CN108290049B - 用于递送复合起搏脉冲的心血管外心脏起搏系统 - Google Patents

Abstract

一种植入式医疗设备被配置成控制治疗模块将包括多个电容器的电容器阵列耦合至多个心血管外电极，并且控制所述治疗模块通过以下方式来经由所述多个心血管外电极向患者的心脏递送复合起搏脉冲：顺序地对所述多个电容器的至少一部分进行放电以产生限定所述复合起搏脉冲的一系列至少两个单独脉冲。

Description

用于递送复合起搏脉冲的心血管外心脏起搏系统

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用于使用心血管外电极递送心脏起搏脉冲的系统、设备和方法。

背景技术

用于递送治疗、监测患者的生理状况或其组合的各种植入式医疗设备(IMD)已经在临床上植入或者被提议用于临床植入患者体内。一些IMD可以采用承载刺激电极、感测电极和/或其他传感器的一条或多条细长的电引线。IMD可以向如心脏、脑、胃、脊髓、骨盆底等各种器官、神经、肌肉或组织递送治疗或者监测其状况。植入式医疗引线可以被配置成将电极或其他传感器定位在所期望的位置处，以便递送电刺激或感测生理状况。例如，电极或传感器可以沿着引线的远端部分被承载，所述引线皮下地、经静脉地或肌肉下地被延伸。引线的近端部分可以耦合至植入式医疗设备壳体，所述植入式医疗设备壳体包含如信号生成电路和/或感测电路等电路(circuitry)。

如心脏起搏器或植入式复律器除颤器(ICD)等一些IMD经由一条或多条植入式引线所承载的电极和/或ICD的起搏器的壳体来将治疗电刺激提供到患者的心脏。所述引线可以是经静脉的，例如，通过一条或多条静脉推进到心脏中，以便将心内膜电极定位成与心脏组织紧密接触。其他引线可以是植入在心脏外部的非经静脉的引线，例如，在心外膜、心包或皮下植入。所述电极用于向心脏递送电刺激脉冲以解决异常节律。

能够递送电刺激以治疗异常心律的IMD通常感测代表心脏的固有去极化的信号，并分析感测到的信号以识别异常节律。在检测到异常节律时，所述设备可以递送适当的电刺激治疗以恢复更为正常的节律。例如，在使用心内膜电极或心外膜电极检测到心动过缓或心动过速时，起搏器或ICD可以向心脏递送低压起搏脉冲。在使用由经静脉引线或非经静脉引线承载的电极检测到快心室性心动过速或纤维性颤动时，ICD可以向心脏递送高压复律或除颤电极。所递送的治疗类型及其在恢复正常节律时的有效性至少部分地取决于用于递送电刺激的电极类型及其相对于心脏组织的位置。

发明内容

总体上，本公开涉及用于通过植入式医疗设备递送心血管外起搏脉冲的技术。根据本文所公开的技术进行操作的起搏器或ICD使用心血管外电极来递送一系列(a seriersof)融合低压电脉冲，以产生由所述融合低压脉冲限定的复合心脏起搏脉冲。当单独脉冲的累积脉冲能量超过心脏的夺获阈值时，甚至当单独脉冲能量小于所述夺获阈值时，使用心血管外电极递送的复合起搏脉冲可以夺获心脏。

在一个示例中，本公开提供了一种植入式医疗设备，所述植入式医疗设备包括起搏控制模块和治疗模块。所述治疗模块具有包括多个电容器的电容器阵列，并且被配置成将所述电容器阵列耦合至心血管外电极以便向患者心脏递送复合起搏脉冲。所述起搏控制模块耦合至所述治疗模块，并且被配置成控制所述治疗模块顺序地对所述电容器中的至少一部分进行放电以产生限定所述复合起搏脉冲的一系列至少两个单独脉冲。

在另一示例中，本公开提供了一种由植入式医疗设备执行的方法。所述方法包括：控制治疗模块将包括多个电容器的电容器阵列耦合至心血管外电极，以及由起搏控制模块控制所述治疗模块通过以下方式来经由所述心血管外电极向患者的心脏递送复合起搏脉冲：顺序地对所述电容器的至少一部分进行放电以产生限定所述复合起搏脉冲的一系列至少两个单独脉冲。

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，所述指令在由植入式医疗设备的控制模块执行时使所述植入式医疗设备控制治疗模块将包括多个电容器的电容器阵列耦合至心血管外电极；并且控制所述治疗模块通过以下方式来经由所述心血管外电极向患者的心脏递送复合起搏脉冲：顺序地对所述电容器的至少一部分进行放电以产生限定所述复合起搏脉冲的一系列至少两个单独脉冲。

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

附图说明

图1A至图1B是植入有IMD系统的患者的概念图，所述系统包括耦合至心血管外感测、起搏和复律/除颤引线以用于递送心血管外起搏脉冲的皮下植入的IMD。

图1C是图1A的IMD系统的心血管外感测、起搏和复律/除颤引线的替代性植入位置的示意图。

图2A是展示了图1A的具有替代性电极安排的植入式电引线的另一示例的远端部分的概念图。

图2B是展示了图1A的具有类似于图2A电极安排、但具有沿着远端部分的不同形状的引线体的心血管外引线的另一示例的远端部分的概念图。

图3是根据一个示例的图1A的IMD的示意图。

图4A是对可以由图1A的IMD生成和递送以使用心血管外电极来起搏患者心脏的复合起搏脉冲的示例的描绘。

图4B是根据另一示例的对复合起搏脉冲的描绘。

图5是根据一个示例的起搏控制模块和低压治疗模块的示意图。

图6是根据一个示例的图5的起搏控制模块的示意图。

图7是根据一个示例的电容器选择和控制模块的示意图。

图8是根据一个示例的用于递送心血管外起搏脉冲的方法的流程图。

图9是可以被执行用于选择用于递送复合起搏脉冲的电容器序列的方法的流程图。

图10是根据另一示例用于递送复合起搏脉冲的方法的流程图。

图11是耦合至经静脉引线的IMD的概念图。

图12A是图11的IMD以及心血管外引线的近端部分的概念图。

图12B是图11中所示出的IMD以及经静脉引线的近端部分的概念图。

图13是根据另一示例的低压治疗模块的概念图。

图14是可以由图13的低压治疗模块递送的复合起搏脉冲的示例的概念图。

图15是用于可编程地配置图11的IMD以操作用于结合经静脉引线来递送多通道多腔室心脏起搏或者结合心血管外引线和心血管外电极来递送单通道心脏起搏的方法的流程图。

具体实施方式

总体上，本公开描述了用于使用不直接接触心脏组织的心血管外电极来递送低压起搏脉冲的技术。如本文所使用的，术语“心血管外(extra-cardiovascular)”是指在血管、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(implantable)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。

由心内膜电极或心外膜电极递送的起搏脉冲对患者而言通常不太疼痛。由心血管外电极递送的起搏脉冲可能引起对神经的心外夺获以及对骨骼肌的聚集(recruitment)，这取决于起搏脉冲的电压幅值可能引起患者明显的感觉并且在一些情况下会对患者造成疼痛或不适。针对给定起搏脉冲宽度，用于在利用心血管外电极(诸如皮下电极或肌肉下电极)进行起搏时夺获心脏所需的脉冲电压幅值可能超过患者的可接受舒适水平。具有较低电压幅值的起搏脉冲在由心血管外电极递送时可能需要相对较长的脉冲宽度，以便递送用于夺获心脏的足够能量。由于脉冲幅值相对较快的衰减率，所述较长的脉冲宽度可能超过典型的低压起搏电容器的容量。由于起搏脉冲在起搏电容器跨起搏电极向量被放电时被递送，因此起搏脉冲幅值可能在所需的起搏脉冲宽度失效之前衰减至有效电压幅值以下，从而导致起搏脉冲具有不足以夺获心脏的能量。

如本文所公开的，植入式心血管外医疗设备系统被配置成在所选起搏脉冲宽度内连续地递送多个单独电脉冲以产生复合低压起搏脉冲，所述复合低压起搏脉冲具有足够长以成功地起搏心脏的总体脉冲宽度、以及在患者可感知的情况下可接受的足够低的脉冲幅值。所述复合起搏脉冲可以使用不与心肌组织直接接触的心血管外起搏电极被递送。每个单独脉冲的能量在时间上“融合”或者有效地累积以便在复合脉冲宽度内产生足以引起心肌组织的去极化的总脉冲能量，即使当每个单独脉冲(如果单独递送)不足以引起对心肌组织的夺获。

本文所公开的技术可以在任何植入式起搏器或ICD中、以及具体地在耦合至心血管外电极的起搏器或ICD中被实施。所述电极可以由从起搏器或ICD延伸的医疗电引线来承载和/或由起搏器或ICD的壳体来承载。本文所公开的技术不一定限于植入式系统，并且可以使用皮肤表面电极或经皮电极来在外部起搏器或ICD中被实施。

图1A和图1B是植入有心血管外IMD系统10的患者12的概念图，所述心血管外IMD系统包括耦合至心血管外感测、起搏和复律/除颤(CV/DF)引线16的皮下植入的IMD 14。图1A是患者12的正面视图，并且图1B是患者12的横向视图。在图1A和图1B的说明性实施例中，IMD 14是被配置用于除使用本文所公开的技术递送的低压心血管外起搏脉冲之外还递送高压复律/除颤(CV/DF)电击的ICD。

IMD 14包括壳体15以及用于接纳心血管外引线16的连接器组件17。IMD 14使用由引线16承载的电极来从心脏26采集心脏电信号，并且被配置成使用由引线16承载的心血管外电极来向心脏26递送心脏起搏脉冲。如本文中将描述的，IMD 14包括起搏控制模块，所述起搏控制模块控制起搏电容器阵列递送各自包括一系列融合低压脉冲的复合起搏脉冲。所述复合起搏脉冲具有可以被设置为对患者而言较舒适水平的脉冲幅值(例如，小于20V)、以及足够长以便使用心血管外电极成功夺获并起搏心脏的脉冲宽度。

由IMD 14接收的心脏电信号用于确定患者的心脏节律并根据需要提供适当的起搏治疗，诸如例如，心动过缓起搏、抗心动过速起搏(ATP)、或者用于治疗由于房室传导阻滞或在复律或除颤电击之后引起的心搏停止的起搏。当IMD 14被实施为ICD时，其被配置成检测可电击节律(例如，非窦性快心室性心动过速和心室纤维性颤动)并且经由引线16所承载的除颤电极24A和/或24B来递送CV/DF电击治疗。在其他示例中，IMD 14可以被配置为用于递送低压起搏治疗的起搏器，而没有能力递送高压CV/DF电击治疗。在这种情况下，引线16可能不包括除颤电极24A和24B。

引线16包括连接至IMD 14的近端27以及承载电极24A、24B、28A、28B和30的远端部分25。IMD 14的壳体15的全部或一部分可以由诸如钛或钛合金的导电材料形成，并且耦合至内部IMD电路以充当电极，有时称为“金属壳电极”。

电极24A和24B被称为除颤电极，因为它们可以一起或者与IMD 14的导电壳体15组合使用以便递送高压CV/DF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，本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被视为将电极24A和24B限制为仅用于高压CV/DF治疗应用。如本文所描述的，电极24A和/或24B可以用于起搏电极向量中以便递送复合心血管外起搏脉冲。

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，除颤电极24A和24B耦合至电隔离导体，并且IMD 14可以包括开关机构以便允许电极24A和24B被用作单个除颤电极(例如，同时激活以便形成公共阴极或阳极)或用作单独的除颤电极(例如，单独激活，一个作为阴极并且一个作为阳极；或者一次激活一个，一个作为阳极或阴极并且另一个保持不活跃)。在其他示例中，引线16可以包括单个除颤电极，而非如所示的两个除颤电极。

电极28A、28B和30是用于递送低压起搏脉冲并且用于感测心脏电信号的相对较小表面积电极。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/或感测心脏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。

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。在图1A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体18的任意位置处。进一步的，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。

可以使用包括电极28A、28B、30和壳体15的任何组合的感测向量来采集ECG信号。在一些示例中，感测向量甚至可以包括除颤电极24A和/或24B。IMD 14可以包括多于一个的感测通道，以使得可以由IMD 14一次两个地选择感测电极向量以用于监测可电击节律或确定对心脏起搏的需要。

可以使用电极24A、24B、28A、28B、30和壳体15的任何组合来递送起搏脉冲。可以基于起搏电极向量阻抗测量和夺获阈值测试来选择被选择用于递送起搏脉冲的起搏电极向量。例如，可以从电极24A、24B、28A、28B、30和壳体15当中选择起搏向量，所述起搏向量具有针对编程起搏脉冲电压幅值来夺获心脏的最低阻抗和/或最低复合起搏脉冲宽度。所述起搏脉冲电压幅值可以被编程为低于疼痛和不适的阈值，所述阈值可以基于个体患者测试和/或临床数据。在一些示例中，在起搏/感测电极28A、28B或30之一与除颤电极24A或24B之一之间选择起搏电极向量。在其他示例中，在起搏/感测电极28A、28B和/或30中的两个电极之间选择起搏电极向量。与包括IMD壳体15的感测向量相比，当递送心血管外起搏脉冲时，在由引线16的远端部分25承载的两个电极之间选择起搏电极向量可以减少骨骼肌募集。

在一些实例中，引线16的电极24A、24B、28A、28B和/或30可以被成形、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、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、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、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IMD 14经由电极24A、24B、28A、28B和/或30来递送起搏脉冲时，由起搏脉冲进行的可对患者造成不适的周围骨骼肌的募集可以通过成形、定向、或部分地绝缘电极来降低以便将电能量集中或引导朝向心脏26。

在各示例中，电极24A、24B、28A、28B和30可以沿着引线16在除了所示出位置之外的其他位置处并且相对于彼此以不同的安排被承载，但是通常被定位成采集具有可接受心脏信号强度的心脏电信号以用于感测心脏事件(诸如，在心室去极化时发生的R波信号)并递送用于成功夺获患者心脏26的低压起搏脉冲。尽管沿着引线16示出了三个起搏/感测电极28A、28B和30，但是在其他示例中，引线16可以承载更多或更少的起搏/感测电极。在未决美国专利申请号2015/0306375(Marshall等人)和美国专利公开号2015/0306410(Marshall等人)中总体上公开了如本文描述的由可以用于递送复合起搏脉冲的心血管外引线承载的除颤电极和起搏/感测电极的其他安排。在仍其他示例中，引线16可以承载用于与壳体15用作起搏阴极(或阳极)电极的单个起搏/感测电极，或者可以承载用作返回阳极(或阴极)电极的除颤电极(例如，除颤电极24A或24B)。

在其他示例中，专用起搏电极以及分开的专用感测电极可以由引线16或耦合至IMD 14的另一条引线来承载。应当理解，一条或多条引线可以耦合至IMD 14，以用于将至少一个除颤电极和至少一个起搏和感测电极连接至IMD 14，以用于在IMD 14被配置为ICD时监测心脏电信号、递送起搏脉冲并递送CV/DF电击治疗。可以由IMD 14使用电极24A、24B、28A、28B、30和壳体15中的任何电极来递送的起搏治疗可以包括但不限于：心动过缓起搏、ATP、用于在CV/DF电击之后治疗心动过缓或心搏停止的电击后起搏、在由于房室传导阻滞而引起的心搏停止期间的起搏。另外或可替代地，根据本文所公开的技术使用电极24A、24B、28A、28B、30和/或壳体15中的任一个递送的复合脉冲可以是在T电击之前递送的用于感应快速心律失常的夹带脉冲、或者包括在高频脉冲突发(例如，以50Hz)中用于感应快速心律失常的脉冲，例如用于在临床环境中测试抗快速心律失常治疗的目的。本文中公开的用于递送复合起搏脉冲的方法可以与在美国专利申请号62/262,500(代理人案号：C00012278.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：C00012278.USU2)中总体上公开的快速心律失常感应方法结合使用。

图1B是患者12的横向视图，示出了在胸骨下延伸的引线16的远端部分25，例如至少部分地在前纵隔36中或邻近所述前纵隔。引线16在图1A和图1B中被展示为至少部分地植入在胸骨下位置中，例如心脏与在胸腔32或胸骨22之间。在一个这种配置中，引线16的近端部分从IMD 14(其植入在患者12左侧的腋中线附近)朝向胸骨22皮下延伸。在剑突20附近的位置处，引线16在靠上弯曲或转动，并且引线16的远端部分25(其承载电极24A、24B、28A、28B和30)在前纵隔36中胸骨下地、在胸骨22的下面或下方延伸。

前纵隔36在侧面由胸膜39界定，在后面由心包38界定，并且在前面由胸骨22界定。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、胸骨下肌肉组织、胸廓内动脉或静脉的小侧分支以及胸腺。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。

IMD 14也可以植入在患者12的其他皮下位置处，如朝向腋后线在躯干上进一步向后、朝向腋前线在躯干上进一步向前、在胸部区域或在患者12的其他位置处。在IMD 14植入在胸部的实例中，引线16可以顺着不同的路径，例如跨过上胸部区域并且沿着胸骨22向下。当IMD 14植入在胸肌区中时，系统10可以包括第二引线，所述第二引线沿着患者左侧延伸并且包括除颤电极和/或沿着患者左侧被定位的一个或多个起搏电极以充当治疗递送向量的阳极或阴极，所述治疗递送向量包括位于前方以用于向位于其间的心脏26递送电刺激的另一个电极。

图1C是引线16的替代性植入位置的示意图。在其他示例中，引线16的远端部分可以植入在除图1A中示出的胸骨下位置之外的其他心血管外位置处。例如，如图1C中所示，可以在皮肤与胸腔32之间或者在皮肤与胸骨22之间皮下地或肌肉下地植入引线16。如图1A中所示，引线16可以从IMD 14朝向剑突20皮下延伸，但不是沿着胸骨22的后侧在胸骨下延伸，引线16可以在靠近剑突20的位置处弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸骨22和/或胸腔32上方靠上延伸。引线16的远端部分25可以平行于胸骨22或从胸骨22向左或向右侧向地偏置。在其他示例中，引线16的远端部分25可以远离胸骨22向左或向右侧向地成角度，以使得远端部分25不平行于胸骨22延伸。

在另一示例中，IMD 14可以皮下地植入在前侧中间位置的胸腔32外部。引线16可以皮下地穿透到与患者12的一部分背阔肌相邻的位置，从IMD 14的中间植入囊袋侧向地且向后地向患者背部到与心脏26相对的位置，以使得心脏26通常布置在IMD 14与电极24A、24B、28A、28B和30之间。本文公开的用于生成用于使用心血管外电极起搏心脏的低压起搏脉冲的技术不限于心血管外电极的特定皮下位置、肌肉下位置、胸骨上位置、胸骨下位置或者胸内或胸外位置。

再次参照图1A，引线16包括细长引线体18，所述细长引线体承载电极24A、24B、28A、28B和30并将从对应电极24A、24B、28A、28B和30延伸通过引线体18到达近侧连接器(未示出)的细长电导体(未展示)绝缘，所述近端连接器在引线近端27处耦合至IMD 14的连接器组件17。引线体18可以由非导电材料形成，如硅胶、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物或其他合适的材料，并且成型为形成所述一个或多个导体在其中延伸的一个或多个管腔。所述导体经由IMD连接器组件17中的连接而电耦合至IMD电路(如治疗递送模块和/或感测模块)，所述IMD连接器组件包括用于接收引线16的近端连接器的连接器孔以及穿过IMD壳体15的相关联电馈通件。所述电导体将电刺激治疗从IMD 14内的治疗递送模块传输到电极24A、24B、28A、28B和/或30中的一个或多个，并将心脏电信号从电极24A、24B、28A、28B和/或30中的一个或多个传输到IMD 14内的感测模块。

壳体15形成保护IMD 14的内部电子部件的气密密封。如上所述，壳体15可以充当“金属壳电极”，因为导电壳体或其一部分可以电耦合至内部电路，以便在ECG感测期间或者在治疗递送期间用作无关电极或接地电极。如本文将要进一步详细描述的那样，壳体15可以封闭一个或多个处理器、存储器设备、发射器、接收器、传感器、感测电路、治疗电路以及其他适当的部件。

图1A中的示例系统10在本质上是说明性的并且不应被认为限制本公开中所描述的技术。本文所公开的技术可以在包括用于递送心脏起搏脉冲的许多ICD或起搏器和电极配置中实施。IMD系统10被称为心血管外IMD系统，因为引线16是定位在血管、心脏26和心包38外部的非经静脉引线。本文公开的技术还可以由植入在胸骨下、胸内或胸外并具有由壳体和/或在一些情况下由从壳体延伸的导体承载的电极的无引线设备来使用。在美国专利号8,758,365(Bonner等人)中总体上公开了IMD的可以实施当前所公开技术的另一示例。

外部设备40被示出为通过通信链路42与IMD 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IMD 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、或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频率带宽)在IMD 14与外部设备40之间建立通信链路42。

外部设备40可以被实施为在医院、诊所或医生办公室中使用的编程器，以从IMD14检索数据并且对IMD 14中的操作参数和算法进行编程而用于控制IMD功能。外部设备40可以用于编程由IMD 14使用的心律检测参数和治疗控制参数。IMD 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IMD 14中检索。外部设备40可以替代性地实施化为家庭监护仪或手持设备。

图2A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。在本示例中，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，以便提供如以上结合图1A所描述的电刺激和感测功能。然而，在本示例中，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，以使得起搏/感测电极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之外，引线16还可以包括位于除颤电极24A远端的第三起博/感测电极。IMD 14可以使用任何电极向量来递送心脏起搏脉冲和/或感测电信号，所述任何电极向量包括除颤电极24A和/或24B(单独地或共同地)、和/或电极28A和/或28B、和/或IMD 14的壳体15。

起搏/感测电极28A和28B的间距和位置可以被选择成提供使能对心脏26进行高效起搏的起搏向量。电极24A、24B、28A和28B的长度和间距可以与在上述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2A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。可以设想，一个或多个起搏/感测电极可以在远端除颤电极24A的远端；一个或多个起搏/感测电极可以在除颤电极24A与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的近端。在沿着引线体18的不同位置处具有多个电极使能从各种电极间间距当中进行选择，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)。

图2B是展示了具有类似于图2A电极安排、但具有引线体18’的非线性或曲线远端部分25”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″具有正常曲线、弯曲、蜿蜒、波形或锯齿形的形状。在本示例中，除颤电极24A′和24B′沿着引线体18′的预先形成的曲线部分被承载。起搏/感测电极28A’被承载在除颤电极24A’与除颤电极24B’之间。起搏/感测电极28B′被承载在近端除颤电极24B′的近端。

在一个示例中，引线体18’可以被形成为具有包括两条“C”型曲线的曲线远端部分25”，这两条曲线一起可以与希腊字母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″的这两个对应C型部分来承载并且在同一方向上延伸或变弯。在所示的示例中，起搏/感测电极28A′在承载电极24A′的C型部分的近端，并且起搏/感测电极28B′在承载电极24B′的C型部分的近端。起搏/感测电极24A’和24B’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’侧向地偏置。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)中大体上公开了心血管外引线的其他示例，包括由引线体的曲线、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，这些电极可以利用本文中描述的起搏技术来实施。

图3是根据一个示例的IMD 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ECG信号、判定何时需要起搏治疗以及按照需要递送所规定的起搏治疗的软件、固件和硬件。当IMD 14被配置为如本文中所展示的ICD时，所述软件、固件和硬件还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。IMD 14可以耦合至承载心血管外电极24A、24B、28A和28B以及在一些示例中的电极30(图3中未示出)的引线(诸如图1A、图1B、图1C、图2A和图2B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。

IMD 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、遥测模块88，并且可以包括阻抗测量模块90和可选传感器模块92。电源98在需要时向IMD 14的电路(包括模块80、82、84、86、88、90和92中的每一者)提供电力。电源98可以包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电电池或不可再充电电池。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，所述LV和HV电容器包括在治疗递送模块84中以用于生成治疗电刺激脉冲。

图3中示出的功能块表示包含在IMD 14中的功能，并且可以包括实现能够产生归属于本文的IMD 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。如本文所使用的，术语“模块”是指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、状态机或提供所描述的功能的其他合适的部件。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使用的特定系统架构以及由所述IMD采用的特定检测和治疗递送方法来确定。将不同特征描绘为模块旨在突显不同的功能方面并且不一定暗示这种模块必须由分开的硬件或软件部件来实现。相反，可由分开的硬件或软件部件来执行与一个或多个模块相关联的功能、或者将其整合在共同的硬件或软件部件内。例如，由控制模块80执行的起搏治疗控制操作可以在执行存储在存储器82中的指令的处理器中实施。IMD 14可以包括比图3中所示的那些更多或更少的模块。例如，阻抗测量模块90和传感器模块92可以是可选的并且在一些实例中被排除。在考虑到本文中的公开的情况下，在任何现代IMD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、磁的或电的非暂态计算机可读存储介质，如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其他存储器设备。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IMD模块执行归属于IMD 14或那些IMD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。

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以及壳体15，所述壳体可以充当公共电极或接地电极。

电感测模块86选择性地耦合至电极28A和28B以及壳体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24B。感测模块86被使能选择性地监测从可用电极24A、24B、28A和28B以及壳体15中选择的一个或多个感测向量。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和28B以及壳体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和28B以及壳体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用于对从耦合至对应感测通道的所选择的电极接收到的心脏电信号进行放大、滤波和整流，以改善用于感测心脏事件(例如，R波和P波)的信号质量。

例如，感测模块86中的每个感测通道可以包括：用于从对应的感测向量接收心脏电信号的输入或预滤波器和放大器、模数转换器、后置放大器和滤波器、用于产生被传递到包括在感测模块86中的心脏事件检测器和/或被传递到控制模块80的数字化的、经整流和放大的心脏电信号的整流器。心脏事件检测器可以包括感测放大器、比较器或其他电路，用于将经整流的心脏电信号与可以是自动调整阈值的心脏事件感测阈值(诸如R波感测阈值)进行比较。感测模块84可以响应于感测阈值越限而产生感测心脏事件信号。根据可以存储在存储器82中的感测控制参数，可以自动地调节由每个感测通道使用的心脏事件感测阈值。

由电感测模块86产生的感测事件信号可以由控制模块80使用，以用于检测可电击节律和/或用于检测对起搏的需要。例如，控制模块80可以通过设置用于控制由治疗递送模块84递送的起搏脉冲的时序的起搏逸博间期来对感测事件信号做出响应。除了感测到的心脏事件信号之外，电感测模块86还可以输出数字化的ECG信号以供控制模块80在例如经由形态学分析或小波分析检测/确认心动过速中使用。

治疗递送模块84包括用于使用从电极24A、24B、28A和28B以及壳体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包括选择性地由控制模块80控制的电容器阵列，以提供单个复合起搏脉冲，所述单个复合起搏脉冲包括通过在复合起搏脉冲宽度内顺序地对电容器阵列中的电容器进行放电而单独递送的一系列两个或更多个融合脉冲。可以一次一个按顺序地选择多个电容器以便递送包括在复合起搏脉冲内的单独脉冲。在其他实例中，多个电容器可以一次两个地来选择以递送复合起搏脉冲中的每个单独脉冲。在各示例中，一个或多个电容器的两种或多种组合按照定时系列来选择以便递送共同限定复合起搏脉冲的两个或更多个顺序融合的脉冲。如本文中使用的，术语“融合脉冲”指代电脉冲，所述电脉冲在复合起搏脉冲内顺序递送以产生足以使起搏诱发心肌去极化夺获心脏的累积脉冲能量。融合脉冲中的每个单独融合脉冲的脉冲能量可能不足以夺获心脏，但是在复合起搏脉冲宽度的时间包络内递送的融合脉冲的累积能量足以引起心肌的单个诱发响应。

包括在LV治疗模块85中的LV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LV电容器充电至为包括在电源98中的电池电压的一定倍数(例如，为电池电荷的四倍)的状态机。在适当时间，LV治疗模块85按照定时序列将电容器阵列的各个电容器(或各个电容器的组合)耦合至起搏电极向量。所述电容器组合顺序地被放电以便递送由顺序递送的各个脉冲限定的复合起搏脉冲。单独递送的脉冲在时间上融合以使得单独脉冲能量被累积以产生大于患者心脏的起搏夺获阈值的总脉冲能量，即使每个单独脉冲可能具有小于起搏夺获阈值的脉冲能量。在一些示例中，由一个电容器(或者电容器的一种组合)递送的单独脉冲的前沿在紧接在之前的单独脉冲达到其终止沿时(例如，在固有电子电路时序限制内)或之前发生。在一些情况下，单独脉冲可以在复合起搏脉冲宽度内间隔开非零时间间隙，然而，复合脉冲宽度内的单独脉冲的累积电能量足以夺获心肌。

如下所述，LV治疗模块85可以被配置成在复合起搏脉冲宽度上对复合起搏脉冲幅值进行实时采样。当单独脉冲的脉冲幅值达到阈值幅值时，电容器序列中的下一个电容器(或电容器组合)可以耦合至起搏电极向量。以此方式，不允许复合起搏脉冲幅值降至整个复合起搏脉冲宽度的预定最小幅值以下。

阻抗测量模块90可以电耦合至可用电极24A、24B、28A和28B以及壳体15以便执行对一个或多个候选起搏电极向量的阻抗测量。控制模块80可以控制阻抗测量模块90执行用于选择起搏电极向量的阻抗测量。例如，控制模块80可以向阻抗测量模块90传递用于发起针对起搏电极向量的阻抗测量的信号。阻抗测量模块90被配置成跨起搏电极向量施加驱动电流或激励电流并且确定所产生电压。电压信号可以直接用作阻抗测量结果，或者阻抗可以根据所施加的电流和所测量电压来确定。所述阻抗测量结果可以被传递至控制模块80以用于选择用于治疗递送的起搏电极向量。

如下所述，阻抗测量结果可以由控制模块80使用以选择单独脉冲的数量和/或将被放电以产生复合起搏脉冲的所述一系列电容器的数量。所选起搏向量的阻抗以及电容器阵列中的给定电容器或电容器组合的电容将决定单独脉冲的衰减速率。如果阻抗相对较低，则单独脉冲具有相对较快的衰减速率。单个脉冲的快速衰减需要一系列融合脉冲中的下一个脉冲提前发生，然后第一脉冲衰减到将导致失夺获的时间间期的最小幅值以下。如果与阻抗较高并且起搏脉冲衰减速率相对较慢时相比阻抗较低并且衰减速率较快，则可能需要所述系列中的下一个电容器(或电容器组合)相对较早地开始放电。因此，单独脉冲宽度在阻抗相对较高时更长，并且单独脉冲宽度在阻抗相对较低时可能相对更短。

为了达到期望的整体脉冲宽度并且针对所有或大部分复合脉冲宽度将复合脉冲幅值维持在最小幅值以上，单独脉冲宽度可以相对较短，并且脉冲数在起搏向量阻抗较低时增加。当起搏向量阻抗相对较高时，可以递送更少的相对较长的单独脉冲。单独脉冲宽度可以减小并且单独脉冲数可以增加以便达到脉冲幅值针对每个单独脉冲宽度保持在最小幅值阈值以上的期望复合脉冲宽度。从单独脉冲的一个前沿到下一前沿的时间间期以及脉冲总数将决定整体复合起搏脉冲宽度。

如果阻抗较低，则通过使用更高的电容来递送每个单独脉冲可以延长脉冲的衰减时间。单独脉冲宽度和脉冲数可以保持相同，但是衰减时间通过在起搏向量阻抗较低时选择具有较高电容值的电容器或电容器组合来调节。因此，来自阻抗测量模块90的阻抗测量结果可可以由控制模块80使用以确定所需的单独脉冲数、确定单独脉冲宽度和/或确定用于产生复合起搏脉冲中的每个单独脉冲的电容，从而在成功夺获并起搏心脏的脉冲宽度的持续时间内产生具有幅值剖面的复合起搏脉冲。

在IMD 14提供高压治疗(诸如复律/除颤电击脉冲)的实施例中，治疗递送模块84可以附加地包括高压(HV)治疗模块83，所述高压治疗模块包括一个或多个高压输出电容器。HV治疗模块83可以是可选的，并且在IMD 14被提供用于递送起搏脉冲而没有能力递送高压治疗时被省略。当包括时，IMD 14可以被配置成检测可电击节律，诸如心室纤维性颤动或快心室性心动过速。响应于检测到可电击节律，所述HV电容器通过HV充电电路被充电到预编程的电压电平。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HV电容器已经达到递送所编程的电击能量所需的电压的来自治疗递送模块84的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发所述HV电容器的放电。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24和壳体15来递送CV/DF电击。

高能量CV/DF电击通常大约为至少5焦耳并且更一般地大约为20焦耳或更高。为了进行比较，HV治疗模块83的(多个)HV电容器(当被包括时)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产生用于串联组合的750V至800V，以便递送具有5焦耳或更多、以及更典型地20焦耳或更多脉冲能量的电击。相较而言，使用心血管外电极递送的低压起搏脉冲可以小于0.1焦耳。被充电以用于递送低压起搏脉冲的(多个)低压电容器可以具有比HV电容器小得多的电容(例如，6微法拉至10微法拉)，并且在不使用变压器的情况下可以使用状态机被充电至电源90的电池电荷的一定倍数。如果针对8V的复合起搏脉冲幅值以及8ms的总脉冲宽度将LV电容器或电容器组合充电至8V，则在起搏向量阻抗为500欧姆的情况下所递送的能量大约为1毫焦耳。针对400欧姆与1000欧姆之间的起搏负载的范围，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。可从用于递送低压复合起搏脉冲的LV治疗模块85获得的最大脉冲幅值在一些示例中可以为10伏特并且在其他示例中可以更高，例如，不超过40伏特或者不超过20伏特。针对幅值为2V、脉冲宽度为0.5ms并且跨400欧姆至1,000欧姆的起搏电极向量阻抗被施加的心内膜起搏脉冲，使用心内膜电极或心外膜电极递送的起搏脉冲的能量可以是微焦耳的数量级，例如2微焦耳至5微焦耳。例如，心血管外复合起搏脉冲可以大于100微焦耳并小于1焦耳。

传感器模块92可以包括用于监测患者以控制治疗递送的附加传感器。例如，传感器模块92可以包括活动传感器、姿势传感器、心音传感器、或用于监测患者并作出治疗递送决策的(多个)其他生理传感器。在各示例中，可以基于患者活动信号来提供速率响应起搏。使用心血管外电极递送的低压起搏脉冲的速率可以基于所述活动信号来调节。用于递送ATP或电击治疗的决策除心脏电信号之外还可以部分地基于的生理传感器信号。如此，ATP脉冲可以作为LV心血管外起搏脉冲响应于由控制模块80使用来自传感器模块92的生理传感器信号做出的治疗递送决策而被递送。

可以经由遥测模块88将由控制模块80使用的控制参数编程到存储器82中。例如，复合起搏脉冲宽度和起搏脉冲幅值可以是可编程参数。控制模块80可以利用编程的起搏脉冲宽度和起搏脉冲幅值来控制对包括在LV治疗模块85中的LV电容器的选择、序列和充电。遥测模块88包括用于使用RF通信与外部设备40(图1中所示)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。IMD 14可以使用遥测模块88与植入在患者体内的其他植入式设备进行通信。

图4A是对可以由IMD 14生成并递送以使用心血管外电极(诸如从图1A至图2B中示出的电极24A、24B、28A、28B和/或30和/或壳体15当中选择的电极向量)起搏心脏26的复合起搏脉冲50的示例的描绘。在一个示例中，复合起搏脉冲(诸如以下所描述的图4A的脉冲50以及图4B的脉冲80)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被递送。在其他示例中，复合脉冲使用作为阴极的电极28A或28B之一以及(在包括除颤电极的示例中)作为返回阳极的除颤电极(诸如除颤电极24A或24B之一)被递送。然而，本文所公开的用于递送复合起搏脉冲的技术不限于与特定起搏电极向量一起使用。

复合起搏脉冲50包括四个脉冲52a、52b、52c和52d，所述四个脉冲各自经由输出电容器通过跨起搏电极向量对至少两个不同的保持电容器(或保持电容器的两种不同组合)进行放电来单独递送。第一脉冲52a限定复合脉冲50的前沿58a。脉冲52a至52d中的每一个具有根据编程脉冲幅值的峰值电压幅值66。每个单独脉冲的衰减部分56a、56b、56c和56d根据充电电路的RC时间常数而衰减。每个单独脉冲52a至52d可以在单独的脉冲宽度62处被截断。对应脉冲52b、52c和52d的前沿58b、58c和58d在时间上分别与分别紧接在之前的脉冲52a、52b和52c的终止边沿60a、60b和60c重合。最后脉冲52d的终止边沿60d限定复合脉冲50的后沿。

复合脉冲50具有时变脉冲幅值，所述时变脉冲幅值在具有前沿58a至58d之间的衰减周期的每个单独脉冲的前沿58a至58d处达到峰值电压幅值66，恰好在下一前沿之前达到最小脉冲幅值68。单独脉冲宽度62可以被设置为将每个单独脉冲52a至52d的最小脉冲幅值68维持在最小幅值阈值以上，以确保在复合脉冲50中递送的总脉冲能量成功地夺获并起搏心脏26。单独脉冲宽度62可以是固定的，例如，在一些示例中高达2ms，以使得当四个经融合的连续脉冲52a至52b如图4A的示例中所示的被递送时总脉冲宽度高达8ms。单独脉冲宽度可以是最大单独脉冲宽度，所述最大单独脉冲宽度可以由LV治疗模块85在包括在LV治疗模块85中的单个低压电容器(或电容器组合)被放电以递送单独脉冲时产生。此最大可用脉冲宽度可以基于单独低压保持电容器(或保持电容器的组合)的有效电容，并且可以是单独脉冲的最大可编程脉冲宽度。

针对给定峰值电压幅值66和单独脉冲宽度62，以融合顺序递送的单独脉冲的数量可以基于夺获心脏所需的总起搏脉冲宽度64来选择。复合起搏脉冲宽度64可以高达8ms(如所示出的)、10ms、12ms、16ms、或者甚至20ms或更大。在一些示例中，单独脉冲宽度62被设置为在不允许最小脉冲幅值68降至最下幅值阈值的情况下可达到的最大单独脉冲宽度。例如，可以防止最小脉冲幅值68在终止边沿60a、60b、60c和60d处达到0V，并且可以将其维持在幅值阈值以上，所述幅值阈值可以被限定为编程峰值电压幅值66的一定百分比，例如，25％、50％或编程峰值电压幅值66的其他所选百分比。

在其他示例中，可以在递送复合起搏脉冲50期间实时监测起搏脉冲幅值，并且当衰减幅值下降至幅值阈值时，开始下一个单独脉冲。例如，可以对衰减部分56a的幅值进行采样，并且当达到最小幅值68时，启动下一个脉冲52b。当开始下一个脉冲52b时，第一脉冲52a被截断，以使得脉冲52a的终止沿60a以及第二脉冲52b的前沿58b在电子电路的限值内同时或几乎同时发生。应当认识到，在一些示例中，电子电路内的限制可能导致各个脉冲52a至52d之间的非零时间间隙。然而，每个单独脉冲52a至52d的所递送能量在时间上被与前一和/或后一单独脉冲足够接近地融合，以使得单独脉冲的能量累积以实现用于实现对患者心脏进行夺获所必需的剂量响应。每个单独脉冲52a至52d可以具有低于心脏的夺获阈值的脉冲能量。通过在由总脉冲宽度64限定的时间窗口内递送各个脉冲52a至52b，所递送的总复合起搏脉冲能量大于心脏的起搏夺获阈值。如此，甚至当单独地递送或在时间上更大间隔隔开的各个单独脉冲52a至52d可能不足以夺获并起搏心脏时，复合脉冲也夺获心脏。在一些示例中，可以使用总体上在美国专利申请号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)中公开的方法来执行起搏夺获阈值测试。

可以通过跨具有相同极性(在示出的示例中为正向)的起搏电极向量顺序地耦合不同的电容元件来跨所选起搏电极向量递送每个单独脉冲52a至52d。不同电容元件中的每一个在跨起搏电极向量被耦合之前预先被充电至峰值电压幅值66。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，52a和52b)，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52a至52d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52b和52c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66来递送两个非连续单独脉冲，例如，52a和52d。

所有单独脉冲52a至52d在图4A中被示出为具有相同的峰值电压幅值66。所述峰值电压幅值可以是可从LV治疗模块85获得的最大电压幅值、或者患者可接受的最大电压幅值。复合起搏脉冲50的总脉冲能量通过设置脉冲52a至52d的单独脉冲数和单独脉冲宽度被控制。然而，可以设想，被放电以递送单独脉冲52a至52d中的一个脉冲的一个电容器(或电容器组合)可以被充电至与用于递送单独脉冲52a至52d中的不同脉冲的另一个电容器(或电容器组合)不同的电压。因此，在一些实例中，单独脉冲52a至52d可以具有不同的峰值电压幅值。然而，单独脉冲52a至52d是通过断开第一放电电容器(或电容器组合)并且接入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(或电容器组合)来生成的。由此通过停止(多个)第一电容器的放电来终止第一单独脉冲，并且通过启动接下来的(多个)电容器的放电来启动下一单独脉冲。

起搏脉冲50之后是再充电脉冲70，所述再充电脉冲包括对于单独脉冲52a至52d中的每一个具有相反极性的低幅值脉冲。如果LV治疗模块85的输出电容器已经在递送起搏脉冲50期间被充电，则再充电脉冲70可以允许所述输出电容器被动地放电以促进电荷中性。再充电脉冲70可以减少起搏电极的极化伪像。

在图4A中，单独脉冲52a至52d在时间上融合但不重叠，因为单独脉冲的前沿和终止沿在电子器件的限值内是同时的或者近乎同时的。在其他示例中，所述的数个单独脉冲可以重叠。图4B是根据另一示例的对具有前沿88a和终止沿90c的复合起搏脉冲80的描绘。脉冲80包括三个重叠的脉冲82a、82b和82c。第二脉冲82b和第三脉冲82c的前沿88b和88c分别在对应的先前脉冲82a和82b的终止沿90a和90b之前发生。在此情况下，单独脉冲82a、82b和82c的衰减部分86a、86b和86c可能由于脉冲82a和脉冲82b的重叠部分以及脉冲82b和脉冲82c的重叠部分而具有不同的衰减速率。电子电路(诸如一个或多个二极管)可以用于当单独脉冲82b或82c分别在截断先前的脉冲82a或82b之前开始时防止电容器之间的电荷分布。

图5是包括在控制模块80中的起搏控制模块102以及包括在治疗递送模块84中的LV治疗模块85的示意图。LV治疗模块85包括电容器选择和控制模块104以及电容器阵列110。电容器阵列110包括在本示例中并联安排的多个保持电容器115a至115n(被标记为C1至Cn，统称为115)。每个电容器C1至Cn经由并联开关116a、116b、116c至116n(统称为116，被标记为S1至Sn)中的对应一个开关是可选择的。开关116由电容器选择和控制模块104控制以选择性地控制C1至Cn 115中的哪些电容器经由开关112耦合至起搏脉冲输出信号线130以用于跨输出电容器122来起搏脉冲递送。尽管输出电容器122被表示为单个输出电容器元件，但是应当理解的是，输出电容器122可以表示多个输出电容器，其中一个输出电容器可以与每个保持电容器115a至115n串联设置，以使得阵列110中的每个保持电容器可以跨对应的输出电容器被放电，以便按照定时序列递送每个单独脉冲。在此情况下，每个输出电容器可以经由对应的开关耦合至对应的保持电容器115a至115n，所述对应的开关在闭合时使得能够跨对应的输出电容器对通过闭合开关116中的对应一个开关而选择的一个或多个保持电容器115a至115n进行放电。图13中示出了包括多个输出电容器的LV治疗模块85的配置。

如果输出电容器122作为如所示的单个电容器被提供，则所述输出电容器可以提供有基于阵列110的所有并联保持电容器C1至Cn的电容之和而选择的等效电容，以使得输出电容器122不在第一单独脉冲上被充电，从而阻止递送通过后续对一个或多个保持电容器115进行放电而递送的后续脉冲。例如，输出电容器122可以具有至少等于电容器C1-Cn115之和的电容。

针对单个脉冲宽度，可以一次一个地启用或闭合开关116，以便一次一个地以受控序列将电容器115中的对应一个电容器耦合至输出信号线130，从而用于递送复合起搏脉冲的融合单独脉冲。在一些示例中，可以以使得能够将电容器115a至115n中的两个或更多个同时耦合至输出信号线130以用于递送单独脉冲的组合来启用或闭合开关116。当电容器115a至115n中的两个或更多个组合地用于递送复合脉冲的单独脉冲时，较高的有效电容导致复合起搏脉冲期间较长的RC时间常数以及较慢的脉冲幅值衰减。

虽然示出了四个电容器，但是电容器阵列110可以包括更多或更少的电容器，这可能取决于对特定起搏应用的需求以及壳体15的可用体积。在其他示例中，电容器阵列110包括两个或三个电容器。在又另一示例中，电容器阵列110包括五个或六个电容器。在一个示例中，电容器C1至Cn 115可以被提供有6微法拉至10微法拉的电容，并且可以具有相同或不同的电容，但是大于或小于此范围的电容可以用于提供用于递送每个单独脉冲的期望有效电容。较大的电容器(或电容器组合的较大有效电容)可以使得能够使用较长的单独脉冲宽度来产生整体较长复合起搏脉冲或包括更少单独脉冲的复合起搏脉冲。C1至Cn电容器115被示出为并联耦合。在其他示例中，阵列110中的一些电容器可以串联耦合，例如，C1和C2可以与C3串联耦合和并联耦合。并联和/或串联的电容器115的可选安排根据特定起搏应用提供对放电电路的RC时间常数和包括输出电容器122的放电电路的有效电容以及起搏电极向量阻抗的控制。可以经由包括在电容器阵列110中的开关电路来选择单个并联或串联电容器115的各种配置，以用于达到用于递送复合起搏脉冲的单独脉冲的期望有效电容。

起搏控制模块102向电容器选择和控制模块104提供控制信号以控制复合起搏脉冲的时序、脉冲幅值和脉冲宽度。所述脉冲幅值可以由起搏控制模块102根据编程脉冲幅值来设置，并且所述脉冲宽度可以根据编程脉冲宽度来控制。起搏控制模块102可以基于用于实现复合起搏脉冲的整体脉冲宽度所需的融合单独脉冲的数量来确定电容器配置。

电容器选择和控制模块104控制LV充电电路114对所选数量的电容器C1至Cn 115进行充电以用于递送复合起搏脉冲。例如，可以一次一个地选择三个电容器C1至C3以用于递送包括三个融合脉冲的复合脉冲；可以一次一个地选择四个电容器C1至C4以用于递送包括四个融合脉冲的复合脉冲，并且依此类推。LV充电电路114将所选电容器充电至根据编程起搏脉冲幅值的电压电平以便供应起搏脉冲能量。电源98(图3)可以向LV充电电路114提供经调节的电力。LV充电电路114可以由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)对所选电容器进行充电。可以控制LV充电电路114根据需要同时地或顺序地对所选电容器进行充电以用于递送所述一系列融合单独脉冲。

响应于来自起搏控制模块102的时序信号，电容器选择和控制模块104经由开关112一次一个顺序地将所选电容器(或电容器组合)耦合至输出信号线130以便跨耦合至输出信号线130的输出电容器122和起搏电极向量顺序地对所选电容器(或电容器组合)进行放电。每个电容器(或电容器的组合)针对单独脉冲宽度被放电，所述单独脉冲宽度以重叠或非重叠的方式与通过对所述序列中的下一个电容器(或电容器的组合)进行放电而递送的下一个单独脉冲融合。例如，电容器选择和控制模块104可以顺序地使得开关116a至116n中的所选开关能够将电容器C1至Cn 115中的所选电容器以顺序方式耦合至输出信号线130。电容器选择和控制模块104在编程复合起搏脉冲宽度失效时(或者在最后一个单独脉冲宽度失效时)通过打开开关112将电容器阵列110与输出信号线130解耦合。

在一些示例中，LV治疗模块85包括用于对在信号线130上输出的起搏脉冲进行采样并向电容器选择和控制模块104和/或起搏控制模块102提供数字反馈信号的模数转换器(ADC)106。在起搏脉冲期间，起搏控制模块102使得ADC 106能够贯穿起搏脉冲宽度以期望的采样速率(例如，每2微秒)对输出信号线130上的起搏脉冲输出信号进行采样。可以使得ADC 106能够在开关112被启用时从起搏脉冲的开始直到开关112被禁用时起搏脉冲或其一部分的结束来对起搏脉冲幅值进行采样。

起搏控制模块102可以通过将样本点与幅值阈值或者与预期幅值进行比较来监测在起搏脉冲递送期间从ADC 106接收到的所采样起搏脉冲幅值。预期幅值可以基于根据放电电路的已知或估计RC时间常数的单独脉冲的预测衰减速率。在一个示例中，将样本点与幅值阈值进行比较，所述幅值阈值可以设置为编程起搏脉冲幅值的一定百分比，例如编程起搏脉冲幅值的50％。如果起搏脉冲幅值降至幅值阈值以下，则起搏控制模块102向电容器选择和控制模块104传递时序信号，以使得通过接通阵列110中的下一个电容器(或电容器的组合)来开始所述融合的脉冲系列中的下一个单独脉冲以便开始放电(例如，通过闭合来自开关S1至Sn当中的相关联开关)，从而贯穿复合起搏脉冲宽度将所述幅值维持在最小幅值阈值水平以上。先前的单独脉冲可以持续预限定单独脉冲宽度，或者其可以在开始下一个脉冲时通过在(多个)下一个保持电容器被启用以对下一个单独脉冲进行放电时通过打开来自开关S1至Sn 116中的(多个)相关联开关来禁用先前启用的(多个)电容器而被截断。

图6是根据一个示例的包括在控制模块80中并且能够访问存储在存储器82中的指令的起搏控制模块102的示意图。起搏控制模块102可以包括微处理器140，所述微处理器被配置成执行存储在存储器82中的指令以用于选择一系列电容器或者电容器组合并且设置用于递送复合起搏脉冲的脉冲幅值和脉冲宽度。

微处理器140将电容器配置数据提供至电容器配置模块146，所述电容器配置模块将所述电容器配置数据传递至LV治疗模块85(图3)的电容器选择和控制模块104。有待选择用于递送每个单独脉冲的电容器(或电容器的组合)可以一次一个地(例如，在时钟周期上)被传递至电容器选择和控制模块104，直到所有单独脉冲已经被递送。在其他示例中，电容器配置模块146可以传递整个一系列单独脉冲的电容器配置数据，并且电容器选择和控制模块104可以一适当的序列顺序选择用于每个单独脉冲的(多个)电容器。

时序控制模块150可以由微处理器140控制以便向电容器选择和控制模块104传递时序信号从而控制对复合脉冲的前沿的时序、后续脉冲的前沿、单独脉冲的截断时间、以及复合脉冲的终止沿。复合起搏脉冲的单独脉冲宽度和整体脉冲宽度可以预先确定，例如存储在存储器82中。微处理器140可以通过经由电容器配置模块146和时序控制模块150将用于每个单独脉冲的电容器选择和时序信息传递到电容器选择和控制模块104来控制对所述一系列融合单独脉冲的递送。

微处理器140还可以将指令传递至ADC控制模块148。ADC控制模块148可以被配置成控制ADC 106(图5)被启用的采样速率和采样间期。可以由数据缓冲器144从ADC 106接收脉冲幅值样本点并将其传递至微处理器140。微处理器140可以被配置成将所采样的幅值数值与幅值阈值进行比较。基于此比较，微处理器140可以确定何时需要单独脉冲序列中的下一个脉冲并且将时序信号传递至时序控制模块150。时序控制模块150进而将所述时序信号传递至电容器选择和控制模块104，例如，在下一个时钟信号上。电容器选择和控制模块104通过接通所述一系列电容器中的(多个)下一个电容器或电容器组合来对时序信号做出响应，所述下一个电容器或电容器组合被安排成开始所述一系列融合脉冲中的下一个单独脉冲。例如，所述一系列融合脉冲中的下一个单独脉冲可以在脉冲幅值降至幅值阈值(低于基于放电电路的已知或估计RC时间常数的预期或预测幅值)时或者在预定单独脉冲宽度失效时开始，无论哪个先到来。

数据缓冲器144可以从阻抗测量模块90接收阻抗数据。微处理器140可以检索阻抗测量数据以用于确定用于递送融合脉冲的单独脉冲宽度。单独脉冲的衰减速率将取决于所选起搏电极向量的阻抗以及用于递送单独脉冲的单个电容器或电容器组合的有效电容。RC时间常数(有时被称为套(tau))可以使用经测量起搏向量阻抗以及用于递送单独脉冲的单个电容器或电容器组合的电容来确定。基于所述RC时间常数，可以在不同的脉冲宽度处判定截断处的单独脉冲的电压幅值。单独脉冲宽度可以设置为使单独脉冲的终止沿处的预测电压幅值大于幅值阈值的值。

时序控制模块150从微处理器140接收起搏脉冲时序数据，所述起搏脉冲时序数据可以包括每个单独脉冲的起始时间和/或脉冲宽度。开始第一起搏脉冲的时间以及单独脉冲的脉冲宽度被传递至电容器选择和控制模块104。第一脉冲的脉冲宽度可以被施加到复合脉冲中的所有单独脉冲，以使得在单独脉冲宽度失效时截断第n个脉冲并开始第n+1个脉冲并且重新启动单独脉冲宽度定时器。如果所述一系列脉冲中的下一个脉冲在截断前一个脉冲之前开始(以如图4B中示出的融合重叠方式)，则用于开始下一个脉冲的前沿的时间从时序控制模块150也被传递至电容器选择和控制模块104。在其他示例中，可以使用不同的单独脉冲宽度，以使得定时器控制模块针对所述一连串中的每个脉冲传递单独脉冲宽度。以下结合图14描述了具有不同单独融合脉冲宽度的复合起搏脉冲。

图7是根据一个示例的包括在LV治疗模块85中的电容器选择和控制模块104的示意图。电容器选择和控制模块104包括电容器控制160、电容器选择锁存器162、脉冲宽度定时器164以及起搏脉冲启用/禁用门控166。电容器控制160从起搏控制模块102(图6)的电容器配置控制模块146接收时钟信号154和输入信号156。输入信号156包括指示有待选择用于复合起搏脉冲的每个单独脉冲的(多个)电容器的电容器选择数据。

电容器控制160将电容器配置数据锁定到电容器选择锁存器162，所述电容器选择锁存器存储所述配置数据直到其被传递到电容器阵列110(图5)的S1至Sn开关116。根据配置数据，电容器选择锁存器162设置被传递到对应开关S1至Sn 116中的每一个的分开信号，以便根据每次单独脉冲递送的需求选择性地启用或禁用电容器C1至Cn 115中的每一个电容器。电容器选择锁存器162由电容器控制160来控制以便顺序地选择单独电容器或电容器组合从而递送所述一系列融合脉冲。

脉冲宽度时序器164在信号线158上从时序控制模块150(图6)接收时钟信号154和输入。脉冲宽度时序器164将时序控制信号传递至脉冲启用/禁用门控166。例如，在起搏逸博间期到期时，时序控制模块150向脉冲宽度时序器164传递信号以使得LV治疗模块85能够开始起搏脉冲。脉冲启用/禁用信号门控166在信号线168上向开关112(图5)输出信号以开始所述起搏脉冲。开关112由门控166来控制以便将第一所选电容器或电容器的组合耦合至用于第一单独脉冲的起搏脉冲输出信号线130。在脉冲启用/禁用门控166的控制下，针对复合起搏脉冲宽度，开关112保持启用或闭合。脉冲宽度定时器164可以被设置为复合脉冲宽度，以使得脉冲启用/禁用门控166在复合起搏脉冲宽度失效时禁用或打开开关112以便将电容器110与输出信号线130解耦。

在一些示例中，电容器控制160和脉冲宽度时序器164在单独逐个脉冲的基础上在信号线156和158上从起搏控制模块102接收电容器和时序数据。脉冲宽度定时器164可以针对复合起搏脉冲宽度的持续时间来启用开关112。在复合起搏脉冲宽度期间，脉冲宽度定时器164可以设置用于控制电容器选择和控制模块104根据每个单独脉冲的电容器选择来启用/禁用单独开关S1至Sn 115的时间的单独脉冲宽度定时器。脉冲宽度时序器164可以包括用于控制单独脉冲的终止时间以及对下一个脉冲的前沿的时序的一个或多个单独脉冲时序器。在每个单独脉冲宽度失效时，电容器控制160控制电容器选择锁存器162根据在信号线156上接收到的数据来选择用于开始下一个单独脉冲的下一个电容器或电容器组合。电容器控制160可以在信号线156上以串行方式接收指示用于每个单独脉冲的(多个)电容器的数据，并且经由锁存器162连续地选择电容器选择。

可替代地，表示用于递送整个复合起搏脉冲的单独脉冲和电容器选择的期望数量的所有电容器选择数据可以在单个通路上被传递至电容器控制160。电容器控制160在每个单独脉冲宽度失效时根据来自时序器164的时序信号顺序地控制锁存器162遍历单独电容器选择。

在一些示例中，起搏控制模块102接收所采样的起搏脉冲信号幅值并且将所述所采样的幅值与幅值阈值进行比较。例如，如果起搏脉冲幅值在下一个单独脉冲开始之前或者在复合脉冲宽度失效之前降至幅值阈值，则可以触发下一个单独脉冲的下一个电容器选择。

在复合起搏脉冲宽度失效时，脉冲宽度定时器164将脉冲终止信号传递至脉冲启用/禁用门控166，所述脉冲启用/禁用门在控制信号线168上输出通过禁用开关112以将电容器阵列110与输出信号线130解耦合来终止起搏脉冲的信号。

图8是根据一个示例的用于由IMD 10递送心血管外起搏脉冲的方法的流程图200。在框202处，选择复合起搏脉冲宽度。所述起搏脉冲宽度可以基于夺获阈值测试来选择。例如，使用默认起搏脉冲幅值或被选择为在患者不适水平以下的起搏脉冲幅值，可以确定夺获(成功地起搏)心脏所需的最小起搏脉冲宽度。复合起搏脉冲的起搏脉冲宽度可以设置为比夺获脉冲宽度阈值更长的安全间期以便降低失夺获的可能性。

在框204处，选择用于递送复合脉冲的电容器序列。在一个示例中，在框202处设置的起搏脉冲宽度除以预定的单独脉冲宽度以便确定具有相等脉冲宽度的融合单独脉冲的、满足或超过复合起搏脉冲宽度所需的数量。例如，如果脉冲宽度夺获阈值为2.5ms，则可以在框202处将复合起搏脉冲宽度设置为3ms。预定单独脉冲宽度可以设置为1ms，以使得需要三个融合脉冲来实现3ms的复合起搏脉冲宽度。在框204处选择的电容器序列是有待以序列顺序被启用以便跨起搏向量(每个为1ms)进行放电的三个电容器，例如，C1、C2和C3。

在另一示例中，如果复合起搏脉冲宽度设置为2ms，则起搏控制模块102可以将电容器序列选择作为C1和C2的组合以用于递送1ms的第一单独脉冲并且将其选择作为C3和C4的组合以便递送1ms的第二单独脉冲。在又另一示例中，如果起搏脉冲宽度设置为7.5ms，则可以选择C1-C2-C3-C4-C1的序列，以使得一次一个按顺序地使能将每个单独电容器放电达1.5ms单独脉冲宽度，并且可以在第一单独脉冲之后在递送第二至第四单独脉冲期间对C1进行再充电以使得其能够递送第五单独脉冲。五个顺序的1.5ms的脉冲以非重叠方式进行融合，以使得7.5ms的起搏脉冲被递送。

在各示例中，最大复合起搏脉冲宽度可以高达10ms或更高。所述最大单独脉冲宽度可以基于所使用的单个电容器或电容器组合的电容来设置。例如，针对用于递送单独脉冲的给定有效电容，所述最大单独脉冲宽度可以为2ms、4ms或其他预定值。

阵列110中的电容器115可以单次地被选择用于递送复合脉冲的每个单独脉冲，或者一次以两个或更多个电容器的组合被选择用于递送每个单独脉冲。可以设想启用被选择用于递送每个单独脉冲的(多个)电容器的各种序列顺序。而且，所选序列可以涉及被放电、再充电并再次被放电以在单个复合起搏脉冲期间递送多于一个单独脉冲的一个或多个电容器。

被选择用于递送复合起搏脉冲的电容器在电容器选择和控制模块104的控制下在框206处由LV充电电路114进行充电。正被用于递送起搏脉冲的所有电容器可以同时被充电至编程起搏脉冲电压幅值。在其他示例中，所述电容器可以根据电容器在起搏脉冲递送期间将被放电的顺序以序列顺序被充电。当在复合起搏脉冲期间使用电容器或电容器组合超过一次时，LV充电电路114在另一电容器或电容器组合正在被放电以递送单独脉冲的同时对所述电容器(或电容器组合)进行再充电。LV充电电路114可以包括电容器电荷泵或用于电荷源的放大器，以便使能对包括在电容器阵列110中的保持电容器进行快速再充电。

在框208处，起搏控制模块102判定是否是时候递送起搏脉冲。此判定可以基于起搏间期的到期来进行。例如且在没有预期限制的情况下，所述起搏间期可以是V-V起搏逸博间期，诸如用于心动过缓起搏的下限速率间期、用于心搏停止期间的起搏或电击后起搏的备用逸博间期、或者在递送ATP期间的ATP间期。可替代地，所述起搏间期可以是用于在T电击递送之前递送夹带起搏脉冲以用于快速心律失常感应的间期或者是用于快速心律失常感应的50Hz突发间期。起搏控制模块102可以在框208处等待起搏逸博间期到期，并且在其到期时，时序控制模块150向电容器选择和控制模块104传递信号以便开始复合起搏脉冲。

电容器选择和控制模块104可以在框210处设置包括在脉冲宽度定时器164中的复合脉冲宽度定时器，并且将电容器阵列110耦合至起搏输出信号线130(例如通过启用或闭合图5的开关112)。在框212处，电容器选择和控制模块104根据从电容器配置模块146(图6)接收到的数据顺序地启用被选择用于递送每个单独脉冲的(多个)电容器。所述系列中的每个电容器或电容器的组合通过将对应的(多个)开关S1至Sn 116闭合单独脉冲宽度而被启用，以便跨起搏电极向量对(多个)所选电容器进行放电。单个电容器或电容器组合被选择作为被放电以用于递送复合起搏脉冲的单独脉冲的电容元件。起搏控制模块102从电容器阵列110中的电容器中选择电容元件序列、以及所述序列中每个电容元件的对应单独脉冲宽度，以使得单独脉冲宽度之和等于或大于所选复合起搏脉冲宽度，所述所选复合起搏脉冲宽度等于或大于正在使用的起搏脉冲电压幅值的起搏脉冲宽度夺获阈值。

在复合起搏脉冲宽度失效时完成融合脉冲序列时，电容器选择和控制模块104在框214处将电容器阵列110与起搏输出信号线130解耦合，并且复合起搏脉冲完成。复合起搏脉冲被递送以诱发对心脏腔室(例如，心室心脏腔室)的单次去极化，从而引起心脏腔室的单次机械收缩或搏动。选择每个单独脉冲的前沿脉冲幅值以及复合脉冲宽度，以使得通过使用被选择用于起搏心脏的心血管外起搏电极向量，融合单独脉冲的累积递送能量满足或超过起搏夺获阈值。复合脉冲的每个单独脉冲可以具有低于夺获阈值的脉冲能量，但是组合的单独脉冲能量在复合脉冲宽度期间累积以达到起搏夺获阈值从而引起诱发响应。

图9是可以由IMD 14执行以用于选择电容器序列(例如，在图8的框204处)的方法的流程图250。在框252处，起搏控制模块102设置幅值阈值。所述幅值阈值可以在复合起搏脉冲中包括的衰减单独脉冲的最小可接受电压处或以上。所述幅值阈值可以基于编程起搏脉冲幅值(例如，编程起搏脉冲幅值的50％)来设置。在框254处，起搏控制模块102获取起搏电极向量的阻抗测量结果。控制模块80可以控制阻抗测量模块90对起搏电极向量执行阻抗测量，或者起搏控制模块102可以检索存储在存储器82中的先前阻抗测量结果。

在框256处，起搏控制模块102选择元件电容。所述元件电容是电容器阵列110中的单个电容器或者两个或更多个电容器的组合的有效电容，所述电容器可以同时串联和/或并联地被选择用于递送复合起搏脉冲的单独脉冲。在一些示例中，在框256处选择的元件电容是电容器阵列110中的单个保持电容器115a、115b、115c或115n的电容，或者是单个保持电容器115a至115n以及对应输出电容器122的有效电容。在其他示例中，在框256处选择的元件电容取决于阻抗测量结果。如果起搏电极向量阻抗测量结果相对较低，则可以选择较高(例如，并联的电容器115中的两个)的元件电容。如果起搏电极向量阻抗相对较高，则起搏控制模块102可以选择电容器115中的单个电容器的元件电容。

在框258处，起搏控制模块102确定经测量起搏电极向量阻抗和所选元件电容的RC时间常数。基于RC时间常数，起搏控制模块102可以预测最大可能单独脉冲宽度，所述最大可能单独脉冲宽度可以在脉冲幅值未下降到幅值阈值以下的情况下在单独脉冲的终止沿、然后是所述序列中下一个脉冲的前沿时被递送。例如，所述最大单独脉冲宽度可以基于RC时间常数被估计为预期使单独脉冲从脉冲前沿处的编程起搏脉冲幅值衰减到所述幅值阈值的时间。在框260处，针对所述一系列的单独起搏脉冲，为每个元件电容确定最大可能单独脉冲宽度。起搏控制模块102可以在框262处将每个单独脉冲的实际单独脉冲宽度设置为最大可能单独脉冲宽度或者设置为小于所述最大可能单独脉冲宽度。

在框264处，起搏控制模块102确定单独脉冲宽度处至少达到复合起搏脉冲宽度所需的单独脉冲的数量。例如，如果在框262处基于RC时间常数将复合起搏脉冲宽度设置为4ms并且将单独脉冲宽度设置为1ms，则需要四个融合脉冲。如果将单独脉冲宽度设置为0.75ms，则可以将最小脉冲数确定为产生4.5ms总单独脉冲持续时间(比复合起搏脉冲宽度更长)的6个脉冲。在图8的框214处，电容器阵列110可以在4.0ms处与起搏输出信号线130解耦合，从而在其前沿之后的0.25ms截断最后一个单独脉冲。在其他示例中，在所有单独脉冲在完全单独脉冲宽度内被递送之后，可以将电容器阵列110与起搏输出信号线130解耦合，以使得在一些情况下复合起搏脉冲宽度被单独脉冲宽度的一部分超过。

在框266处，基于所需的单独脉冲数以及元件电容来选择电容器序列的电容器元件。为了展示，如果基于10微法拉的元件电容(每个电容器C1至Cn为10微法拉的电容器)确定最小单独脉冲数为四个，则可以在框266处将电容器元件序列选择为C1-C2-C3-C4。如果仅三个电容器可用，则电容器序列可以选择为C1-C2-C3-C1。如果元件电容被选择为用于递送两个融合脉冲(针对8ms的复合脉冲宽度，每个长4ms)的10微法拉的两倍，则在框266处可以针对第一元件将所述序列中的电容器元件选择为C1与C2并联并且针对第二元件将其选择为C3与C4并联。在框266处选择电容器序列的电容器元件之后，可以在图8的框206处对包括在所述序列中的电容器进行充电以准备用于递送起搏脉冲。

在一些情况下，可以针对第一单独脉冲选择相对较大的有效电容作为单个较大电容器或电容器的组合，以确保第一脉冲的衰减速率基于来自ADC 106的反馈不会快于预期。可以基于第一脉冲的衰减速率由起搏控制模块102实时选择后续的电容元件。如果衰减速率快于预期，则可以将后续的电容元件选择为具有与第一电容元件相等或比其更高的有效电容。如果第一脉冲未比预期衰减得更快，则可以递送具有比第一脉冲更低的有效电容的剩余单独脉冲。当一个电容器(例如，C1 115a)具有比其他电容器(C2至Cn 115b至115n)更大的电容时，可以选择用于第一单独脉冲的较大电容元件来作为单个保持电容器。可替代地，可以通过选择并联的两个或更多个单独保持电容器(例如，并联的C1 115a和C2 115b)来选择用于第一单独脉冲的较大电容元件。

图10是根据另一示例的用于递送复合起搏脉冲的方法的流程图300。在框302处，选择电容器序列。所述电容器序列包括以顺序方式被选择用于递送单独脉冲序列的电容器元件(一个电容器或者电容器的组合)。所述电容器序列可以根据结合图8和图9所描述的方法来选择或者可以被预限定。

在框304处，根据编程起搏脉冲幅值对电容器阵列110进行充电。在框306处，在需要起搏脉冲递送时，起搏控制模块102向电容器选择和控制模块104传递时序信号。在框308处，电容器选择和控制模块104设置复合脉冲宽度定时器，并且针对复合起搏脉冲宽度将电容器阵列110耦合至起搏输出信号线130。

在框310处，通过闭合(多个)相关联开关116来启用电容器序列中的第一电容器元件以开始单独脉冲，从而允许跨起搏电极向量对第一电容器元件进行放电。在所述脉冲期间，起搏控制模块102可以在框312处使能ADC 106监测脉冲幅值。起搏控制模块102接收所采样的电压信号并且在框314处将其与幅值阈值进行比较。起搏控制模块102可以基于编程脉冲幅值(例如50％或编程脉冲幅值的另一百分比)来确立幅值阈值。如果在框314处所采样脉冲幅值小于幅值阈值，则在框310处开始下一个单独脉冲。

如果在框314处所采样的脉冲幅值保持在阈值以上并且单独脉冲宽度定时器在框316处到期时，在框310处通过选择序列中的下一个电容器元件来开始下一个单独脉冲。只要脉冲幅值保持在幅值阈值以上，就可以继续对脉冲幅值进行采样和监测，直到单独脉冲宽度在框316处失效。如果单独脉冲宽度定时器在框316处到期并且复合脉冲宽度定时器尚未到期(框318)，则在框310处开始下一个单独脉冲。如果复合脉冲宽度定时器已经到期，则在框320处将电容器阵列110与输出信号线130解耦合，并且完成对起搏脉冲的递送。所述过程可以返回至框304以便对电容器115进行充电并且在框306处等待需要下一个起搏脉冲的时间。

在一些示例中，复合脉冲宽度定时器在单独脉冲期间的任何时间的到期(例如，在单独脉冲宽度定时器到期之前)可能在单独脉冲宽度定时器到期之前引起最后一个脉冲的截断。在其他实例中，在复合脉冲宽度定时器到期时，可以允许继续递送单独脉冲，直到单独脉冲宽度失效，这可以是在复合脉冲宽度定时器到期之后。使用图10的方法，复合脉冲中的脉冲数量和/或单独脉冲宽度可以或者可以不由起搏控制模块102来预先确定。起搏控制模块102可以使电容器选择和控制模块104在电流脉冲(第n个脉冲)的所采样脉冲幅值降至幅值阈值或以下时启用序列的下一个电容器元件以便开始下一个单独脉冲(n+1)。在未预先确定递送复合起搏脉冲的融合脉冲的数量的情况下，可以继续以此方式递送单独脉冲直到复合脉冲宽度定时器到期。在此情况下，在框302处选择的电容器序列可以包括可以用于递送高达最大单独脉冲数(例如，10个脉冲)的电容器元件的序列，但是并非所述序列中的所有电容器元件都可以用于在复合脉冲宽度计时器在达到最大单独脉冲数之前到期的情况下递送脉冲。

图11是耦合至与心脏26的右心房(RA)402、右心室(RV)404和左心室406连通的经静脉引线的IMD 14的概念图。在一些示例中，IMD 14是多功能设备，所述多功能设备可以可编程地被配置成当耦合至经静脉引线410、420和430时作为多腔室起搏器和除颤器进行操作，或者当耦合至一条或多条心血管外引线(例如，如图1A至图2B中示出的引线16)时作为心血管外起搏器和除颤器进行操作。IMD 14在图11中被示出为植入在右胸位置中；然而，将认识到的是，IMD 14可以植入在左胸位置中，特别是当IMD 14包括将壳体15用作电极的复律和除颤能力时。

在图1A的示例中，IMD 14可以具有连接器组件17，所述连接器组件具有用于接纳心血管外引线16的单个连接器镗孔(bore)。在图11的配置中，IMD 14包括连接器组件170，所述连接器组件具有用于接纳右心房(RA)引线410、右心室(RV)引线420和冠状窦(CS)引线430的近侧连接器的三个连接器镗孔，以使得IMD 14能够向心脏26递送多腔室起搏。RA引线410可以承载用于获得心房心内电描记图(EGM)信号并递送RA起搏脉冲的远端尖端电极412和环形电极414。RV引线420可以承载用于获得RV EGM信号并递送RV起搏脉冲的起搏和感测电极422和424。RV引线420还可以承载RV除颤电极426和上腔静脉(SVC)除颤电极428。除颤电极426和428被示出为与远侧起搏和感测电极422和424在近端间隔开的线圈电极。

CS引线430被示出为承载可以沿着心静脉405被定位的四个电极432的四极引线。CS引线430可以前进通过冠状窦进入到心静脉405中以便沿着左心室侧壁对电极432进行定位以用于获得左心室EGM信号并且向左心室递送起搏脉冲。在其他示例中，由CS引线430承载的一个或多个电极可以沿着左心房408被定位以用于获得左心房EGM信号和/或起搏左心房408。

IMD 14可以被配置成使用经静脉引线410、420和430的电极412、414、422、424和432来提供双腔室或多腔室起搏治疗，包括CRT。IMD 14还可以能够使用除颤电极426和428来检测并辨别心脏快速心律失常并根据需要递送CV/DF电击。

图12A是IMD 14以及图2A或图2B的心血管外引线16的近端部分的概念图。IMD连接器组件170包括三个连接器镗孔440、450和460。连接器镗孔440可以包括四个电触点442、444、446和448，并且可以符合DF-4行业标准。电触点442、444、446和448经由从连接器组件170延伸到壳体15中的电馈通件而电耦合至封闭在壳体15内的电子器件。

心血管外引线16包括近侧引线连接器470，所述近侧引线连接器可以是四极内部连接器并且可以符合DF-4行业标准。引线连接器470被配置成与连接器镗孔440相配合并且可以包括引脚端子472和三个环形端子474、476和478，所述引脚端子和三个环形端子被配置成分别与沿着连接器镗孔440被对准的相应触点442、444、446和448相配合。触点442和444可以耦合至HV治疗模块83，并且因此是变为电耦合至由引线16承载的至少一个除颤电极(例如，图2A中示出的电极24A和24B或者图2B中示出的电极24A’和24B’)的HV触点。

引线连接器470的环形端子476和478可以经由延伸通过引线体18(或18’)的必要导体(未示出)而各自耦合至引线16的起搏和感测电极28A和28B(或28A’和28B’)。环形端子476和478被配置成与连接器镗孔440的对应触点446和448相配合，以使得电极28A和28B(或28A’和28B’)经由端子476和478以及触点446和448而电耦合至LV治疗模块585。如以下结合图13所描述的，LV治疗模块585可编程地被配置成操作用于在IMD 14耦合至心血管外引线16时递送用于心血管外起搏的复合起搏脉冲或者操作用于在IMD 14耦合至一组经静脉引线(诸如引线410、420和430)时递送多通道多腔室起搏。虽然在图12A中未示出，但是应当理解的是，附加连接可以根据需求存在在触点442、444、446和448与壳体15内的其他电路(诸如电感测模块86和阻抗测量模块90(均在图3中被示出)之间并且用于将所有电极24A、24B、28A和28B耦合至LV治疗模块585，以使得可以从电极24A、24B、28A和28B(或者28A′和28B′)和/或壳体15的任何组合中选择起搏电极向量。

当IMD 14耦合至心血管外引线16时，可以不使用镗孔450和460。这两个镗孔450和460可以用插塞480和482进行密封。如下所述，IMD 14可以自动地配置LV治疗模块585，以用于经由触点442、444、446和/或448通过将电容器阵列110耦合至触点442、444、446和/或448来递送低压复合起搏脉冲，其方式为使得允许所选电容器或电容器的组合顺序地耦合至442、444、446和/或448并且跨从起搏电极24A、24B、28A和28B(或者28A’和28B’)和/或壳体15当中选择的起搏向量而对所述所选电容器或电容器的组合进行放电。在一些示例中，连接器镗孔440的电触点442和444还可以耦合至LV治疗模块585，以使得可以在起搏电极向量中选择由引线16承载的除颤电极或除颤电极段以用于递送由LV治疗模块585产生的心血管外起搏脉冲。例如，起搏电极向量可以被选择用于包括作为起搏阴极的起搏/感测电极28A或28B(或者28A’或28B’)以及如图2A(或图2B)中示出的作为返回阳极电极的除颤电极24A或除颤电极24B(或者24A’或24B’)。

图12B是IMD 14以及图11的经静脉引线410、420和430中的每一个的近端部分的概念图，所述经静脉引线承载图11中示出的对应电极412、414、422、424、426、428和430。在本示例中，RV引线420包括被配置成与连接器镗孔440相配合的内部四极引线连接器425，所述内部四极引线连接器可以符合DF-4行业标准。Rv引线连接器425类似于以上所述的心血管外引线连接器470，包括引脚端子492和三个环形端子494、496和498，所述引脚端子和三个环形端子被配置成分别与连接器镗孔440的相应触点442、444、446和448相配合。

引脚端子492和环形端子494经由延伸通过引线420的细长电连接器(未示出)而电耦合至RV除颤电极426和SVC除颤电极428。当RV引线连接器425正确地密封在连接器镗孔440内时，引脚端子492和环形端子494经由触点442和444电耦合至HV治疗模块83，以便使能经由除颤电极426和/或428递送实现HV治疗，例如CV/DF电击。当RV引线连接器425正确地密封在连接器镗孔440中时，环形端子496和498耦合至LV治疗模块585，从而经由触点446和448将RV起搏和感测电极422和424(经由延伸通过引线420的对应导体而电耦合至端子496和498)电耦合至LV治疗模块585。

RA引线410包括具有端子416的近侧连接器415，所述近侧连接器可以符合IS-1行业标准，以用于与连接器镗孔460相配合。连接器镗孔460包括当RA引线连接器415正确地密封在连接器镗孔460中时与RA引线连接器端子416进行电接触的一对触点，从而提供RA电极412和414(其经由延伸通过引线410的对应导体而电耦合至端子416)与LV治疗模块585之间的电连接以递送RA起搏脉冲。

CS引线430包括具有四个连接器端子436的近侧连接器435(被示出为内部四极连接器)，所述近侧连接器可以符合IS-4行业标准。当CS引线连接器435正确地密封在连接器镗孔450内时，CS引线430(图11)的电极432经由CS引线连接器端子436与连接器镗孔450的对应触点之间的电连接而电耦合至LV治疗模块585。应当理解的是，连接器镗孔440、450和460的触点与诸如图3的电感测模块86和阻抗测量模块90等其他内部IMD电路之间的附加连接可以根据需要被提供，但为了清楚起见未在图12B中示出。

图13是当IMD 14可编程地被配置为多通道起搏设备时以与经静脉引线和电极(如图11和图12b中示出的)一起使用、或者被配置为心血管外起搏设备时以与心血管外引线和电极(如图1A至图2C与图12A的示例中示出的)一起使用的LV治疗模块585的概念图。LV治疗模块585的电容器阵列610包括三个起搏通道602、604和606，当IMD 14被编程为作为多通道多腔室起搏器进行操作时，所述三个起搏通道可以提供至少三个分开的起搏输出。例如，当IMD 14耦合至如图12B中示出的三条经静脉引线410、420和430时，所述三个起搏通道602、604和606可以被称为：耦合至冠状窦引线430的左心室输出通道602；耦合至RV引线420的右心室输出通道604、以及耦合至RA引线410的心房输出通道606。所述三个起搏通道602、604和606通过打开或禁用操作配置开关620a至620d(统称为620)以及630来彼此断开连接，以使得每个通道602、604和606分别沿着用于递送多腔室心内起搏脉冲的分开的信号起搏输出线路642、646和648向对应的心脏腔室递送起搏脉冲。

然而，IMD 14可以被编程为作为单通道心血管外起搏器进行操作。当被编程为作为心血管外起搏器进行操作时，所述三个起搏通道602、604和606通过闭合操作配置开关620a至620d以及630来捆绑在一起，以使得信号起搏输出线路646在经由连接器镗孔440耦合至IMD 14时用于递送心血管外起搏脉冲，例如，经由如图1A至图2B以及图12A中的示例中示出的心血管外引线16。

电容器阵列610包括四个保持电容器612、614、616和618的阵列，当操作配置开关620和630打开以启用多通道起搏时，所述四个保持电容器可以耦合至三个分开的起搏通道602、604和606。将首先描述当IMD 14被编程为作为多通道起搏器进行操作时由电容器选择和控制模块504对电容器阵列610进行的控制。

以起搏通道602开始，保持电容器612和备用保持电容器614在左心室起搏脉冲之间的时间间期期间由LV充电电路514进行充电或过充电。保持电容器612可以经由起搏启用开关622以及对应的阴极电极选择开关634a、634b、634c和634d中选定的一个开关而选择性地耦合至输出电容器632a、632b、632c和632d中的一个。当引线430经由图12B中示出的连接器镗孔450连接至IMD 14时，输出线路642a、642b、642c和642d耦合至由四极冠状窦引线430承载的电极436中的对应电极。

电极选择开关634a至634d选择对应输出信号线642a至642d的输出电容器632a至632d中的哪一个耦合至保持电容器612以用于递送起搏脉冲。由冠状窦引线430承载的电极432中的另一个电极可以被选择作为返回阳极电极并且耦合至地。电容器选择和控制模块504控制开关622以及电极选择开关634a至634d中的一个在使用冠状窦引线430递送左心室起搏脉冲的持续时间内闭合。当需要备用心室起搏脉冲时(例如，由于失夺获检测)，备用电容器614经由开关624耦合至所选输出电容器632a、632b、632c或632d。

起搏通道604可以用于使用RV引线420来递送右心室起搏脉冲。当起搏启用开关626由电容器选择和控制模块504根据RV起搏脉冲时序信息来闭合时，保持电容器616沿着输出线路646耦合至输出电容器636。

起搏通道606可以用于使用RA引线410来递送右心房起搏脉冲。当起搏启用开关628在电容器选择和控制模块504的控制下根据从起搏控制模块102接收到的RA起搏脉冲时序信息闭合时，保持电容器618在输出线路648上通过输出电容器638被放电。

如果IMD 14被编程为作为心血管外起搏器进行操作，则电容器选择和控制模块504闭合操作配置开关620和630，以使得所有保持电容器612、614、616和618可在适当时间经由对应的输出电容器632a至632d、636和638被放电至输出线路646。如图12A的示例中所示出的，当IMD 14用于使用由引线470承载的心血管外电极来递送起搏脉冲时，连接器镗孔450和460可以通过插塞480和482进行密封，以使得所有起搏电流被引导至输出线路646。

当被编程为用于递送心血管外起搏脉冲时，起搏通道602可以用于通过一次一个地或者共同同时选择性地闭合电极选择开关634a至634d来递送复合起搏脉冲中的一个或多个单独脉冲，以便在输出线路646上跨对应的输出电容器632a至632b对保持电容器612或614之一或者电容器612和614的组合进行放电。如果选择起搏通道604来递送单独脉冲，则闭合开关626以便跨输出电容器636对电容器616进行放电。同样地，如果选择起搏通道606来递送复合起搏脉冲中的单个脉冲，则闭合开关628以便跨输出电容器638将电容器618放电至输出线路646。

在一个示例中，保持电容器612、614、616和618是10微法拉的电容器。输出电容器632a至632d、636和638各自是7微法拉的电容器。与一个对应的一个输出电容器632a、632b、632c、632d、636或638串联的一个保持电容器612、614、616或618具有4微法拉的有效电容。4微法拉的有效电容的最大可用脉冲宽度可以设置为2ms。因此，可以通过分别跨输出电容器632、636或638中的一个输出电容器将一个保持电容器612或614或616或618放电长达2ms来递送单独脉冲。

如果通过闭合起搏启用开关622和624两者来并列地选择保持电容器612和备用保持电容器614并且通过闭合所有的选择开关634a至634d跨所有并联输出电容器632a至632d对所述保持电容器和备用保持电容器进行放电，则有效电容在以上给出的保持电容器612和614中的每一个为10微法拉并且输出电容器632a至632d各自为7微法拉的示例中为12微法拉。针对此有效电容，最大可用单独脉冲宽度可以设置为4ms。较高的有效电容导致较长的RC时间常数，以使得最大可能单独脉冲宽度与当利用从电容器632、636或638中选择的一个对应输出电容器一次一个地来选择保持电容器612、614、616或618时相比更长。

电容器选择和控制模块504通过控制起搏通道602的对应开关622、624、626和628以及电极选择开关634a至634d来选择哪些保持电容器612、614、616和618耦合至输出线路646以及以何种组合和序列耦合至所述输出线路。通过顺序地启用或闭合对应的开关622、624、626和628，跨对应的输出电容器632a-d、636或638，可以通过一次一个(或者一次一个组合)顺序地对保持电容器612、614、616和618进行放电来递送脉冲序列以便产生复合起搏脉冲。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至少两个经融合单独脉冲的复合起搏脉冲。

再次参照图12A的示例，输出线路646可以经由环形端子476电耦合至由引线470承载的起搏阴极电极，并且由引线470承载的返回阳极电极可以在心血管外起搏期间经由环形端子478耦合至地。例如，所述起搏阴极电极和返回阳极电极可以分别对应于如图1A中示出的电极28A和28B、或从电极24A、24B、28A、28B、30和壳体15当中选择的任何起搏电极向量。在其他示例中，参照图2A(或2B)，电极28A或28B(或者28A’或28B’)中的一个可以被选择作为起搏阴极，并且除颤电极24A或24B(或者24A’或24B’)中的一个可以被选择作为返回阳极。

在其他示例中，两个起搏通道(例如，通道602和604)可以通过启用或闭合开关620而一起耦合至输出线路646，以使得能够使用保持电容器622、624和626来递送顺序融合脉冲。包括至少两个融合单独脉冲的复合起搏脉冲可以使用电耦合至输出线路646的两个通道602和604来递送。第三起搏通道606可以通过禁用或打开操作配置开关630来与输出线路646隔离。所述第三起搏通道(在本示例中为起搏通道606)可以保持分开并且可用于其他起搏目的。可替代地，通道604和606可以通过启用或闭合操作配置开关630并打开开关620来耦合至输出线路646。在此情况下，起搏通道602保持分开并且可用于其他起搏目的，并且通道604和606被捆绑在一起以用于递送复合起搏脉冲。

图14是可以由LV治疗模块585根据本文所公开的技术递送的复合起搏脉冲650的一个示例的概念图。在本示例中，单独脉冲652、654和656具有不同的脉冲宽度。参照图13，脉冲652可以通过针对单独脉冲宽度662在输出线路646上跨输出电容器636对保持电容器616进行放电来递送。脉冲654可以通过针对单独脉冲宽度664在输出线路646上跨输出电容器638对保持电容器618进行放电来递送。在以上给出的说明性示例中，当一个保持电容器616或618以及对应的输出电容器636或638的有效电容为4微法拉时，脉冲652和654各自的脉冲宽度可以是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。继续以上给出的说明性示例，如果并联的10微法拉保持电容器612和614用于跨并联的所有7微法拉输出电容器632a至632d来递送脉冲656，则有效电容为12微法拉。脉冲宽度666可以设置为4ms，比脉冲宽度662和664更长。在本示例中，复合起搏脉冲宽度670为8ms。

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任一范围，例如1V、2V、4V、6V和8V。当复合脉冲宽度670为8ms时，脉冲幅值660可以被选择为大于起搏幅值夺获阈值。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。将认识到的是，单独脉冲数量、单独脉冲宽度和单独脉冲序列的各种组合可以被视为用于利用从包括多个保持和输出电容器的电容器阵列中选择的每个单独脉冲的不同有效电容来递送复合起搏脉冲，所述多个保持和输出电容器在不脱离本文所公开的心血管外起搏技术的范围的情况下可以具有不同的电容值。图14中未示出负向再充电脉冲，但是应当理解的是，复合起搏脉冲650可以是双相复合起搏脉冲，所述双相复合起搏脉冲具有类似于图4A的具有再充电脉冲70的复合起搏脉冲50的负向部分。

图15是用于可编程地将IMD 14配置成作为多通道多腔室起搏器结合经静脉引线、或作为单通道起搏器结合心血管外引线和心血管外电极来进行操作的方法的流程图700。如果控制模块80经由遥测模块88(图3)接收到指示应当启用心血管外起搏的用户命令(如在框702处确定的)，则电容器阵列610(图13)被配置成在单个输出线路646上启用顺序起搏脉冲。在框704处，控制模块80向电容器选择和控制模块504(图13)发送控制信号以便启用或闭合操作配置开关620和630，以使得所有保持电容器612、614、616和618可以在适当的时间选择性地耦合至输出线路646以用于跨耦合至输出线路646的心血管外起搏电极向量进行放电。在框704处，通过使操作配置开关620a至620d以及630保持在闭合或启用状态下来将输出线路642a至642d以及648捆绑到输出线路646。

如果在框702处未通过用户命令启用心血管外起搏，则控制模块80控制电容器选择和控制模块504将开关620a至620d以及630保持在打开或禁用状态下，以使得保持电容器612、614和618在起搏期间无法耦合至输出线路646。电极选择开关634a至634d选择性地打开或闭合以使得起搏通道602能够向耦合至对应输出线路642a至642d的(多个)电极递送起搏脉冲。当操作配置开关620a至620d以及630保持在打开状态时，启用起搏通道606以便使用保持电容器618和输出电容器638在输出线路648上进行起搏脉冲递送。启用起搏通道604以便使用保持电容器616和输出电容器636在输出线路646上进行起搏脉冲递送。

在一些示例中，控制模块80自动判定是否应当在框702处基于对耦合至连接器镗孔440、450和460的电极的自动检测而非基于用户输入的命令来启用心血管外起搏。对耦合至连接器镗孔440、450和460的电极的自动检测可以基于由阻抗测量模块90进行的阻抗测量。当阻抗测量结果较高(指示跨包括在连接器镗孔450和460中的连接器的开路状况)时，在框704处启用心血管外起搏配置。当阻抗测量结果相对较低(指示连接器镗孔450和460内的引线与电极的连接)时，在框706处启用多通道起搏配置。

操作配置开关620a至620d以及630可以单次设置为闭合或启用状态以用于单通道心血管外起搏，或者设置为打开或禁用状态以用于多通道起搏并在IMD 14的操作寿命的持续时间内保持在此状态。IMD 14的操作配置可以在制造时设置或者由用户基于对IMD 14的预期用途来设置。可以假设，IMD 14在其使用寿命的持续时间内将仅用作具有经静脉引线的多通道起搏器或者仅用作单通道心血管外起搏器。在其他示例中，如果患者的治疗需求发生改变，则可以移除耦合至IMD 14的(多条)引线和电极并利用(多条)不同的引线和电极来代替所述引线和电极，并且IMD 14的操作配置可以根据需要可编程地(手动地或自动地)发生改变。例如，单通道心血管外起搏可能初始地足以用于患者，而在稍后的时间，由于患者疾病状态的变化可能需要多通道起搏来提供多腔室起搏治疗。如图12A中所示的单条心血管外引线470可以用如图12B中示出的经静脉三条引线系统来代替，并且IMD 14可以被编程为将其操作配置从单通道心血管外配置改变为多通道配置以便与经静脉引线410、420和430一起使用。

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电极递送起搏脉冲的方法和装置。在其他示例中，本文中所描述的各种方法可以包括以与本文中所示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，可以对所参考的实施例进行各种修改而不脱离本公开和以上权利要求书的范围。

Claims (13)

1.一种植入式医疗设备，包括：

治疗模块，具有包括多个电容器的电容器阵列，并且被配置成将所述电容器阵列耦合至多个心血管外电极以便向患者心脏递送复合起搏脉冲；

阻抗测量模块；以及

起搏控制模块，耦合至所述治疗模块，并且被配置成控制所述治疗模块顺序地对所述多个电容器中的至少一部分进行放电以产生限定所述复合起搏脉冲的一系列至少两个单独脉冲，

所述起搏控制模块进一步被配置成：

从所述电容器阵列的所述多个电容器中选择电容元件；

通过所述阻抗测量模块获得心血管外起搏电极向量的阻抗测量结果；

根据所述阻抗测量结果以及所选电容元件的有效电容来确定RC时间常数；

至少基于所确定的RC时间常数来设置单独脉冲宽度；并且

控制所述治疗模块来递送所述至少两个单独脉冲中使用所述所选电容元件并且具有所述单独脉冲宽度的单独脉冲。

2.如权利要求1所述的设备，其中，所述起搏控制模块被配置成控制所述治疗模块：

开始对所述多个电容器中的第一部分进行放电以产生所述单独脉冲中的第一单独脉冲的前沿，并且停止对所述多个电容器中的所述第一部分进行放电以产生所述单独脉冲中的所述第一单独脉冲的终止沿；并且

在所述单独脉冲中的所述第一单独脉冲的所述终止沿上，开始对所述多个电容器中与所述第一部分不同的第二部分进行放电以产生所述单独脉冲中的第二单独脉冲。

3.如权利要求1所述的设备，其中，所述起搏控制模块被配置成控制所述治疗模块来递送所述至少两个单独脉冲中的每一个单独脉冲，所述每一个单独脉冲具有小于所述患者心脏的起搏夺获阈值的对应单独脉冲能量以及大于所述患者心脏的起搏夺获阈值的累积脉冲能量。

4.如权利要求1-3中任一项所述的设备，其中，所述起搏控制模块被配置成：

针对所述复合起搏脉冲选择起搏脉冲宽度；

从所述电容器阵列的所述多个电容器中选择电容元件序列；

针对所述序列中的每个电容元件设置单独脉冲宽度，以使得所述单独脉冲宽度之和等于或大于所选起搏脉冲宽度；并且

控制所述治疗模块：

将所述序列的所述电容元件中的每一个充电至脉冲电压幅值；并且

通过在针对所述序列的所述电容元件中的每一个电容元件设置的对应单独脉冲宽度上顺序地对对应电容元件进行放电来产生所述一系列至少两个单独脉冲。

5.如权利要求1-3中任一项所述的设备，其中：

所述电容器阵列的所述多个电容器包括至少两个保持电容器；并且

所述起搏控制模块被配置成控制所述治疗模块一次一个顺序地对所述至少两个保持电容器进行放电以产生所述一系列至少两个单独脉冲。

6.如权利要求1-3中任一项所述的设备，其中：

所述电容器阵列的所述多个电容器包括至少四个保持电容器；并且

所述起搏控制模块被配置成控制所述治疗模块顺序地对所述至少四个保持电容器进行放电以产生一系列至少三个单独脉冲。

7.如权利要求1-3中任一项所述的设备，其中，所述起搏控制模块被配置成控制所述治疗模块递送所述至少两个单独脉冲中具有第一脉冲宽度的第一单独脉冲、以及所述至少两个单独脉冲中具有大于所述第一脉冲宽度的第二脉冲宽度的第二单独脉冲。

8.如权利要求1-3中任一项所述的设备，进一步包括模数转换器，所述模数转换器被配置成对所述复合起搏脉冲的幅值进行采样，

所述起搏控制模块进一步被配置成：

将所述复合起搏脉冲的所采样幅值与幅值阈值进行比较，并且

响应于所述所采样幅值降至所述幅值阈值或以下而控制所述治疗模块开始所述一连串的至少两个单独脉冲中的下一个单独脉冲。

9.如权利要求1-3中任一项所述的设备，进一步包括模数转换器，所述模数转换器被配置成对所述复合起搏脉冲的幅值进行采样；

所述起搏控制模块进一步被配置成：

将所述所采样幅值与幅值阈值进行比较；

基于所述比较，通过以下方式选择用于递送所述至少两个单独脉冲中的下一个单独脉冲的电容元件：响应于所述所采样幅值大于所述幅值阈值而选择具有第一有效电容的第一电容元件并且响应于所述所采样幅值小于所述幅值阈值而选择具有大于所述第一有效电容的第二有效电容的第二电容元件。

10.如权利要求1-3中任一项所述的设备，进一步包括：

壳体，其封闭所述治疗模块和所述起搏控制模块；

连接器块，耦合至所述壳体并且包括至少一个连接器镗孔，所述至少一个连接器镗孔被配置成接纳心血管外引线的连接器以便将所述心血管外引线中的电极电耦合至所述治疗模块。

11.如权利要求1-3中任一项所述的设备，其中，所述起搏控制模块进一步被配置成：控制所述治疗模块顺序地对所述多个电容器的第一部分进行放电以用于第一单独脉冲宽度并且对所述多个电容器的第二部分进行放电以用于第二单独脉冲宽度，所述第一单独脉冲宽度和所述第二单独脉冲宽度限定了至少四毫秒的复合起搏脉冲宽度。

12.如权利要求1-3中任一项所述的设备，其中，所述起搏控制模块进一步被配置成控制所述治疗模块：

将所述多个电容器的第一部分充电至一定电压幅值；

将所述多个电容器的第二部分充电至所述电压幅值；并且

对所述多个电容器的所述第一部分进行放电以便递送所述至少两个单独脉冲中具有所述电压幅值的第一单独脉冲；并且

对所述多个电容器的所述第二部分进行放电以便递送所述至少两个单独脉冲中在所述第一单独脉冲之后并且具有所述电压幅值的第二单独脉冲。

13.一种植入式医疗设备，包括：

治疗模块，具有包括多个电容器的电容器阵列，并且被配置成将所述电容器阵列耦合至多个心血管外电极以便向患者心脏递送复合起搏脉冲；

阻抗测量模块；以及

起搏控制模块，耦合至所述治疗模块，并且被配置成控制所述治疗模块顺序地对所述多个电容器中的至少一部分进行放电以产生限定所述复合起搏脉冲的一系列至少两个单独脉冲，

所述起搏控制模块进一步被配置成：

从所述电容器阵列的所述多个电容器中选择电容元件；

通过所述阻抗测量模块获得心血管外起搏电极向量的阻抗测量结果；

根据所述阻抗测量结果以及所选电容元件的有效电容来确定RC时间常数；

至少基于所确定的RC时间常数来确定单独脉冲宽度；并且

基于所述单独脉冲宽度来确定在所述一连串中有待递送的单独脉冲的数量，以使得所述单独脉冲具有大于起搏脉冲宽度夺获阈值的累积脉冲宽度。

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