，以用于根据快速心律失常协议将低压脉冲作为单脉冲或复合脉冲进行递送。

在一些示例中，LV治疗模块85包括三个输出通道602、604和606。当对应的保持电容器612、616或618分别跨输出电容器632、636或638被放电时，每个通道能够产生单脉冲电刺激脉冲。通道602包括第二保持电容器614，所述第二保持电容器可以与保持电容器612并联用于较高的有效电容。保持电容器614可以被充电和放电以便递送复合起搏脉冲的单独脉冲或者与保持电容器612组合地被充电和放电以用于递送单独脉冲，所述单独脉冲可能具有与当单个保持电容器612或614独自被放电时相比更大的脉冲宽度。

通道602在此示例中被示出为包括多条可选择起搏输出信号线路642a至642d，所述多条可选择起搏输出信号线路可以经由闭合电极选择开关634a至634d中的一个或多个来选择性地耦合至保持电容器612和/或保持电容器614。例如，由引线16承载的多个电极可以耦合至通道602，并且可以通过闭合开关634a至634d中的某些开关来从所述多个电极中选择脉冲递送电极向量。

通道604和606被示出为具有经由对应开关626和628被耦合至对应保持电容器616和618的单个输出信号线路646和648。在其他示例中，全部三个通道602、604和606可以设置有单条输出信号线路或多条输出信号线路，以便使能从耦合至ICD 14的多个心血管外电极(例如，图1A至图4中示出的引线16的电极24A、24B、28A、28B和30中的任一个)当中选择脉冲递送电极向量。

当由控制模块80启用快速心律失常感生时，起搏通道602、604和606中的任一个可以用于递送一系列单脉冲感生脉冲。所述单脉冲感生脉冲可以包括在高频突发串(例如，50Hz的脉冲突发串)中，或者包括在被递送以用于控制对由HV治疗模块83递送的T波电击进行同步的心率的一系列两个或更多个夹带起搏脉冲中。当对应的开关622、624、626或628闭合时，可以通过经由对应的输出电容器632、636或638跨所选脉冲递送电极向量对保持电容器612、614、616或618中的一个进行放电来递送单脉冲感生脉冲。可以经由对应的电极选择开关634a至634d来选择用于递送来自通道602的电流的输出线路642a、642b、642c或642d。当电刺激脉冲被安排并且开关被维持在有源启用状态直到单脉冲脉冲宽度失效时，使能分别对保持电容器612、614、616或618进行放电的开关622、624、626或628可以在适当时间由电容器选择和控制模块504来启用。

例如，在图1A至图2C中示出的电极安排中，通道602可以耦合至起搏/感测电极28A，通道604可以耦合至起搏/感测电极28B，并且通道606可以耦合至起搏/感测电极30。如果附加起搏/感测电极可用，或者如果除颤电极24A和24B还用于通过LV治疗模块85来递送电刺激脉冲，则附加电极或除颤电极24A和24B可以耦合至输出通道(诸如通道602)以便提供多个可选择的脉冲递送电极向量。

控制模块80可以控制LV治疗模块85使用由开关620a至620d和/或630捆绑在一起的通道602、604和606中的两个或更多个来递送复合脉冲感生脉冲，以便使能跨所选脉冲递送电极向量从单条输出信号线路646递送单独脉冲。例如，控制模块80可以通过激活开关620a至620d和630来使能复合脉冲感生脉冲以便将输出线路642a至642d和输出线路648捆绑至通道604。控制模块80控制电容器选择和控制模块680以顺序方式启用开关622、624、626和628(以及通道602的至少一个电极选择开关634a至634d)以便将对应的保持电容器612、614、616或618耦合至输出信号线路646以递送融合单独脉冲序列从而产生复合起搏脉冲。

在各示例中，取决于与ICD 14一起使用的引线和电极配置，可能不需要图13中示出的一些电极选择开关。此外，认识到的是，当复合脉冲以感生序列被递送时，少于四个的保持电容器或多于四个的保持电容器可以包括在电容器阵列610中以用于递送经融合起搏脉冲序列。

电容器选择和控制模块680通过控制对应的开关622、624、626和628来选择哪些保持电容器612、614、616和618以及以什么序列耦合至输出线路646。可以通过以下方式递送脉冲序列来产生复合脉冲：通过顺序地启用或闭合对应的开关622、624、626和628来跨对应的输出电容器632、636和638一次一个(或者一次一个组合)地顺序地对保持电容器612、614、616和618进行放电。例如，顺序地对保持电容器612、614、616和618中的至少两个进行放电以产生由至少两个经融合单独脉冲产生的复合脉冲。输出线路646可以电耦合至由引线16承载的阴极电极，并且由引线16承载的返回阳极电极(或壳体15)可以耦合至地。在一个示例中，所述阴极电极和返回阳极电极可以对应于电极28A和28B、或从图1A至图4中示出的电极24A、24B、28A、28B、30和/或壳体15中选择的任何脉冲递送电极向量。

在一些示例中，通过闭合用于将所有通道602、604和606捆绑至单条输出线路646的配置开关630以及配置开关620a中的至少一个来在输出线路646上递送复合脉冲。可以通过对保持电容器616进行放电来递送第一单独脉冲、通过对保持电容器618进行放电来递送第二单独脉冲、以及通过同时对两个电容器612和614进行放电来递送所递送的第三较长单独脉冲以递送所述复合脉冲(诸如图12的脉冲650)。前两个单独脉冲可以是2.0ms的脉冲宽度，并且针对8ms的复合脉冲宽度，第三脉冲可以是4.0ms的脉冲宽度。并联电容器612和614的较高电容在维持成功夺获心脏的脉冲幅值的同时允许第三单独脉冲的脉冲宽度更长。全部三个单独脉冲都经由输出线路646被递送，因为输出配置开关620和630被启用。

在其他示例中，顺序地对保持电容器612、614、616和618中的所选电容器进行放电。例如，为了递送包括四个单独脉冲的复合脉冲，以融合顺序一次一个地对保持电容器612、614、616和618中的每一个进行放电达2.0ms，以便递送具有8ms脉冲宽度的复合起搏脉冲。在其他示例中，复合起搏脉冲可以具有大于8ms或小于8ms的脉冲宽度，例如，大于2ms且高达12ms或更多，这取决于单独脉冲的数量及其对应的脉冲宽度。每个保持电容器612、614、616和618被充电至由控制模块80设置的脉冲电压幅值(例如，10V或更少)，所述脉冲电压幅值可以基于起搏夺获阈值测试。在以上并入的美国专利申请62/262,412(代理人案号：C00012192.USP1)和相应的美国专利申请号XX/XXX,XXX(代理人案号：C00012192.USU2)、以及在美国专利申请62/262,499(代理人案号：C00012104.USP1)和相应的美国专利申请号XX/XXX,XXX(代理人案号：C00012104.USU2)中总体上公开了被配置成递送可以用于根据本文所公开的技术来递送感生脉冲的心血管外起搏脉冲的LV治疗模块的其他示例。

因此，在前面的描述中已经参照具体实施例给出了用于使用心血管外ICD系统来感生室性快速心律失常的方法和装置。在其他示例中，本文描述的各种方法可以包括以与本文所示出和描述的说明性示例不同的顺序或组合执行的步骤。应当理解，可以在不脱离本公开和以下权利要求书的范围的情况下对参考实施例做出各种修改。

Claims (12)

1.一种心血管外植入式复律除颤器(ICD)，包括：

感测模块，用于获取心脏电信号；

高压治疗模块，包括高压充电电路、高压电容器，以及开关电路，所述开关电路被配置成将所述高压电容器耦合至多个植入式心血管外电极；以及

控制模块，被配置成：

通过控制所述高压治疗模块进行以下操作来控制所述高压治疗模块感生出快速心律失常：

将所述高压电容器充电至第一电压幅值；

经由所述多个植入式心血管外电极的心血管外电极向量，通过启用所述开关电路对所述高压电容器进行放电来向患者的心脏递送具有连续脉冲之间的第一脉冲间间期的第一系列脉冲；

在所述第一系列脉冲中的连续脉冲之间的第一脉冲间间期期间对所述高压电容器进行再充电；

根据所述心脏电信号来判定是否在所述第一系列脉冲之后感生出快速心律失常；

响应于确定感生出快速心律失常，控制所述高压治疗模块将所述高压电容器充电至大于所述第一电压幅值的第二电压幅值，所述第二电压幅值对应于治疗电击能量；并且

对所述高压电容器进行放电以便向所述患者的心脏递送所述治疗电击能量。

2.如权利要求1所述的ICD，其中，所述控制电路被配置成控制所述高压治疗模块在所述第一脉冲间间期期间将所述高压电容器再充电至所述第一电压幅值。

3.如权利要求1或2中任一项所述的ICD，其中，所述控制模块被配置成控制所述高压治疗模块以由所述第一脉冲间间期限定的频率将所述第一系列脉冲作为脉冲突发串进行递送，所述第一脉冲间间期小于100ms。

4.如权利要求1至3之一所述的ICD，其中，所述控制模块进一步被配置成：

响应于确定未通过所述第一系列脉冲感生出快速心律失常，控制所述高压治疗模块：

通过启用所述开关电路对所述高压电容器进行放电来递送具有连续脉冲之间的第二脉冲间间期的第二系列脉冲，所述第二脉冲间间期不同于所述第一系列脉冲的所述第一脉冲间间期；并且

在所述第二系列脉冲的连续脉冲之间的第二脉冲间间期期间对所述高压电容器进行再充电。

5.如权利要求4所述的ICD，其中，在所述第二脉冲间间期期间对所述高压电容器进行充电包括：通过所述高压充电电路将所述高压电容器充电至第三电压幅值，所述第三电压幅值不同于所述第一电压幅值并且小于所述第二电压幅值。

6.如权利要求1至4中任一项所述的ICD，其中，所述控制模块进一步被配置成：

控制所述治疗模块在所述第一系列脉冲之后将所述高压电容器充电至大于所述第一电压幅值的第三电压幅值；

在跟随所述第一系列脉冲的最后一个脉冲之后R-T时间间期以后对充电至所述第三电压幅值的所述高压电容器进行放电；并且

其中，判定是否通过所述第一系列感生出快速心律失常包括：判定在所述R-T时间间期之后对所述高压电容器进行放电以后是否感生出快速心律失常。

7.如权利要求1至6中任一项所述的ICD，其中，所述控制模块被配置成：控制所述开关电路将所述高压治疗模块耦合至所述电极向量，并且经由所述电极向量来递送所述第一系列脉冲和所述治疗电击能量。

8.如权利要求1至7中任一项所述的ICD，进一步包括：

低压治疗模块，包括一个或多个低压电容器，

所述高压电容器的电容大于所述一个或多个低压电容器中任一个的电容；

其中，所述控制模块被配置成：

控制所述低压治疗模块递送脉冲突发串，所述脉冲突发串具有所述突发串的连续脉冲之间的第二脉冲间间期，所述第二脉冲间间期小于所述第一脉冲间间期；

根据所述心脏电信号判定是否通过由所述低压治疗模块递送的所述脉冲突发串感生出快速心律失常；并且

响应于未通过由所述低压治疗模块递送的所述脉冲突发串感生出快速心律失常，控制所述高压治疗模块递送所述第一系列脉冲。

9.如权利要求1至8中任一项所述的ICD，进一步包括：

一个或多个低压电容器，

所述高压电容器的电容大于所述一个或多个低压电容器中任一个的电容；

其中，所述控制模块被配置成：

响应于根据所述心脏电信号确定未通过所述第一系列脉冲感生出快速心律失常，控制所述低压治疗模块递送第二系列脉冲；

将所述高压电容器充电至大于所述第一电压幅值的第三电压幅值；并且

在所述第二系列脉冲的最后一个脉冲之后R-T时间间期时对充电至所述第三电压幅值的所述高压电容器进行放电。

10.如权利要求8或9中任一项所述的ICD，其中：

所述控制模块被配置成控制所述低压治疗模块将所述第二系列脉冲或所述脉冲突发串的脉冲中的每一个作为包括在复合起搏脉冲宽度期间递送的至少两个单独脉冲的序列的复合起搏脉冲进行递送，所述至少两个单独脉冲中的每一个具有小于所述患者心脏的夺获阈值的单独脉冲能量。

11.如权利要求1至10中任一项所述的ICD，进一步包括：心血管外引线，可耦合至所述ICD并且至少承载所述多个植入式心血管外电极中的一对，其中，所述控制模块被配置成控制所述开关电路在所述心血管外引线耦合至所述ICD时跨所述一对心血管外电极而递送所述第一系列脉冲。

12.如权利要求1至11中任一项所述的ICD，进一步包括：

壳体，其封闭所述高压治疗模块和所述控制模块；

心血管外引线，可耦合至所述ICD并且至少承载所述多个植入式心血管外电极中的第一心血管外电极和第二心血管外电极；

其中，所述控制模块控制所述高压治疗模块：

经由第一心血管外电极向量来递送所述第一系列脉冲，所述第一心血管外电极向量包括由所述心血管外引线承载的所述第一心血管外电极以及由所述心血管外引线承载的所述第二心血管外电极；并且

经由第二心血管外电极向量在所述第一系列脉冲之后递送所述治疗电击能量，所述第二心血管外电极向量包括所述壳体以及由所述心血管外引线承载的所述第一心血管外电极或所述第二心血管外电极中的至少一个。