CN110248699B - 来自心血管外植入式心脏复律除颤器系统的高电压电路系统的经电荷平衡的心脏起搏 - Google Patents

Abstract

一种医疗设备，诸如心血管外植入式心脏复律除颤器(ICD)，所述医疗设备具有高电压治疗模块，所述医疗设备被配置成控制高电压充电电路将电容器充电至起搏电压幅度以递送经电荷平衡的起搏脉冲。所述电容器可充电至大于起搏电压幅度的电击电压幅度。所述设备被配置成启用高电压治疗模块的开关电路系统以使电容器放电以经由选自心血管外电极的起搏电极向量递送具有第一极性和与起搏电压幅度对应的前沿电压幅度的第一脉冲，以用于起搏患者的心脏。所述高电压治疗模块在第一脉冲之后递送第二脉冲。所述第二脉冲具有与第一极性相反的第二极性，并且平衡在第一脉冲期间递送的电荷。

Description

来自心血管外植入式心脏复律除颤器系统的高电压电路系统 的经电荷平衡的心脏起搏

技术领域

本公开总体上涉及用于使用心血管外电极从高电压治疗模块递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲的医疗系统、设备和方法。

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携载的电极和/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诸如起搏脉冲、或心脏复律电击或除颤电击之类的信号。在一些情况下，医疗设备可以感测伴随心脏的固有去极化或起搏诱发的去极化的心脏电信号，并且基于感知到的心脏电信号来控制刺激信号到心脏的递送。在检测到诸如心动过缓、心动过速或纤颤之类的异常节律时，可以递送一个或多个适当的电刺激信号以便恢复或维持更正常的心脏节律。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颤时向心脏递送心脏复律电击或除颤电击。

发明内容

一般而言，本公开涉及用于通过心脏除颤系统(例如，心血管外ICD系统)向患者心脏递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲的技术。根据本文所公开的技术操作的ICD使用由从ICD延伸的医疗电引线携载的心血管外电极来递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲。ICD包括能够递送高电压电击脉冲以用于终止心动过速或纤颤的高电压治疗模块。当检测到需要起搏时，控制所述高电压治疗模块递送经电荷平衡的起搏脉冲。在一些示例中，当满足电荷平衡起搏标准时，递送经电荷平衡起搏脉冲而不是非电荷平衡起搏脉冲。

在一个示例中，本公开提供了一种心血管外ICD系统，该心血管外ICD系统包括被配置成接收来自患者心脏的心脏电信号的感测模块、高电压治疗模块和控制模块。高电压治疗模块包括电容器，所述电容器可充电至电击电压幅度以用于响应于检测到可电击节律(例如，室性心动过速或心室纤颤)而递送心脏复律/除颤电击。高电压治疗模块进一步包括：被配置成将电容器充电至电击电压幅度的高电压充电电路和被配置成将第一电容器耦合到选自植入式心血管外电极的起搏电极向量的开关电路系统。控制模块被耦合到感测模块和高电压治疗模块，并且被配置成从心脏电信号检测对心脏起搏的需要。响应于检测到需要心脏起搏，控制模块通过以下各项操作来控制高电压治疗模块经由起搏电极向量递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲：控制高电压充电电路将第一电容器充电到小于电击电压幅度的起搏电压幅度，启用开关电路系统以使第一电容器放电以递送具有第一极性和与起搏电压幅度对应的前沿电压幅度的第一脉冲以用于起搏患者心脏，并且控制高电压治疗模块在第一脉冲之后递送第二脉冲。递送第二脉冲，所述第二脉冲具有与第一极性相反的第二极性并且平衡在第一脉冲期间递送的电荷。

在另一个示例中，本公开提供了一种由心血管外ICD执行的方法。该方法包括通过ICD的感测模块接收来自患者心脏的心脏电信号，并且通过ICD的控制模块从心脏电信号检测对心脏起搏的需要。响应于检测到需要心脏起搏，该方法包括控制ICD的高电压治疗模块通过控制高电压充电电路将电容器充电到起搏电压幅度来递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲。电容器还可充电至大于起搏电压幅度的电击电压幅度以用于响应于检测到可电击节律(例如，室性心动过速或心室纤颤)而提供心脏复律/除颤电击。该方法还包括高电压治疗模块的开关电路系统使第一电容器放电以经由选自植入式心血管外电极的起搏电极向量来递送具有第一极性和与起搏电压幅度对应的前沿电压幅度的第一脉冲以用于起搏患者心脏，并且控制高电压治疗模块在第一脉冲之后递送第二脉冲。递送第二脉冲，所述第二脉冲具有与第一极性相反的第二极性并且平衡在第一脉冲期间递送的电荷。

在另一示例中，本公开提供了一种非瞬态计算机可读存储介质，该非瞬态计算机可读存储介质存储一组指令，该组指令当由心血管外ICD的控制模块执行时，使得ICD通过ICD的感测模块接收来自患者心脏的心脏电信号；从心脏电信号检测对ICD的心脏起搏的需要；响应于检测到需要心脏起搏，控制ICD的高电压治疗模块递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲。高电压治疗模块被控制成通过以下各项操作来递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲：控制高电压充电电路将电容器充电到起搏电压幅度；启用高电压治疗模块的开关电路系统以使第一电容器放电以经由选自植入式心血管外电极的起搏电极向量递送具有第一极性和与起搏电压幅度对应的前沿电压幅度的第一脉冲以用于起搏患者心脏；并且控制高电压治疗模块在第一脉冲之后递送第二脉冲，第二脉冲具有与第一极性相反的第二极性，第二脉冲平衡在第一脉冲期间递送的电荷。电容器还可充电至大于起搏电压幅度的电击电压幅度以用于响应于检测到可电击节律(例如，室性心动过速或心室纤颤)提供心脏复律/除颤电击。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中阐述。

附图说明

图1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统的概念示意图。

图2A至图2C是以不同植入配置植入有图1A的心血管外ICD系统的患者的示意图。

图3是根据另一示例的具有电极配置的心血管外引线的远侧部分的概念图。

图4是根据另一示例的具有引线体形状的心血管外引线的远侧部分的概念图。

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是耦合到处理器和HV治疗控制模块的HV治疗模块的示意图。

图7是根据一个示例的用于控制用于递送心脏电刺激治疗的HV治疗递送模块的方法的流程图。

图8A和图8B是可由图6的HV治疗模块递送的经电荷平衡的起搏脉冲的时序图。

图9A和图9B是可由心血管外ICD的HV治疗模块执行的替代经电荷平衡的起搏技术的时序图。

图10是根据另一示例的经电荷平衡的起搏脉冲递送技术的示意图。

图11是包括用于在起搏脉冲之后的不应期期间递送电荷平衡脉冲的电荷平衡保持电容器的HV治疗模块的另一示例的示意图。

图12是用于通过心血管外ICD系统的HV治疗模块递送经电荷平衡的心脏起搏的方法的流程图。

具体实施方式

一般而言，本公开描述了用于使用植入的心血管外电极递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲。如本文中所使用的，术语“心血管外”指血管、心脏和包围患者的心脏的心包膜外部的位置。由心血管外引线携载的植入式电极可以被定位成在胸廓外(在胸腔和胸骨的外部)或在胸廓内(在胸腔或胸骨的下方)，但是通常不与心肌组织紧密接触。

未经电荷平衡的起搏脉冲可导致电极随时间腐蚀并且产生可干扰对心脏电信号的感测的极化伪影。经电荷平衡的起搏脉冲可最小化这些影响。在心血管外ICD系统中，由于心血管外起搏电极向量的起搏夺获阈值可显著高于经静脉起搏电极向量、心内膜起搏电极向量或心外膜起搏电极向量的起搏夺获阈值，因此可能需要用于递送高电压心脏复律/除颤(CV/DF)电击的高电压(HV)治疗模块来递送心脏起搏脉冲。ICD的HV治疗模块通常被配置成递送单相、双相或其他脉冲波形以用于递送高电压CV/DF电击，但由于这些脉冲被相对不频繁地递送，因此可在不考虑可与未经电荷平衡的心脏起搏相关联的电极随时间腐蚀或感测伪影的情况下递送未经电荷平衡的CV/DF脉冲。本文所公开的技术提供了由ICD执行的用于通过HV治疗模块经由植入的心血管外电极递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲的方法，HV治疗模块也用于递送CV/DF电击。

图1A和图1B是根据一个示例的心血管外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的一部分的侧视图。ICD系统10包括连接至心血管外电刺激和感测引线16的ICD 14。在能够提供除颤和/或心脏复律电击和心脏起搏脉冲的ICD系统10的背景中描述图1A和图1B。

ICD 14包括壳体15，壳体15形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可由导电材料(诸如，钛或钛合金)形成。壳体15可用作壳体电极(有时被称为“罐”电极)。在本文所描述的示例中，壳体15可被用作用于递送由高电压治疗模块生成的高电压CV/DF电击和相对较低电压的心脏起搏脉冲的有源罐电极。ICD 14的壳体15可包括在壳体的外部部分上的多个电极，而不是作为单个电极。壳体15的充当电极(多个)的外部部分(多个)可以涂覆有材料，诸如，用于减少极化伪影的氮化钛。

ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，所述连接器组件包括穿过(cross)壳体15以便提供在引线16的细长引线体18内延伸的导体与被包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接的电馈通件。如将在本文中将进一步详细描述的，壳体15可容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、传感器、电信号感测电路系统、治疗递送电路系统、电源、以及其他适当的部件。

细长引线体18包括近端27和远侧部分25，所述近端27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)，并且所述远侧部分25包括一个或多个电极。在图1A和图1B所示的示例中，引线16的远侧部分25包括除颤电极24A和24B(统称为24)以及起搏/感测电极28A、28B和30。在一些情况下，除颤电极24A和24B可一起形成除颤电极，因为它们被配置为同时被激活以用于递送包括CV/DF电击和心脏起搏脉冲的电刺激脉冲，例如本文所述的经电荷平衡的起搏脉冲。替代地，除颤电极24A和24B可以形成单独的除颤电极，在这种情况下，电极24A和24B中的每个电极可以被独立激活以用于递送电刺激脉冲。在一些实例中，除颤电极24A和24B耦合至电隔离导体，并且ICD 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，被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，被单独激活，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激活，壳体15作为激活电极)。

电极24A和24B(以及在一些示例中，壳体15)被称为除颤电极，因为它们单独或共同地用于递送高电压刺激治疗(例如，心脏复律电击或除颤电击)。电极24A和24B可以是细长线圈电极，并且相比于低电压起搏电极和感测电极，通常具有用于递送高电压电刺激脉冲的相对较高的表面面积。然而，除了高电压心脏复律/除颤电击治疗之外或代替高电压心脏复律/除颤电击治疗，电极24A和24B以及壳体15还可用于提供起搏功能、感测功能或者起搏和感测功能两者。在这种意义上，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限制成仅用于高电压CV/DF治疗应用。电极24A和/或24B可被用于起搏电极向量以用于递送来自高电压治疗模块的心血管外起搏脉冲，该高电压治疗模块还用于递送CV/DF电击。如本文所描述的，电极24A和24B可被一起用于起搏电极向量，一个作为阴极以及另一个作为阳极，或各自作为阴极(或阳极)并且壳体15作为阳极(或阴极)，以用于递送经电荷平衡的起搏脉冲。

电极28A、28B和30是用于递送相对低的电压的起搏脉冲和用于感测心脏电信号的相对较小表面区域电极。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电压应用，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所示的示例中，电极28A和28B位于除颤电极24A和24B之间，以及电极30位于除颤电极24A的远侧。电极28A和28B被示出为环形电极，以及电极30被示出为在图1A和图1B的示例中的半球形尖端电极。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的远侧部分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。

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17朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)居中地延伸。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中示出为从胸骨22侧向偏移并且基本上平行于胸骨22延伸，但是引线16可被植入在其他位置，例如在胸骨22上方，偏移到胸骨22的右侧或左侧，从胸骨朝向左或右侧向成角度等。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。

电导体(未展示)从近侧引线端27处的引线连接器延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分25定位的相应电极24A、24B、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的远侧部分25(或所有部分)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，硅树脂、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，本文中所公开的技术不限于这种构造或不限于任何特定引线体设计。

被包含在引线体18内的细长导电体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24A、24B、28A、28B和30电耦合至ICD 14的电路系统(诸如治疗模块和/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，并且将感知到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。

图1A和图1B是本质上是示例性的，并不应当被认为限制本文所公开的技术的实践。在其他示例中，引线16可以包括少于三个起搏/感测电极或多于三个起搏/感测电极和/或单个除颤电极或多于两个电隔离或电耦合的除颤电极或电极段。起搏/感测电极28A、28B和30可沿着引线体18的长度的其他位置定位，例如，在除颤电极24A的远侧，在除颤电极24B的近侧，和/或在电极24A和24B之间。例如，引线16可包括在除颤电极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的远侧或除颤电极24B的近侧不包括任何起搏/感测电极。

在其他示例中，引线16可包括在除颤电极24A和24B之间的单个起博/感测电极28，并且包括在除颤电极24A的远侧或除颤电极24B的近侧的另一分立电极(多个)。在共同转让的美国专利公开号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公开的心血管外起搏技术来实现的心血管外引线和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系统可包括第二心血管外电刺激和类似于引线16的感测引线。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心脏起搏。

ICD 14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12的左侧。在一些实例中，ICD 14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，ICD 14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD14可以被植入在胸肌区域中的皮下袋中。在这种情况下，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。在又另一示例中，ICD 14可以放置于腹部。引线16同样可以被植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2A至图2C所描述的，引线16的远侧部分可被植入在胸骨下空间中的胸骨/胸腔下方。

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、24B、28A、28B和/或30可以被成形、定向、设计、部分绝缘或以其他方式被配置成将电极24A、24B、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、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经由电极24A、24B、28A、28B和/或30来递送起搏脉冲时，可以通过成形、定向、或部分地绝缘电极24以将电能量集中或引导朝向心脏26来降低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。

ICD 14可经由一个或多个感测电极向量获得与心脏26的电活动对应的电信号，该一个或多个感测电极向量包括电极28A、28B和30以及ICD14的壳体的组合。例如，ICD 14可以获得使用在电极28A、28B和30与彼此的组合之间的感测向量感知到的心脏电信号、或者使用在电极28A、28B和30中的任意一个或多个电极与ICD 14的导电壳体15之间的感测向量来获得心脏电信号。在一些实例中，ICD 14甚至可以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/或壳体15的组合)的感测向量来获得心脏电信号。

ICD 14分析从一个或多个感测向量接收的心脏电信号，以监测诸如心动过缓、室性心动过速(VT)或心室纤颤(VF)等异常节律，以检测对心脏起搏或CV/DF电击的需要。ICD14可以对心率和/或心脏电信号的形态学进行分析，以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速性心律失常。在美国专利号7,761,150(Ghanem等人)中描述了用于检测快速性心律失常的一项示例技术。通常在美国专利号5,354,316(Keimel)、美国专利号5,545,186(Olson等人)、美国专利号6,393,316(Gillberg等人)、美国专利号7,031,771(Brown等人)、美国专利号8,160,684(Ghanem等人)和美国专利号8,437,842(Zhang等人)中公开了可用于分析心脏电信号和检测对心脏起搏的需要或对递送CV/DF电击的需要的技术的其他的示例。

ICD 14响应于检测到快速性心律失常(例如，VT或VF)而生成并递送电刺激治疗。如果检测到VT或VF，则ICD 14可经由除颤电极24A和24B和/或壳体15中的一个或两者递送一个或多个CV/DF电击。在一些治疗方案中，响应于检测到VT在CV/DF电击之前递送抗心动过速起搏(ATP)脉冲，并且该抗心动过速起搏(ATP)脉冲可终止VT，从而排除对电击的需要。

ICD 14可响应于检测到各种心律失常生成并递送心脏起搏脉冲，所述心脏起搏脉冲包括心动过缓起搏脉冲、频率响应起搏、ATP脉冲、在由于房室传导阻滞引起的心室心搏停止期间或在CV/DF电击之后的起搏脉冲。在一些情况下，可能要求需要心脏起搏脉冲以用于在ICD测试期间诱发快速性心律失常。可递送脉冲突发(burst)以用于VF诱发，或者可在用于VF诱发的T电击之前递送夹带(entrainment)起搏脉冲。可使用包括电极24A、24B、28A、28B和/或30、和/或ICD 14的壳体15中的一个或多个的电极向量来递送心脏起搏脉冲。在一个示例中，高表面面积除颤电极24A和24B被一起用于起搏电极向量中。与经由包括相对较小的表面面积电极(例如电极28A、28B或30)并因此包括相对较高的阻抗的起搏电极向量递送的电流相比，由电极24A和24B限定的起搏电极向量具有相对低的阻抗，这对于给定的起搏脉冲宽度和起搏脉冲电压幅度而言，允许相对较大的电流被递送到心脏。如下所述，ICD14可以被配置成从高电压(HV)治疗模块递送心脏起搏脉冲，并且可控制高电压治疗模块递送经电荷平衡的起搏脉冲以降低未经电荷平衡的起搏脉冲递送对心血管外电极的长期影响并且减少可能干扰心脏信号感测的起搏伪影。

外部设备40被示为通过通信链路42与ICD 14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进行通信以用于经由通信链路42传输和接收数据的其他部件。可以使用诸如蓝牙Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF之类的射频(RF)链路、或通信频率带宽、组织传导通信(TCC)或其他遥测协议等在ICD 14和外部设备40之间建立通信链路42。

外部设备40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从ICD14检取数据并在ICD 14中编程操作参数与算法以用于控制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。可以使用外部设备40将用于根据本文所公开的技术生成和递送心脏电刺激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、设备诊断的结果以及检测到的节律发作和递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部设备40从ICD 14中检取。例如，起搏夺获阈值测试可以由与外部设备40交互的用户发起。用户可以在外部设备40的显示器上观察从ICD 14检取的心脏电信号以便通过在夺获阈值测试期间由ICD 14递送的起搏脉冲来确认心脏夺获。外部设备40可以替代地被体现为家庭监测器或手持式设备。

图2A至图2C是以与图1A至图1B中所示的布置不同的植入配置植入有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。在该布置中，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皮下地或肌肉下地从ICD14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可被视为由胸膜39横向界定、由心包膜38从后面界定、并且由胸骨22从前面界定。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(诸如，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25基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉组织内沿着胸骨22的后侧延伸。

被植入成使得远侧部分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所示的示例中，引线16基本居中地位于胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可被植入成使得它从胸骨22的中心侧向地偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，使得引线16的远侧部分25处于除了胸骨22之外或代替胸骨22的胸腔32下面/下方。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入到其他心血管外胸腔内位置(包括胸膜腔)中、或者在心脏26的心包膜38的周界周围并在其附近但通常不在其内。在上面所识别的参考文献中大体上公开了可与本文所描述的心脏起搏技术结合使用的其他植入位置和引线和电极布置。尽管以上关于图1A、图1B和图2A-2C描述了示例心血管外位置，但是本公开的心脏起搏技术可用于心血管外起搏应用的其他实施方式中。

图3是展示了具有替代性电极布置的植入式电引线16的另一示例的远侧部分25’的概念图。在该示例中，远侧部分25’包括两个起搏/感测电极28A和28B和两个除颤电极24A和24B以及相应的导体(未示出)，以提供以上结合图1A、图1B和图2A-2C所描述的电刺激和感测功能。然而，在此示例中，电极28B在近侧除颤电极24B的近侧，并且电极28A在近侧除颤电极24B的远侧，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之外，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成提供启用对心脏26进行高效起搏的起搏向量。电极24A、24B、28A和28B的长度和间隔可与以上所识别的参考文献中提供的示例中的任一个相对应。例如，引线16的远侧部分25’从远端到最近侧电极(例如，图3的示例中的电极28B)的近侧可小于或等于15cm并且可小于或等于13cm并且或甚至小于或等于10cm。起搏/感测电极28A和28B的间距和位置可以被选择成提供启用对心脏26进行高效起搏的起搏向量。应当设想到的是，一个或多个起搏/感测电极可以在远侧除颤电极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/感测电极可以在近侧除颤电极24B的近侧。在沿着引线体18的不同位置处具有多个起搏/感测电极启用从各种电极间间距之中选择，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)。

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可以经由起搏电极向量使用低电压治疗模块来递送起搏脉冲，在所述起搏电极向量中，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。低电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，其中除颤电极24A、24B之一或壳体15被选择作为阳极(或阴极)。当由低电压治疗模块生成并递送的心脏起搏脉冲的起搏脉冲能量不足以夺获心脏时，或者在仅包括高电压治疗模块的ICD中，ICD 14可使用高电压治疗模块使用起搏电极向量递送起搏脉冲，该起搏电极向量使用除颤电极24A和24B作为阴极和阳极对，或者使用除颤电极24A和24B中的一个或两个作为阴极(或阳极)并且使用ICD 14的壳体15作为阳极(或阴极)。在一些情况下，起搏/感测电极28A、28B和/或30可被包括在用于递送由如本文所描述的高电压治疗模块生成的起搏脉冲的起搏电极向量中。ICD 14可被配置成例如，根据临时美国专利申请号62/262,499和对应的未决美国专利申请号15/367,516和未决美国专利申请号15/367,777中所描述的技术确定哪个起搏向量以及低电压治疗模块和高电压治疗模块中的哪一个治疗模块被用于递送心脏起搏脉冲。

图4是示出了具有类似于图3的电极布置但具有引线体18’的非线性或曲线形远侧部分25”的电极布置的心血管外引线16的另一示例的远侧部分25”的概念图。引线体18’可被预形成为沿着远侧部分25”的正常曲线、弯曲、蜿蜒、波形或锯齿形的形状。在该示例中，沿着引线体18’的预形成的曲线形部分携载除颤电极24A’和24B’。起搏/感测电极28A’被携载在除颤电极24A’和24B’之间。起搏/感测电极28B’被携载在近侧除颤电极24B’的近侧。

在一个示例中，引线体18’可被形成为具有正常曲线形远侧部分25”，该正常曲线形远侧部分25”包括两个“C”形曲线，它们一起可与希腊字母伊普西龙(epsilon)“ε”相似。除颤电极24A’和24B’各由引线体远侧部分25”的两个相应的C形部分携载并沿相同方向延伸或弯曲。在所示的示例中，起搏/感测电极28A’在携载电极24A’的C形部分近侧，起搏/感测电极28B’在携载电极24B’的C形部分近侧。起搏/感测电极24A’和24B’与引线主体18'的正常直线或线性近侧部分的中心轴31大致对齐，使得除颤电极24A’和24B’的中点从电极28A’和28B’横向偏移。除颤电极24A’和24B’沿着引线体远侧部分25”的相应C形部分定位，所述C形部分在远离中心轴31和电极28A’和28B’的相同方向上横向延伸。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中描述的起搏技术来实现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曲线、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分携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中示意性地示出为罐电极)内的电子电路系统包括协作地监测一个或多个心脏电信号、判定何时需要起搏治疗并且根据需要递送所规定的起搏治疗的软件、固件和硬件。所述软件、固件和硬件还被配置成判定何时需要CV/DF电击并且递送所规定的CV/DF电击治疗。ICD 14耦合至诸如携载心血管外电极24A、24B、28A、28B和30的引线16之类的心血管外引线，以用于递送起搏治疗、CV/DF电击治疗并感测心脏电信号。

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。ICD 14可以包括阻抗测量模块90，所述阻抗测量模块用于跨治疗递送电极向量来递送驱动信号，并且测量用于确定电极向量的电阻抗的所产生电压。

电源98根据需要向ICD 14的电路系统(包括模块80、82、84、86、88、和90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或不可再充电的电池。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3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耦合至被包括在治疗递送模块84中的低电压(LV)充电电路和高电压(HV)充电电路以用于分别对LV电容器和HV电容器进行充电，或者耦合至被包括在治疗递送模块84中的其他能量存储设备以用于产生电刺激脉冲。

图5中所显示的功能框表示被包括在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/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。本文中所使用的“模块”指的是专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或组)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。被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，在任何现代ICD系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以实现所描述的功能在本领域技术人员的能力之内。

存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁性、或电非瞬态计算机可读存储介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其它存储器设备。此外，存储器82可以包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，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。存储指令的非瞬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。

将不同特征描绘为模块旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示这种模块必须通过分开的硬件或软件组件实现。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，心脏起搏操作可以在控制模块80的控制下由治疗递送模块84来执行，并且可以包括在执行存储在存储器82中的指令的处理器中实现的操作。

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知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被电耦合到由图1A和图1B中所示的由引线16携载的电极24A、24B、28A、28B和30(或图4中所示的电极24A’，24B’，28A’和28B’)和壳体15，壳体15可用作共同或接地电极或用作用于递送CV/DF电击脉冲的有源罐电极。

电感测模块86可被选择性地耦合到电极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可以另外被选择性地耦合至电极24A和/或24B。感测模块86可包括开关电路系统，该开关电路系统用于选择电极24A、24B、28A、28B、30和壳体15中的哪些电极被耦合到被包括在感测模块86中的感测放大器或其他心脏事件检测电路系统。开关电路系统可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适于选择性地将感测放大器耦合至所选择的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系统可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)、或其他模拟或数字部件。

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，P波和/或R波)的信号质量。每个感测通道包括心脏事件检测电路系统，以用于从接收到的跨所选择的(多个)感测电极向量所产生的心脏电信号来感测心脏事件。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前置滤波器和放大器、模数转换器、后置放大器和滤波器、用于产生被传递到被包括在感测模块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)进行比较的其他电路系统。感测模块84可以响应于感测阈值越过而产生感知心脏事件信号。感知心脏事件(例如，R波)用于检测心律并且通过控制模块80来确定对治疗的需要。在一些示例中，心脏电信号(诸如所所感知到的R波)用于检测对由ICD 14递送的起搏脉冲的夺获。

治疗递送模块84可包括低电压(LV)治疗模块85，该低电压(LV)治疗模块85用于使用选自电极24A、24B、28A、28B、30和15的心血管外起搏电极向量来递送低电压起搏脉冲。LV治疗模块85可以被配置成递送低电压起搏脉冲，例如，8V或更小或者10V或更小。LV治疗模块85中所包括的一个或多个电容器由可包括状态机的LV充电电路充电至根据编程起搏脉冲幅度的电压。LV充电电路可在不需要变压器的情况下将电容器充电到被包括在电源98中的电池的电压的倍数。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。

高电压(HV)治疗模块83包括一个或多个高电压电容器。当检测到可电击节律时，HV电容器(多个)通过HV充电电路根据编程的电击能量被充电至电击电压幅度。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控制的处理器控制的充电电路。在检测到来自治疗递送模块84的HV电容器已达到递送编程的电击能量所需的电击电压幅度的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发HV电容器(多个)的放电。以这种方式，控制模块80控制高电压治疗模块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可用于递送心脏起搏脉冲。在这种情况下，(多个)HV电容器被充电至比用于递送电击治疗的电压低得多但可以高于由LV治疗模块85产生的最大可用脉冲幅度的电压。例如，HV电容器可以被充电至40V或更小、30V或更小、或者20V或更小，以用于产生心血管外起搏脉冲。

与由LV治疗模块85递送的起搏脉冲相比，由HV治疗模块83递送的脉冲可具有更高的电压幅度和相对更长的脉冲宽度，以用于递送用于夺获心脏的更高能量的起搏脉冲。可使用例如在电极24A和24B或24A’和24B’之间的低阻抗起搏电极向量递送更多电流。由于HV电容器(多个)的较高电容(以及因此较高的RC时间常数)，因此可获得更长的脉冲宽度。LV治疗模块85可能够产生高达并且包括10V的最大脉冲电压幅度。由LV治疗模块85产生的最大单脉冲起搏脉冲宽度可以是2ms。在一些示例中，LV治疗模块85可被配置成产生复合起搏脉冲，该复合起搏脉冲包括在时间上融合的两个或更多个单独脉冲，以递送夺获心脏的累积复合起搏脉冲能量。在以上识别的美国专利申请15/367,516中和在临时美国专利申请号62/262,412和对应的未决美国专利申请号15/368,197中大体上公开了用于递送复合起搏脉冲的技术。最大复合起搏脉冲宽度可以高达8ms或更高。

由于HV治疗模块83中所包括的高电压电容器的更高电容，因此HV治疗模块83可以能够产生10V或更高的脉冲电压幅度，并且可以产生具有相对较长起搏脉冲宽度(例如，10ms或更高)的单相脉冲或多相脉冲。典型的HV起搏脉冲宽度可以是10ms；然而，可用脉冲宽度的示例范围可以是2ms至20ms。可用于递送高电压起搏脉冲的最大电压幅度的示例可以是40V。当患者可忍受相对较高的起搏脉冲电压幅度(例如，大于10V)时，在高电压起搏输出配置期间可使用相对较短的起搏脉冲宽度，例如，2至5ms。然而，可以根据需要使用更长起搏脉冲宽度，例如，10V、20ms的起搏脉冲。

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心脏复律/除颤电击。例如，可在HV治疗模块83中串联地提供具有148至155微法的有效电容的两个或三个HV电容器。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。

相反，由HV治疗模块83递送的起搏脉冲可具有小于1焦耳的脉冲能量，并且取决于起搏电极阻抗，甚至在毫焦耳范围或十分之一毫焦耳范围内。例如，通过HV治疗模块83生成的起搏脉冲可具有5至7毫焦耳的递送能量，该HV治疗模块83具有使用在除颤电极24A和24B之间的起搏电极向量递送的10V幅度和20ms脉冲宽度、具有在20至200欧姆范围内的阻抗。当使用相对较短的脉冲宽度(例如，下至2ms)时，通过HV治疗模块83使用除颤电极24A和24B(或24A’和24B’)递送的起搏脉冲可低至1毫焦耳。由HV治疗模块83递送的经电荷平衡的起搏脉冲预期具有小于100V并且通常不大于40V的起搏电压幅度，并且递送至少1毫焦耳但小于1焦耳的能量。对于给定起搏电压幅度的递送能量将取决于脉冲宽度和起搏电极向量阻抗而变化。

如果起搏电极向量中包括起搏/感测电极28A、28B或30，导致相对较高的阻抗(例如在400至1000欧姆范围内)，则所递送的起搏脉冲能量可在2至5毫焦耳的范围内。即使起搏电压幅度相同，比起通过LV治疗模块85经由包括起搏/感测电极28A、28B或30(相对较高的阻抗)的起搏电极向量递送的电流，HV治疗模块83可经由例如在除颤电极24A和24B或24A’和24B’之间的较低阻抗起搏电极向量递送更多的电流。

对于前述示例中给出的起搏负载的范围，由LV治疗模块85递送的具有8V幅度和8ms脉冲宽度的复合起搏脉冲可在0.5至1.3毫焦耳的范围内。对于400欧姆到1000欧姆的起搏负载，由LV治疗模块83递送的幅度为8V且脉冲宽度为2ms的心血管外单脉冲起搏脉冲可以在0.2毫焦耳至0.3毫焦耳的范围内。相较而言，针对幅度为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。

将如下所描述的，控制模块80可控制HV治疗模块83递送经电荷平衡的心脏起搏。在一些示例中，HV治疗模块83被启用以通过施加将被包括在HV治疗模块83中的开关按需维持在关闭状态以将HV电容器(多个)耦合到起搏电极向量所需的至少最小电流来递送心脏起搏脉冲。以下结合图6描述HV治疗模块83中所包括的电路系统。

在一些实例中，控制模块80可以控制阻抗测量模块90来确定起搏电极向量的阻抗。阻抗测量模块90可以被电耦合至可用电极24A、24B、28A、28B、30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可以通过向阻抗测量模块90传递用于发起对起搏电极向量进行阻抗测量的信号来控制阻抗测量模块90执行阻抗测量。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。

控制模块80可使用来自阻抗测量模块90的阻抗测量来控制经电荷平衡的起搏脉冲的递送。例如，当高电压起搏输出配置被选择用于向心脏26递送心血管外起搏脉冲时，可使用起搏负载阻抗测量来设置被包括在HV治疗模块83中的可变分流电阻。该可变分流电阻可与用于起搏脉冲递送的起搏负载并联耦合并且被设置成在由HV治疗模块83递送的起搏脉冲的整个持续时间内维持通过HV治疗模块开关电路系统的电流，从而促进跨起搏负载的适当的电压信号以夺获患者的心脏。

由控制模块80使用以用于检测心率并递送电刺激治疗和快速心律失常感应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可从外部设备40接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送到外部设备40。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是耦合至处理器和HV治疗控制模块230的HV治疗模块83的示意图600。HV治疗模块83包括HV充电电路240、以及HV电荷存储和输出模块202。处理器和HV治疗控制模块230可以被包括在控制模块80中以用于控制HV充电电路240和HV电荷存储和输出模块202。

HV电荷存储和输出模块202包括HV电容器210，该HV电容器210经由脉冲控制开关206耦合到开关电路系统204以用于将HV电容器210电耦合到电极24a、24b和/或壳体15，以便将期望的HV电刺激脉冲递送到患者的心脏26。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。在一个示例中，HV电容器210是一系列三个电容器，所述三个电容器具有148微法、155微法或其他选定电容的有效电容。相反，被包含在LV治疗模块85中的由状态机充电至电池电压的倍数的保持电容器可具有高达6微法、高达10微法、高达20微法或其他选定电容的电容，但是，所有保持电容器都具有显著小于HV电容器210的有效电容的电容。LV治疗模块85具有比HV治疗模块83更低的击穿电压，从而允许HV电容器210被充电到递送CV/DF电击所需的电击电压幅度，例如，100V或更高电压。

开关电路系统204可以采用H桥的形式，所述H桥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。开关212a至212c和214a至214c可实现为可控硅整流器(SCR)、绝缘栅双极晶体管(IGBT)、金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)、和/或其他开关电路部件或它们的组合。

当控制模块80确定需要从HV治疗模块83递送电刺激脉冲时，开关电路系统204由来自处理器和HV治疗控制模块230的信号控制，以将HV电容器210电耦合到治疗递送向量以便使电容器210跨选自电极24A、24B和/或壳体15的向量放电。通过断开(即关闭或禁用)和闭合(即，接通或启用)开关电路系统204的适当开关将所选电极24A、24B和/或壳体15耦合到HV电容器210，以将期望的电信号传递到治疗递送电极向量。虽然仅电极24A、24B和壳体14被指示为被耦合到开关电路系统204，但是应理解，起搏/感测电极28A、28B和30可被耦合到开关电路系统204并且可用于起搏电极向量。

当控制模块80基于检测到的心律(例如，VT或VF)确定需要电击治疗时，由HV治疗模块83递送的电信号可以是单相、双相或其他形状的CV/DF电击脉冲，以用于终止室性快速性心律失常。当控制模块80基于检测到的心律或起搏逸博间期到期确定需要起搏治疗时，由HV治疗模块83递送的电信号可是单相或双相起搏脉冲并且可以是如下所述的经电荷平衡的起搏脉冲。

在一些示例中，当需要双相CV/DF电击或双相起搏脉冲时，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，而不同时闭合分别在给定电极24a、24b或壳体15两端的“a”、“b”或“c”开关中的两个。例如，为了使用电极24A和电极24B递送双相脉冲，开关212a和214b可被闭合以递送双相脉冲的第一相。在第一相之后断开开关212a和214b，并且闭合开关212b和214a以递送双相脉冲的第二相。在该示例中，开关212c和214c保持断开或禁用，并且电极24B未被选择或用于治疗递送向量中。在其他示例中，可以通过在第一相期间闭合开关214c并且在说明性双相脉冲的第二相中闭合开关212c来包括壳体15而不是电极24A或电极24B。

当脉冲电压幅度根据编程的“倾斜”衰减时，可终止双相脉冲的第一相。倾斜是脉冲衰减到的前沿电压幅度的百分比。例如，当脉冲幅度衰减到前沿电压幅度的50％时，双相脉冲的第一相可在50％的倾斜处终止。如果编程的倾斜是20％，则当脉冲幅度衰减20％，即，衰减至前沿电压幅度的80％时，终止第一相。在其他示例中，根据编程的脉冲宽度终止第一相和第二相。

当控制模块80启用高电压起搏输出配置时，在处理器和HV治疗控制模块230的控制下，通过HV充电电路240将电容器210充电到编程的起搏脉冲电压幅度。开关212a至212c和214a至214c被控制成在适当的时刻被处理器和HV治疗控制模块230断开或闭合，以用于通过使电容器210跨心脏26所呈现的起搏负载和所选的起搏电极向量(例如，电极24A和24B)放电来递送单相、双相或其它期望的起搏脉冲。电容器210被耦合在针对编程的起搏脉冲宽度或根据编程的倾斜的所选的起搏电极向量两端。

处理器和HV治疗控制230可控制HV治疗模块83通过控制HV治疗模块83递送以下脉冲来递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲：可以是单相脉冲、双相脉冲或双相脉冲的第一相的第一脉冲和在第一脉冲之后的第二脉冲使得第一脉冲和第二脉冲是电荷平衡的。第二脉冲可以是单相脉冲、双相脉冲或双相脉冲的第二相。至少第一脉冲夺获心肌以起搏心脏。第二脉冲可以或可以不有助于夺获心脏但是平衡在第一脉冲期间递送到起搏负载的电荷。如下所描述的，在一些情况下，仅第一脉冲夺获心脏，并且第二脉冲被递送用于平衡第一脉冲的电荷。在其他示例中，第二脉冲还有助于起搏和夺获心脏，例如，在第一脉冲和第二脉冲每个是以起搏频率间期递送的单相起搏脉冲使得每个脉冲夺获心脏但是被递送成具有相反极性的情况下。

在第一脉冲之前，HV电容器210可被充电到编程的起搏脉冲电压幅度。在一些示例中，HV电容器210在第一和第二脉冲之间被再充电，以生成并递送平衡在第一脉冲期间递送的电荷的第二脉冲。HV充电电路240由电源98(图5)供电。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治疗控制230的控制下执行由HV充电电路240对电容器210的充电，所述处理器和HV治疗控制从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何时被充电至编程的电压。充电完成信号被传递至HV充电电路240以便由处理器和HV治疗控制模块230来终止充电。在美国专利号8,195,291(Norton等人)中总体上公开了高电压充电电路的一个示例及其操作。

当电极24A和24B被选择作为起搏电极向量的阳极和阴极(或分别为阴极和阳极)时，HV电荷存储和输出模块202被示出为包括与起搏负载(被示意性地示出为心脏26)并联的可选分流电阻250。应当认识到，对于任何所选起搏电极向量，分流电阻可以被设置成与起搏负载并联，例如，如果起搏电极向量包括电极24B和壳体15，则分流电阻252被示意性地示出。同样地，当起搏电极向量包括电极24A和壳体15时，分流电阻可以被设置成与起搏负载并联。

当HV电容器210放电时，开关212a至212c和开关214a至214c可能需要最小电流以保持它们闭合(即，接通或被启用)以便通过电流。用于启用(闭合)开关214a至214c的最小电流可以是大约10毫安。将这些开关保持处于闭合状态的最小电流可小于10毫安，但是，取决于起搏负载阻抗和其他条件，当电容器210跨所选的起搏电极向量放电时，通过开关212a至212c和214a至214c中的被启用的开关的电流可能下降到低于保持开关闭合所需的最小电流。如果通过相应开关的电流下降到低于保持开关闭合所需的最小电流，则开关可能断开(或变为禁用)，导致起搏脉冲过早截断，这可导致失夺获和/或不充分的电荷平衡。这样，最小起搏脉冲电压幅度可被设置用于从HV治疗模块83递送脉冲，以便降低在电容器210放电期间产生的电流下降到低于在编程的起搏脉冲宽度期间(或直到达到编程的倾斜)维持开关电路系统204中的被启用的开关的稳定状态所需的最小电流的可能性。

分流电阻250或252可以是可变电阻，所述可变电阻被设置为与起搏电极向量阻抗相匹配，以使得跨心脏26、使用所选起搏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系统204的电流维持在用于在起搏脉冲期间维持开关电路系统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或252低于起搏电极向量阻抗，则通过使电容器210进行放电而产生的电流可能被分流远离起搏负载(例如，电极24a和24b之间的起搏电极向量和心脏26)，从而导致更少的能量被递送至心脏26，这可能导致失夺获。因此，处理器和HV治疗控制模块230可被配置成从阻抗测量模块90取回起搏电极向量阻抗测量并且设置分流电阻250(或252)以匹配起搏电极向量阻抗或将分流电阻250设置为维持流过开关电路204的被启用的开关的保持开关接通或闭合的电流的电阻。分流电阻可以等于、小于或者在某些情况下大于起搏负载阻抗，但通常被调整以保持足够的电流流过开关电路系统204的被启用的开关，以便使适当的开关保持闭合达经电荷平衡的脉冲对的第一和第二脉冲中的每一个的全脉冲宽度。

在其他示例中，可以将电容器210的最小电压电荷设置为提供维持开关电路系统204的所选开关的启用状态所需的最小电流，但是起搏能量可以被有意地分流远离包括心脏26的起搏负载，以便减小所递送的起搏脉冲能量。如果起搏幅度夺获阈值在维持用于在由处理器和HV治疗控制模块230启用开关212a至212c和214a至214c时使这些开关保持接通的最小电流所需的最小电压幅度以下，则可以通过将可变分流电阻250(或252)设置为一个小于起搏电极向量阻抗的值来减小跨起搏电极向量递送的能量。这种电流分流可以减少由心血管外起搏脉冲导致的骨骼肌的募集而同时仍提供对心脏26的有效夺获。

由于起搏负载阻抗和起搏电压幅度的范围可在患者之间变化以及在患者体内随时间变化，因此可提供可变的分流电阻以使得能够选择适当的电阻来分流流过开关电路系统204的所需电流。然而，可以构想，在一些示例中，可以提供固定的电阻分流。例如，在起搏负载阻抗为高时将电流分流到开关电路系统204所需的电阻仍然可以在起搏负载阻抗为相对较低时将一些电流分流到开关电路系统。固定电阻分流的最优值可以基于经验数据(例如，临床上使用的典型起搏负载阻抗和起搏脉冲电压幅度)来确定。

经由开关电路系统204耦合到HV电容器210的起搏电极向量可以包括由引线16携载的电极24a、24b、28a、28b和/或30。通过保持开关212c和214c断开，壳体15可以不被用于心脏起搏脉冲递送。取决于ICD 14和引线16的植入位置以及在壳体15和电极24a、24b、28a、28b或30之间产生的电刺激递送向量，当壳体15被包括在起搏电极向量中时可能发生更大的骨骼肌募集。较大体积的骨骼肌组织可位于沿着在引线16的远侧部分25和壳体15之间延伸的向量而不是沿着由引线远侧部分25携载的两个电极之间延伸的向量。例如，在图1A至图2C的示例配置中，起搏脉冲可在电极24A和24B之间、电极28A和28B之间、电极28A和24A之间或电极28B和24B之间被递送，以相较于包括壳体的起搏电极向量而限制骨骼肌募集。在其他电极配置和植入位置中，可选择用于通过HV治疗模块83递送心血管外起搏脉冲的电极，以提供使被包括在起搏电极向量中的骨骼肌的体积最小化同时将足够能量引导至心脏26以夺获和起搏心脏的起搏电极向量。

图7是根据一个示例的用于控制治疗递送模块83以用于递送心脏电刺激治疗的方法的流程图100。在框102处，控制模块80确定是否存在对递送心脏起搏的需要。例如，当固有心率低于编程的较低起搏速率或由控制模块80根据指示起搏频率的频率响应传感器自动设定的临时起搏频率时，可能需要心动过缓起搏脉冲。当检测到室性心动过速时可能需要ATP。在某些情况下，在CV/DF电击治疗后的电击后恢复期间需要起搏。在又其他示例中，对起搏的需要可包括在ICD测试期间用于快速性心律失常诱导的起搏。可响应于ICD 14基于用户命令从外部设备40接收遥测通信来确定对起搏的需要。

控制模块80可被配置成使用以下结合图8A至图12所描述的技术中的任一个将所有起搏脉冲作为经电荷平衡的起搏脉冲递送。替代地，在框104处，控制模块80可被配置成确定是否满足经电荷平衡的起搏标准。如果在框104处满足经电荷平衡的起搏标准，则在框106处可根据计时(timing)、脉冲幅度、脉冲宽度和其他起搏治疗方案参数将起搏脉冲作为经电荷平衡的脉冲递送。如果不满足经电荷平衡的起搏标准，则在框108处控制模块80可控制HV治疗模块83以递送未经电荷平衡的起搏脉冲。

在框104处，控制模块80可通过以下操作来确定是否满足经电荷平衡的起搏标准：将起搏脉冲幅度与电荷平衡阈值幅度进行比较、将起搏脉冲宽度与电荷平衡阈值宽度进行比较、将起搏负载阻抗与电荷平衡阈值阻抗进行比较、将起搏频率与电荷平衡阈值频率进行比较、将安排的(scheduled)起搏治疗或编程的起搏模式与电荷平衡起搏治疗标准进行比较、和/或将在前递送的起搏脉冲的数量与电荷平衡阈值脉冲数量进行比较。控制模块80可被配置成控制HV治疗模块83递送作为未经电荷平衡的脉冲的起搏脉冲(例如，未经电荷平衡的单相或双相脉冲)，除非满足经电荷平衡的起搏标准。如果满足电荷平衡标准，则控制模块80切换成控制HV治疗模块83以递送经电荷平衡的起搏脉冲。

在一个示例中，在框104处应用的经电荷平衡的起搏标准需要由ICD14递送的阈值数量的在前递送的未经电荷平衡的起搏脉冲。控制模块80可以被配置成对例如，自植入ICD系统10的时刻以来，或者至少自植入携载用于起搏电极向量中的至少一个电极的引线16的时刻以来被递送至患者的未经电荷平衡的起搏脉冲的数量进行计数。如果被递送的未经电荷平衡的起搏脉冲的数量达到电荷平衡阈值(例如1000个起搏脉冲)，则控制模块80切换成控制HV治疗模块83在引线16或ICD 14的剩余植入寿命期间递送经电荷平衡的起搏脉冲。有些患者可能只需要可能不会导致显著电极腐蚀或感测问题的不频繁的起搏。这样，可在需要对递送的起搏脉冲进行电荷平衡之前，在植入的ICD系统10的寿命期间递送有限数量的未经电荷平衡的起搏脉冲。被作为未经电荷平衡的起搏脉冲递送的有限数量的起搏脉冲可包括在特定治疗期间(例如在心动过缓起搏期间，或在所有起搏治疗和模态期间)递送的脉冲，在一些示例中，所述脉冲包括被递送成诱发VT或VF的脉冲。

当不止一个起搏电极向量可用时，可以对给定的起搏电极向量的未经电荷平衡的起搏脉冲的数量进行计数。如果在框104处达到第一起搏电极向量的未经电荷平衡的起搏脉冲的数量，但另一个可接受的起搏电极向量是可用的，则在框104处控制模块80可确定不满足经电荷平衡的起搏标准。控制模块80可控制治疗递送模块84以将耦合到HV治疗模块83的起搏电极向量切换成第二起搏电极向量，该第二起搏电极向量包括不被包括在第一起搏电极向量中的至少一个电极。以这种方式，可在不转换为经电荷平衡的起搏的情况下避免腐蚀。在框108处可继续递送未经电荷平衡的起搏。

如果达到使用第二起搏电极向量递送的未经电荷平衡的起搏脉冲，或者如果没有其他可接受的起搏电极向量(例如，具有可接受的起搏夺获阈值)可用，则在框104处满足经电荷平衡的起搏标准并且在框106处控制模块80可控制HV治疗模块83使用所选的起搏电极向量来递送经电荷平衡的起搏脉冲，所选的起搏电极向量可以是第一或第二起搏电极向量。在一些示例中，在框106处可以选择具有相对较低夺获阈值和/或相对较高阻抗的起搏电极向量来递送经电荷平衡的起搏脉冲。

如上所述，可将起搏负载阻抗与阈值进行比较。如果阻抗小于电荷平衡阻抗阈值，则可能期望电荷平衡。在电极24A和24B之间的起搏电极向量可预期在20和200欧姆之间。需要经电荷平衡的起搏脉冲的示例阻抗阈值可以是50欧姆。在其他示例中，如果编程的脉冲幅度大于阈值幅度和/或脉冲宽度大于阈值宽度，则被递送以夺获心脏的相对较高的脉冲能量可保证电荷平衡。阈值幅度的示例可以是15伏特，并且阈值宽度的示例可以是10毫秒，但是这些示例本质上是说明性的，并且可以使用其他相应的幅度和脉冲宽度阈值。在一些示例中，在框104处，可将在前递送的未经电荷平衡的起搏脉冲的数量、脉冲电压幅度、脉冲宽度和/或起搏负载阻抗的组合与电荷平衡起搏标准进行比较。在又一个示例中，在框104处可将基于单独的起搏脉冲能量确定的在ICD系统10的寿命期间累积的递送起搏脉冲能量和所递送的起搏脉冲的总数与用于确定是否满足经电荷平衡的起搏标准的标准进行比较。

在一些示例中，当预期所需的起搏治疗导致相对频繁或持续的起搏时，可递送经电荷平衡的脉冲，并且当预期起搏治疗需要相对少的起搏脉冲和不频繁起搏时，可递送未经电荷平衡的起搏脉冲。例如，可使用未经电荷平衡的起搏来递送用于治疗电击后心搏停止的电击后起搏脉冲。预期电击递送在大多数患者中相对不频繁，并且电击后起搏可持续一分钟或更短，从而导致递送相对少的起搏脉冲被递送。在其他示例中，因为有限数量的脉冲(例如8到12个脉冲)在ATP脉冲突发或快速性心律失常诱导脉冲突发中被递送，因此控制模块80可控制HV治疗模块83通过递送未经电荷平衡的起搏脉冲来递送ATP或快速性心律失常诱导脉冲。根据ATP方案，ATP脉冲可作为未经电荷平衡的单相或双相脉冲被递送。在临时提交的美国专利申请号62/262,500和对应的未决美国专利申请号15/367,448(代理人案号C00012278.USU2)中公开了用于通过HV治疗模块83递送快速性心律失常诱导脉冲的技术。

如果心动过缓起搏模式被编程为仅患有偶然的房室传导问题的患者中的VVI，则在框108处控制模块80可控制HV治疗模块递送未经电荷平衡的起搏。在这种情况下，可监测起搏负担并且当每日起搏负荷保持低于阈值数量的起搏脉冲或时间百分比时，可递送未经电荷平衡的起搏。

然而，如果在患者中正以依赖某些或所有时间起搏的VVI或VOO起搏模式递送心动过缓起搏，则在框106处控制模块80可控制HV治疗模块83递送经电荷平衡的起搏脉冲。可频繁地和在持续的时间间期期间需要心脏起搏。这样，起搏治疗和起搏模式的类型可以是在框104处应用的用于确定是否递送经电荷平衡的起搏脉冲的标准。在框104处应用的起搏治疗和模式标准可能需要针对所有心动过缓起搏模式的经电荷平衡的起搏脉冲并且允许针对ATP、电击后起搏和快速性心律失常诱导起搏的未经电荷平衡的起搏。在另一个示例中，在框104处应用的治疗和模式标准可能需要仅针对VOO和频率响应起搏模式的经电荷平衡的起搏脉冲，并且在没有频率响应的情况下允许针对ATP、电击后起搏和VVI心动过缓起搏的未经电荷平衡的起搏。在框104处应用的起搏治疗和模式标准可以是用户可编程的，以根据个体患者起搏需要定制标准。

前面所描述的示例标准可以以各种组合使用。例如，在框104处应用的经电荷平衡的起搏标准可允许针对指定的起搏治疗或模式递送未经电荷平衡的起搏，并且在针对所有治疗递送的未经电荷平衡的起搏脉冲的数量达到最大阈值数量的未经电荷平衡的起搏之后需要针对其他指定的起搏治疗和模式的电荷平衡起搏。在其他情况下，在阈值数量的未经电荷平衡的起搏脉冲之后，使用电荷平衡技术递送所有起搏脉冲。

除了监测对起搏治疗的需要之外，在框110处控制模块80还监测心律以监测对电击治疗的需要。当需要电击治疗时，例如，在检测到VT(未由ATP终止或可治疗)或VF时，控制模块80控制HV治疗模块83抑制在框106或108处正在递送或被安排递送的起搏脉冲，并在框112处递送CV/DF电击。在框108和106处HV治疗模块的HV电容器210被充电至编程的起搏电压幅度以用于递送未经电荷平衡和经电荷平衡的起搏脉冲。在框112处，HV电容器210被充电至根据编程的CV/DF电击能量的电击电压幅度。因此，控制模块80被配置成控制HV治疗模块83递送高电压CV/DF电击和心脏起搏脉冲，心脏起搏脉冲可以是经电荷平衡的心脏起搏脉冲，但是在某些情况(如框104处所确定的)下可包括未经电荷平衡的心脏起搏脉冲。

在框112处递送电击之后，控制模块80可通过返回方框110来确定快速性心律失常是否已经被终止或者是否需要另一次电击。当未检测到可电击节律时(框110的“否”分支)，如框102所指示的，控制模块80继续监测对起搏治疗的需要。

图8A是根据一个示例的可在控制模块80的控制下在图7的框106处由HV治疗模块83递送的经电荷平衡的起搏脉冲的示意图300。在该示例中，第一脉冲302和第二脉冲304均作为单相起搏脉冲被递送。递送具有相反的极性的脉冲302和脉冲304以通过第二脉冲304提供对第一脉冲302的电荷平衡。在每个脉冲302和304之前，HV电容器210被充电到与每个脉冲302和304的前沿电压幅度306对应的编程脉冲电压幅度。

第一脉冲302被显示为具有正极性。使用所选的起搏电极向量(例如，在图1A的电极24A和24B之间或在图4的电极24A’和24B’之间)递送第一脉冲302。起搏电极向量的第一电极用作阴极电极，并且起搏电极向量的第二电极用作回流(return)阳极。例如，如果所选的起搏电极向量是图4的电极24A’和24B’之间的向量，则开关电路系统204可由处理器和HV治疗控制230控制，以将电极24A’耦合到HV电荷存储和输出模块202作为阴极电极，以用于对HV电容器210放电达起搏脉冲宽度312。可通过设置用于控制HV治疗模块83的脉冲控制开关206(如图6所示)的计数器或定时器来控制起搏脉冲宽度312。

在编程的起搏脉冲宽度312之后，开关电路系统204可与HV电容器210解耦合。在其他示例中，脉冲宽度312可以由编程的倾斜305控制。例如，可根据被设置为50％的倾斜305终止第一脉冲302。当脉冲302的衰减电压幅度达到等于前沿电压幅度306的50％的电压308时，第一起搏脉冲302被终止。可禁用开关电路系统204以使起搏电极向量从HV电容器210解耦或者断开脉冲控制开关206。

第二脉冲304是旨在夺获心脏的起搏脉冲，并且根据特定起搏治疗方案或起搏模式以起搏间期310递送。起搏间期310可以是例如，在VVI(R)或VOO(R)起搏期间的较低频率间期、在ATP治疗期间的ATP间期、或者在电击后起搏期间的备用起搏间期。在一些情况下，起搏间期310可以是在快速性心律失常诱导脉冲之间的间期。

第二脉冲304被递送成具有与第一脉冲302相反极性。继续以上给出的示例，如果所选的起搏电极向量是图4的电极24A’和24B’之间的向量，则通过处理器和HV治疗控制230控制开关电路系统204将电极24B’耦合到HV电荷存储和输出模块202作为阴极电极以用于使HV电容器210放电以递送负极性第二脉冲304。电极24A’是回流阳极。

第二脉冲304被递送成具有与第一脉冲302相同的前沿电压幅度306和后沿电压幅度308。处理器和HV治疗控制230控制HV充电电路240在起搏间期310期间将HV电容器210再充电到限定前沿脉冲电压306的编程的起搏脉冲电压幅度。处理器和HV治疗控制230根据脉冲宽度312或根据编程的倾斜305(例如，50％)终止第二脉冲304。以这种方式，第二脉冲304递送与第一脉冲302大致相同的能量。跨起搏负载施加的净电荷在两个脉冲302和304之间被平衡。

图8B是根据另一示例在图7的框106处在经电荷平衡的起搏期间递送的双相起搏脉冲的图350。图8A的第一和第二脉冲302和304是单相脉冲。电路系统204的切换发生在第一脉冲302和第二脉冲304的开始和终止处，但不在第一脉冲302或第二脉冲304期间发生。电路系统204的切换发生在起搏脉冲间期310期间、在脉冲302和304之间，以切换所递送的单向脉冲302和304的极性。然而，包括递送交替极性起搏脉冲的经电荷平衡的起搏可包括在第一和第二脉冲中的每个脉冲期间切换以递送双相起搏脉冲而不是单相起搏脉冲。

在图8B中，第一起搏脉冲352和第二起搏脉冲354两者都是双相起搏脉冲。第一脉冲352具有第一相352a的前沿电压幅度356和第二相352b的前沿电压幅度357。第一相352a的后沿电压幅度355大致等于前沿电压幅度357(尽管由于切换期间的电容器恢复可能发生电压幅度的轻微增加)。当根据第一相352a的编程的倾斜或编程的脉冲宽度，第一相352a的衰减幅度达到电压355时，第一相352a被终止并且通过控制开关电路系统204反转起搏电极向量的阴极和阳极电极的极性来启动第二相352b。在经编程的起搏脉冲宽度312后，可终止第二相352b。在其他示例中，可根据编程的倾斜终止第二相352b，例如，当后沿电压幅度358达到第二相352b的前沿电压幅度357的1-倾斜(1-tilt)倍时。脉冲352是双相脉冲但是非平衡的，因为在第一相352a期间递送的电荷通常较高并且不被第二相352b递送的电荷平衡。

为了降低第一脉冲352随时间对电极腐蚀的影响，第二脉冲354被递送成具有与第一脉冲352的第一相352a极性相反的第一相354a和与第一脉冲352的第二相352b极性相反的第二脉冲354b的双相脉冲。可通过控制开关电路系统204在脉冲电压幅度已达到根据用于切换第一脉冲352的相的编程的倾斜的电压时切换起搏电极向量的极性来递送第二脉冲354的第一相354a和第二相354b。在第一和第二脉冲352和354中，前沿幅度356和后沿幅度358被控制成大致相等(在电子规范内)。同样地，大致等于第二相352b和354b的前沿幅度357的第一相352a和354a的后沿幅度355大致相等并且根据编程的倾斜被控制，在该编程的倾斜处开关电路系统204被控制成切换起搏电极向量的电极极性。替代地，可根据编程的脉冲宽度来控制第二脉冲354的第一和第二相。

由于在第一相352a期间递送的电荷通过在第一相354a期间递送的电荷平衡而在第二相352b中递送的电荷通过在第二相354b中递送的电荷平衡，因此交替极性双相起搏脉冲352和354从HV治疗模块83提供经电荷平衡的起搏。为了在如图8A和图8B所示的使用交替极性脉冲时优化电荷平衡，可递送偶数个起搏脉冲。然而，在一些情况下，可以认识到，奇数个脉冲可被递送，从而产生未被后续起搏脉冲电荷平衡的最后脉冲。

图9A是可在图7的框106处由ICD 14执行的替代的经电荷平衡的起搏技术的示意图400。在该示例中，第一脉冲402被递送成旨在夺获患者的心脏并导致诱发反应(去极化)的单相起搏脉冲。第一脉冲402具有与编程的起搏电压幅度对应的前沿电压幅度406，并且在达到根据编程的倾斜的后沿电压幅度408时被终止。替代地，第一脉冲402可被控制成具有编程的起搏脉冲宽度412，使得总的递送的能量大于患者心脏的夺获阈值。

以非常短的脉冲间时间间期414递送具有前沿电压幅度406的第二脉冲404，使得在由第一脉冲402导致的心脏组织的去极化之后且在心肌的生理不应期期间发生第二脉冲404。在脉冲间间期414期间HV电容器210被再充电到与前沿电压幅度406对应的起搏电压幅度。例如，脉冲间间期414可以是10到30ms。将HV电容器210再充电到在第一脉冲402和第二脉冲404之间的起搏电压幅度所需的时间取决于起搏电压幅度、脉冲宽度412、和起搏负载阻抗以及其他因素。脉冲间间期414保持足够短，使得在生理不应期之后不递送第二脉冲404。第二脉冲404被递送并且可在与心肌复极化相关联的心脏的易损(vulnerable)期间之前被终止，并且不会有助于夺获或起搏患者的心脏。通过处理器和HV治疗控制230控制开关电路系统204以在脉冲间间期414期间切换经由开关电路系统204耦合到HV电容器210的起搏向量电极的极性。

第二脉冲404被递送成具有与第一脉冲402相同的前沿电压幅度406和与第一脉冲402相同的后沿电压幅度408但与第一脉冲402极性相反，使得在第二脉冲404期间递送的电荷平衡在第一脉冲期间递送的电荷。然而，在第二脉冲404期间递送的电荷在第一脉冲402已导致诱发响应之后被递送并且不被用于起搏心脏。第二脉冲404被递送以用于电荷平衡，而不会有助于或导致心脏的诱发响应。

下一个单相起搏脉冲422在第一脉冲402之后按照起搏间期410被递送。如上所述，起搏间期410可以是较低频率间期、ATP间期、备用起搏间期或用于控制起搏脉冲的频率的其他起搏间期。下一个起搏脉冲422随后有以与以上所描述的电荷平衡第二脉冲404相同的方式递送的电荷平衡第二脉冲424。以这种方式，单相起搏脉冲402和422按照期望的起搏频率被递送，并且各自随后有在心肌不应期期间递送的电荷平衡单相脉冲。可递送实际上起搏心脏的奇数或偶数个第一脉冲402和422，因为每个第一起搏脉冲402和422分别紧接随后有第二电荷平衡脉冲404和424，使得在每个起搏周期内发生电荷平衡。脉冲402、404、422和424中的每一个可被递送成具有受控脉冲宽度412或受控倾斜以及相同(绝对)前沿电压幅度406，使得脉冲402和404以及422和424中的每一对都是电荷平衡的。

图9B是根据另一技术的可由HV治疗模块83递送的经电荷平衡的起搏脉冲的示意图401。如以上结合图9A所述的递送第一脉冲402以用于夺获和起搏心脏。在图9B的示例中，HV电容器210在第一脉冲402之后的脉冲间间期414期间不被再充电。开关电路系统204被控制成在脉冲间间期414期间切换起搏电极向量的极性并且在第一脉冲402之后保留在HV电容器210上的残留电荷用于递送第二脉冲434。第二脉冲434在短脉冲间间期414(例如10ms)之后的心肌不应期期间被递送。在这种情况下，由于HV电容器210未被再充电，因此可使脉冲间间期414最小化。前沿电压幅度436可与第一脉冲402的后沿电压幅度408相对应。

控制第二脉冲434的脉冲宽度442以在起搏周期期间递送平衡电荷。按照与第一脉冲402相反的极性递送相同能量所需的脉冲宽度442可由控制模块80基于测得的起搏负载的阻抗和HV电容器210的电容或测得的第一脉冲402的后沿电压幅度408来确定。

知道第一脉冲402的前沿电压幅度406和后沿电压幅度408，可近似计算(approximate)从HV电容器210移除的能量。例如，在第一脉冲402期间递送的估计的能量可通过控制模块80根据以下等式来估计：

递送的能量(第一脉冲)＝C((LPA₁)²–(TPA₁)²)/2

其中C是HV电容器210的有效电容，LPA₁是前沿电压幅度406，以及TPA₁是第一脉冲402的后沿电压幅度408。

第二脉冲434的目标后沿电压幅度438可通过将第一脉冲402中的递送的能量(由上式确定)设置为等于用于第二脉冲434中的递送的能量的表达式并求解第二脉冲434的后沿电压幅度来确定：

递送的能量(第一脉冲)＝C*((LPA₂)²-(TPA₂)²)/2

其中C同样是HV电容器210的有效电容，LPA₂是第二脉冲434的前沿电压幅度436，TPA₂是第二脉冲434的后沿电压幅度438。该等式对TPA₂进行求解以产生将导致在第一和第二脉冲402和434期间递送的能量平衡的目标后沿电压幅度438。

使用上述等式计算的后沿电压幅度438可被控制模块80用于通过监测在电容器放电期间的第二脉冲电压幅度并且在电压幅度达到后沿电压438时终止第二脉冲434来控制第二脉冲434的递送。在另一示例中，目标后沿电压幅度可被用于确定用于控制第二脉冲434的终止的适当的倾斜。在又一个示例中，目标后沿电压幅度可被用于确定用于达到后沿电压幅度438的第二脉冲434的适当的脉冲宽度442。在一些示例中，第一脉冲402和第二脉冲434是按照脉冲间间期414递送的单相脉冲，在此脉冲间间期414期间可进行计算或确定以确定和设置将第二脉冲434作为电荷平衡脉冲递送所需的控制参数。

在其他示例中，两个脉冲402和434是根据存储在存储器中(例如，在查找表中)的、成对的经电荷平衡的脉冲的脉冲控制参数来控制的双相脉冲的第一和第二相。在一个示例中，如果将脉冲402控制为具有10％的倾斜，即，后沿电压幅度408已从前沿电压幅度406减小10％至前沿电压幅度406的90％，则第二脉冲434可被控制为使用12.5％的倾斜终止。可用于递送经电荷平衡的成对脉冲402和434的第一脉冲402和第二脉冲434的倾斜的其他示例分别包括20％和33.9％、25％和52.9％、29％和87.25％。如果第一脉冲402的倾斜被设置得太高，例如大于29％，则HV电容器210上的剩余电荷可能不足以递送第二电荷平衡脉冲434。

代替根据倾斜控制第二脉冲434的终止，第二脉冲434可在受控脉冲宽度442处被终止，该受控脉冲宽度442可使用起搏负载的RC时间常数来计算。在一些示例中，第二脉冲434的脉冲宽度442可以存储在存储器82中的查找表中，以用于基于根据HV电容器210的已知电容和起搏负载的阻抗(起搏负载的阻抗可以通过阻抗测量模块90测得)确定的RC时间常数来控制第二脉冲434的终止。

下一个起搏脉冲422以与起搏脉冲402相同的方式按照起搏间期410被递送并且随后有具有与电荷平衡脉冲434相同的方式被递送的相反极性的电荷平衡脉冲444。在每个起搏周期内实现电荷平衡。

图10是根据另一示例的可通过ICD 14在图7的框106处执行的电荷平衡起搏脉冲递送技术的示意图500。图10的第一脉冲502和第二脉冲504分别是平衡双相起搏脉冲501的第一相和第二相。第一脉冲502具有前沿电压幅度506并且由HV治疗模块83根据编程的倾斜512被终止，该编程的倾斜512小于双相起搏脉冲501的第二相504的倾斜514。例如，当后沿电压幅度505达到前沿电压幅度506的75％时，可根据25％倾斜512终止第一脉冲502。

终止第一脉冲502，并且通过经由以上结合图6所描述的开关电路系统204的控制来切换起搏负载的极性来启动第二脉冲504。第二脉冲504的前沿电压幅度507大致等于第一脉冲502的后沿电压幅度505.

第二脉冲504的编程的倾斜514与第一脉冲502的倾斜512不同。给定上述25％的第一相倾斜的示例，第二脉冲504可具有例如53％的倾斜，使得当第二脉冲504的后沿脉冲幅度508达到第二脉冲前沿电压幅度507的47％时终止第二脉冲504。分别使用双相起搏脉冲的第一和第二相的两个不同倾斜512和514导致被与第一脉冲502极性相反的第二较长脉冲504电荷平衡的第一脉冲502。下一个起搏脉冲521按照起搏间期510被递送，并且类似地是具有第一脉冲522和第二脉冲524的电荷平衡双相起搏脉冲，该第二脉冲524平衡在双相脉冲521的第一脉冲522期间递送的电荷。以上给出的用于控制具有相反极性的两个单相脉冲的第一和第二倾斜的其他示例可被用于控制双相脉冲的两个相，例如起搏脉冲501和521。第一和第二倾斜可被预定，使得在给定双相脉冲501的第一相脉冲502和第二相脉冲504之间不进行计算。

图11是包括用于在起搏脉冲后的不应期期间递送电荷平衡脉冲的电荷平衡保持电容器270的HV治疗模块83的另一示例的示意图201。在图9A的电荷平衡起搏技术的示例中，第二脉冲404在短脉冲间间期414之后被递送，使得它在心肌不应期期间发生。前沿电压幅度406对于第一脉冲402和第二脉冲404是相同的，从而需要对图6的HV治疗模块83中的HV电容器210进行再充电。

在图11中，第二电容器270被包括在HV治疗模块83中，以用于在心脏起搏脉冲之后生成电荷平衡脉冲。第二电容器270可被HV充电电路240充电到与HV电容器210被充电到的用于递送第一脉冲(例如，图9A中的脉冲402)相同的起搏电压幅度，该第一脉冲夺获并起搏心脏。HV充电电路240可包括电容器充电控制开关272和274，以用于控制哪个电容器210或270正在被充电并防止一个电容器的电荷对另一个电容器充电。

在一些情况下，HV充电电路240可包括用于对HV电容器210充电的第一充电电路和用于对第二电容器270充电的第二充电电路。第二充电电路可包括升压变压器、开关、整流器、二极管和被包括在HV充电电路240的架构中的其他部件。替代地，被包括在HV充电电路240中的用于对第二电容器270充电的第二充电电路可包括用于将第二电容器270充电到电池电压的倍数的状态机或电容器电荷泵电路。第二电容器270可具有比被包括在LV治疗模块85中的保持电容器更高的电容和更高的击穿电压，以允许第二电容器270被充电到与HV电容器210被充电到的起搏电压幅度一样高的起搏电压幅度。

开关274可被启用或闭合以对电容器210充电，电容器210随后经由开关电路系统204跨起搏电极向量放电，以递送夺获患者心脏的单相或双相起搏脉冲。脉冲控制开关206可通过控制电容器210被耦合到开关电路系统204的时长来控制起搏脉冲的宽度。

开关274被断开并且开关272闭合以对电容器270充电。对电容器210和270两者的充电可在起搏间期期间(例如，在图9A的起搏间期410期间)发生。以这种方式，在短脉冲间间期(例如，图9A的间期414)期间不需要发生对第二电容器270的充电。在通过使HV电容器210放电来递送第一脉冲(例如，脉冲402)之后，通过经由开关电路系统204使第二电容器270跨起搏电极向量放电来递送第二脉冲(例如，脉冲404)，该开关电路系统204反转起搏电极向量的极性以用于电荷平衡。第二脉冲控制开关278控制第二电容器270何时被耦合到开关电系统路204以及被耦合到开关电路系统204的时长，以用于递送第二脉冲404。

虽然第二电容器270被示为单个电容器，但是应当认识到，可例如，串联或并联或其组合的方式提供一个或多个电容器，以具有由第二电容器270表示的期望的有效电容。由于电容器270不需要被充电到用于递送CV/DF脉冲的电击电压幅度，因此第二电容器270可具有小于HV电容器210的电容。第二电容器270可以具有大于LV治疗模块85中所使用的保持电容器的电容，使得第二电容器270可被充电到与HV电容器210被充电到的用于递送第一脉冲402的相同起搏脉冲电压幅度，该第一脉冲夺获并起搏心脏。在一些示例中，第二电容器270具有在148至155微法的范围内、与HV电容器210相同或相似的电容，但是由于第二电容器270不像HV电容器会被充电到电击电压幅度，因此可具有比HV电容器210更低的额定电压，并且因此具有更小的尺寸。

在图9A的示例中，第二脉冲404具有与第一脉冲402相同的前沿电压幅度406和脉冲宽度412(但极性相反)，以用于平衡在第一脉冲402期间递送的电荷。在其他示例中，第二电容器270可被充电至比第一脉冲402的前沿电压幅度406更低的电压或更高的电压，并且可具有分别比脉冲宽度412更长或更短的脉冲宽度。第二脉冲404的较低电压幅度可节省ICD14的电源98，但第二脉冲404的较长脉冲宽度可提供所需的电荷平衡。在其他示例中，第二脉冲404的较高的前沿电压幅度可被用于允许第二脉冲404的脉冲宽度更短，例如，以避免第二脉冲404延伸到心肌的生理不应期之外或进入与心肌复极相关联的易损期。

在其他示例中，处理器和HV治疗控制模块230通过以下操作来控制将HV电容器210充电到编程的起搏电压幅度：首先将HV电容器210(通过HV充电电路240)充电到大于编程的起搏电压幅度的电压，然后经由开关272和274将HV电容器210电耦合到第二电容器270以使HV电容器210部分放电以从HV电容器210对第二电容器270充电。被包括在HV充电电路240中的充电监测电路系统被用于监测HV电容器210和第二电容器的电荷。HV电容器210可被充电到大于起搏电压幅度的第一电压，然后当第二电容器210被充电到起搏电压幅度(或者电荷平衡第二脉冲的另一前沿电压幅度)时跨第二电容器210放电到低至起搏电压幅度。

在电容器210和270两者各自被充电到它们相应的电压幅度之后，HV电容器210可被放电以递送一对经电荷平衡的脉冲中的第一起搏脉冲，例如图9A的脉冲402。在短脉冲间间期(例如图9A的间期414)之后，第二电容器270被放电以递送该对经电荷平衡的脉冲中的第二脉冲，例如图9A的脉冲404。可在生理不应期期间递送电荷平衡第二脉冲，使得电荷平衡第二脉冲不会有助于夺获或起搏患者心脏，如图9所示。由第二电容器270递送的第二脉冲可替代地是在第一脉冲之后按照起搏间期递送的用于夺获或起搏心脏的单相或双相起搏脉冲，例如图8A或图8B中分别示出的第二脉冲304和354。

在图11的示例中可从HV治疗模块83省略如图6所示的可选的分流电阻250/252。然而，应该理解的是，如结合图6所描述的分流电阻可被包括在如图11所示的HV治疗模块83中，HV治疗模块83还包括用于递送第二电荷平衡脉冲的第二电容器270。

在图11的示例中，示出了可经由开关282和284的控制与开关电路系统204串联耦合的串联电阻280。串联电阻280可通过开关282和284接入，以在HV电容器210和/或第二电容器270的放电期间增加起搏负载阻抗。增加起搏负载阻抗增加了起搏电路的RC时间常数，这具有减慢HV电容器210或第二电容器270的放电速率的效果。可在第二脉冲的递送期间监测由HV电容器210或由第二电容器270递送的第二脉冲的电压幅度。替代地或附加地，可在一对经电荷平衡的脉冲中的第一和/或第二脉的递送冲期间监测起搏负载阻抗。如果电压幅度的衰减速率比预期或者起搏阻抗更快下降到低于阈值，则可以通过闭合开关282并断开开关284来接入串联电阻280，以避免放电电容器210或270在完成第一起搏脉冲和/或完成电荷平衡第二脉冲之前耗尽(或过早的断开开关电路系统204的被启用的开关)。可以构想，可在第一起搏脉冲之前或期间和/或在电荷平衡第二脉冲之前或期间通过控制开关282和284(通过处理器和HV治疗控制230)来接入串联电阻280。

图12是用于通过ICD 14的HV治疗模块83递送经电荷平衡的心脏起搏的方法的流程图600。如上所述，经电荷平衡的心脏起搏包括具有第一极性的第一脉冲和具有与第一极性相反的第二极性的第二脉冲。递送第一脉冲以夺获并起搏心脏。递送第二脉冲以平衡在第一脉冲期间递送的电荷，并且可以或可以不有助于起搏和夺获心脏。在框602处，HV治疗模块83的HV电容器210被充电到起搏脉冲电压幅度。在心脏起搏计时间期到期时，在框604处通过使HV电容器210放电达预定脉冲宽度或使HV电容器210根据编程的倾斜放电来递送第一脉冲。

在一些示例中，在框606处执行电容器充电，所执行的充电可以在递送第一脉冲之后。在框606处被充电的电容器可以是HV电容器210，该HV电容器210可被再充电到起搏脉冲电压幅度。HV电容器210可在起搏间期(例如图8A和图8B中所示的起搏间期310)期间被再充电，以准备递送第二脉冲作为用于在起搏间期到期之后夺获并起搏心脏的第二起搏脉冲。在其他示例中，HV电容器210可在脉冲间间期(例如，在图9A中所示的间期414)期间被再充电，以准备在心肌不应期期间递送第二脉冲，用于平衡在第一脉冲期间递送的电荷而不会助于夺获或起搏心脏。

在又其他示例中，在框606处被充电的电容器可以是被包括在HV治疗模块83中的第二电容器270，第二电容器270用于在递送用于起搏心脏的第一脉冲之后生成并递送电荷平衡第二脉冲。当第二电容器270用于递送电荷平衡第二脉冲时，在框606处的电容器充电可在框604处递送第一脉冲之前开始。例如，图11的HV电容器210和第二电容器270可在起搏间期(例如，图8A的起搏间期310、图8B的起搏间期360或图9A所示的起搏间期410)期间被顺序地充电。

在其他示例中，可能不需要在框606处对电容器充电以准备递送第二脉冲。在图9B和图10的示例中，使用HV电容器210上的剩余电荷分别递送电荷平衡第二脉冲434和504，以用于分别递送具有与第一脉冲402或502相反极性的第二脉冲434或504。

在框608处，通过控制开关电路系统204切换用于在框604处递送第一脉冲的起搏电极向量的极性来递送第二脉冲。可通过针对预定脉冲宽度或根据如上所述的编程倾斜使HV电容器210放电来递送第二脉冲。在其他示例中，通过使图11中所示的第二电容器270放电来递送第二脉冲。

处理器和HV治疗控制230可控制HV电荷存储和输出模块202闭合脉冲控制开关206，以在起搏间期(例如，图8A和图8B的起搏间期310或360)到期时递送电荷平衡第二脉冲。在其他示例中，脉冲控制开关206(或在第二电容器270被用于递送第二脉冲时的脉冲控制开关278)可在脉冲间间期414到期时被闭合，以在心肌不应期期间开始递送第二脉冲404或434(分别图9A或图9B)作为电荷平衡脉冲。在图10的示例中，当HV电容器210正在放电时，控制开关电路系统204切换起搏电极向量的极性以在框608处开始第二脉冲504。在框608处递送电荷平衡第二脉冲之后，该过程返回到框602并且可以将HV电容器210(以及在一些情况下第二电容器270)再充电到起搏脉冲电压幅度，以准备下一个安排的起搏脉冲。

因此，在前面的参考具体示例的描述中已经呈现了用于通过心血管外ICD系统的高电压治疗模块控制和递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲的方法和装置。在其他示例中，本文所描述的各种方法可以包括以与本文所显示和描述的说明性示例不同的顺序或组合执行的步骤。这里所呈现的HV治疗模块的各个部件可以以与这里所描述的特定组合不同的组合被组合。可理解到，可对参考示例做出各种修改而不背离本公开以及所附各权利要求的范围。

示例1：一种通过心血管外植入式心脏复律除颤器(ICD)执行的方法，该方法包括：通过ICD的感测模块接收来自患者心脏的心脏电信号；通过ICD的控制模块从心脏电信号检测对心脏起搏的需要；响应于检测到需要心脏起搏，控制ICD的高电压治疗模块以通过以下方式来递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲：控制高电压充电电路将第一电容器充电到起搏电压幅度，第一电容器可充电至大于起搏电压幅度的电击电压幅度；启用高电压治疗模块的开关电路系统以使第一电容器放电以经由选自植入式心血管外电极的起搏电极向量递送具有第一极性和与起搏电压幅度相对应的第一前沿电压幅度的第一脉冲以用于起搏患者心脏；以及控制高电压治疗模块在第一脉冲之后递送第二脉冲，第二脉冲具有与第一极性相反的第二极性，第二脉冲平衡在第一脉冲期间递送的电荷。

示例2：如示例1所述的方法，进一步包括：在第一脉冲之后的起搏间期期间，将第一电容器再充电到起搏电压幅度；控制开关电路系统反转起搏电极向量的极性以用于递送第二脉冲；以及在第一脉冲之后的起搏间期到期时递送第二脉冲，第二脉冲具有与第一极性相反的第二极性和与用于起搏患者的心脏的起搏电压幅度相对应的第二前沿电压幅度。

示例3.如示例2所述的方法，进一步包括：响应于第一前沿电压幅度衰减第一前沿电压幅度的预定百分比，终止第一脉冲；响应于第二前沿电压幅度衰减第二前沿电压幅度的预定百分比，终止第二脉冲。

示例4.如示例2或3中任一个的方法，进一步包括：通过控制开关电路系统在相应的第一脉冲和第二脉冲的每一个脉冲期间切换起搏电极向量的极性，将第一脉冲和第二脉冲中的每一个脉冲作为双相脉冲递送。

示例5.如示例1至4中任一个的方法，其中递送第二脉冲包括：在第一脉冲之后对第一电容器再充电；以及启用开关电路系统以使第一电容器在第一脉冲之后的患者心脏的生理不应期期间放电。

示例6.如示例5的方法，还包括将第一脉冲和第二脉冲中的每一个脉冲作为单相脉冲递送。

示例7.如示例1至6中任一个的方法，进一步包括：响应于第一前沿电压幅度衰减第一前沿电压幅度的第一预定百分比至后沿电压幅度，终止第一脉冲；通过开关电路系统切换心血管外电极的极性，以启动具有与后沿电压幅度相对应的第二前沿电压幅度的第二脉冲；以及响应于第二前沿电压幅度衰减第二前沿电压幅度的第二预定百分比而终止第二脉冲，第二预定百分比大于第一预定百分比。

示例8.如示例1至7中任一个的方法，进一步包括将第一脉冲和第二脉冲分别作为具有大于患者心脏的夺获阈值的脉冲能量的双相起搏脉冲的第一相和第二相递送。

示例9.如示例1至8中任一个的方法，进一步包括：根据预定第一脉冲宽度递送第一脉冲；确定用于控制第二脉冲的递送的第二脉冲宽度，以平衡在第一脉冲期间递送的电荷；以及递送具有第二脉冲宽度的第二脉冲。

示例10.如示例1至9中任一个的方法，还包括：通过充电电路系统对高电压治疗模块的第二电容器充电；以及通过使第二电容器放电来递送第二脉冲。

示例11.如示例10所述的方法，进一步包括：

将第二电容器充电至脉冲电压幅度；以及在第一脉冲之后的心肌不应期期间使第二电容器放电以递送第二脉冲。

示例12.如示例10或11中任一个的方法，其中将第一电容器充电到起搏电压幅度并对第二电容器充电包括：将第一电容器充电到大于起搏电压幅度的电压；将第一电容器耦合到第二电容器；通过使第一电容器放电到起搏电压幅度，从第一电容器对第二电容器充电。

示例13.如示例1至12中任一个的方法，进一步包括：响应于第二脉冲的电压幅度下降至低于电压阈值和/或起搏负载阻抗下降至低于阻抗阈值中的一者，控制控制开关将串联电阻串联耦合在开关电路系统和第一电容器之间。

示例14.如示例1至13中任一个的方法，进一步包括：确定是否满足经电荷平衡的起搏标准；响应于满足经电荷平衡的起搏标准，控制高电压治疗模块递送送经电荷平衡的心脏起搏脉冲；以及响应于不满足经电荷平衡的起搏标准，控制高电压治疗模块递送至少一个未经电荷平衡的心脏起搏脉冲。

示例15.如示例14的方法，其中确定是否满足经电荷平衡的起搏标准包括以下方式中的至少一个：将起搏脉冲幅度与阈值幅度进行比较，将起搏脉冲宽度与阈值宽度进行比较；将起搏频率与阈值频率进行比较，和/或将起搏负载阻抗与阈值阻抗进行比较。

示例16.如示例14或15中任一项所述的方法，其中确定是否满足经电荷平衡的起搏标准包括：确定由高电压治疗模块经由起搏电极向量递送的在前递送的未经电荷平衡的起搏脉冲的计数；将该计数与计数阈值进行比较；以及响应于计数等于或大于计数阈值，确定满足经电荷平衡的起搏标准。

示例17.如示例14至16中任一项的方法，进一步包括：响应于检测到需要起搏，确定要被递送的起搏治疗；将经确定的起搏治疗与经电荷平衡的起搏标准进行比较；响应于经确定的起搏治疗满足经电荷平衡的起搏标准，递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲。

示例18.如示例1至17中任一项所述的方法，进一步包括：从心脏电信号检测对心脏复律/除颤电击脉冲的需要；响应于检测到需要电击治疗，控制高电压治疗模块将第一电容器充电至电击电压幅度；以及经由心血管外电极将第一电容器充电至电击电压幅度，以递送心脏复律/除颤电击脉冲。

示例19.如示例1至18中任一个的方法，其中经由起搏电极向量递送至少一个经电荷平衡的起搏脉冲包括控制开关电路系统将第一除颤线圈电极、第二除颤线圈电极、或者ICD的导电壳体中的至少两个耦合到第一电容器，第一和第二除颤线圈电极由心血管外引线携载。

示例20.如示例1至20中任一个的方法，其中递送至少一个经电荷平衡的起搏脉冲包括：按照根据心动过缓起搏间期、抗心动过速起搏间期、电击后起搏间期、快速性心律失常诱导起搏间期或频率响应起搏间期中的一个设置的起搏间期来递送第一脉冲。

示例21.一种非瞬态计算机可读存储介质，包括一组指令，该组指令当被植入式心脏复律除颤器(ICD)的控制模块执行时，使得ICD通过ICD的感测模块从患者的心脏接收心脏电信号；从心脏电信号检测对ICD的心脏起搏的需要；响应于检测到需要心脏起搏，控制ICD的高电压治疗模块通过以下方式递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲：控制高电压充电电路将电容器充电到起搏电压幅度，该电容器可充电到大于起搏电压幅度的电击电压幅度；启用高电压治疗模块的开关电路系统以使第一电容器放电以经由选自植入式心血管外电极的起搏电极向量来递送具有第一极性和与起搏电压幅度相对应的前沿电压幅度的第一脉冲以用于起搏患者的心脏；以及控制高电压治疗模块在第一脉冲之后递送第二脉冲，第二脉冲具有与第一极性相反的第二极性，第二脉冲平衡在第一脉冲期间递送的电荷。

Claims (15)

1.一种医疗设备系统，包括：

感测模块，所述感测模块被配置成接收患者心脏的感知到的心脏电信号；

高电压治疗模块，所述高电压治疗模块包括：

第一电容器，所述第一电容器具有第一电容并且能够被充电到电击电压幅度；

高电压充电电路，所述高电压充电电路被配置成将所述第一电容器充电到所述电击电压幅度以用于递送心脏复律/除颤电击脉冲；

开关电路系统，所述开关电路系统被配置成将所述第一电容器耦合到起搏电极向量；

控制模块，所述控制模块被耦合到所述感测模块和所述高电压治疗模块并被配置成：

从所述感知到的心脏电信号检测对心脏起搏的需要；

响应于检测到需要心脏起搏，通过以下方式控制所述高电压治疗模块经由所述起搏电极向量递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲：

控制所述高电压充电电路将所述第一电容器充电到起搏电压幅度，所述起搏电压幅度小于所述电击电压幅度；

启用所述开关电路系统以使所述第一电容器放电以递送具有第一极性和与所述起搏电压幅度相对应的第一前沿电压幅度的第一脉冲以用于起搏患者心脏；以及

控制所述高电压治疗模块在所述第一脉冲之后递送第二脉冲，所述第二脉冲具有与所述第一极性相反的第二极性，所述第二脉冲平衡在所述第一脉冲期间递送的电荷。

2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成通过以下方式控制所述高电压治疗模块递送所述第二脉冲：

在所述第一脉冲之后的起搏间期期间，将所述第一电容器再充电到所述起搏电压幅度；

控制所述开关电路系统反转所述起搏电极向量的极性以用于递送所述第二脉冲；以及

在所述第一脉冲之后的所述起搏间期到期时递送所述第二脉冲，所述第二脉冲具有与所述第一极性相反的第二极性和与用于起搏患者心脏的所述起搏电压幅度相对应的第二前沿电压幅度。

3.如权利要求2所述的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成控制所述高电压治疗模块执行以下各项中的至少一项：

(a)响应于所述第一前沿电压幅度衰减所述第一前沿电压幅度的预定百分比，终止所述第一脉冲；以及

响应于所述第二前沿电压幅度衰减所述第二前沿电压幅度的预定百分比，终止所述第二脉冲；或

(b)通过控制所述开关电路系统在相应的第一脉冲和第二脉冲中的每一个脉冲期间切换所述起搏电极向量的极性，将所述第一脉冲和所述第二脉冲中的每一个脉冲作为双相脉冲递送。

4.如权利要求1至3中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成通过以下方式控制所述高电压治疗模块递送所述第二脉冲：

在所述第一脉冲之后对所述第一电容器再充电；以及

启用所述开关电路系统以使所述第一电容器在所述第一脉冲之后的患者心脏的生理不应期期间放电。

5.如权利要求1至3中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成通过以下方式控制所述高电压治疗模块递送所述第二脉冲：

响应于所述第一前沿电压幅度衰减所述第一前沿电压幅度的第一预定百分比至后沿电压幅度，终止所述第一脉冲；

通过所述开关电路系统切换电极的极性来启动所述第二脉冲，所述第二脉冲具有与所述第一脉冲相反的极性和与所述后沿电压幅度相对应的第二前沿电压幅度；以及

响应于所述第二前沿电压幅度衰减所述第二前沿电压幅度的第二预定百分比，终止所述第二脉冲，所述第二预定百分比大于所述第一预定百分比。

6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成控制所述高电压治疗模块将所述第一脉冲和所述第二脉冲分别作为具有大于患者心脏的夺获阈值的脉冲能量的双相起搏脉冲的第一相和第二相递送。

7.如权利要求1至3中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成控制所述高电压治疗模块：

根据预定第一脉冲宽度递送所述第一脉冲；

确定第二脉冲宽度，以用于控制所述第二脉冲的递送以平衡在所述第一脉冲期间递送的电荷；以及

递送具有所述第二脉冲宽度的所述第二脉冲。

8.如权利要求1至3中任一项所述的系统，其特征在于，所述高电压治疗模块包括耦合到所述开关电路系统的第二电容器，其中所述控制模块被配置成控制所述高电压治疗模块：

对所述第二电容器充电；以及

通过使所述第二电容器放电来递送所述第二脉冲。

9.如权利要求8所述的系统，其特征在于，所述控制模块控制所述高电压治疗模块将所述第二电容器充电到脉冲电压幅度并且使所述第二电容器放电以在所述第一脉冲之后的心肌不应期期间递送所述第二脉冲。

10.如权利要求8所述的系统，其特征在于，所述控制模块控制所述高电压治疗模块将所述第一电容器充电到所述起搏电压幅度并且通过以下方式对所述第二电容器充电：

将所述第一电容器充电到大于所述起搏电压幅度的电压；

将所述第一电容器耦合到所述第二电容器；以及

通过使所述第一电容器放电到所述起搏电压幅度来从所述第一电容器对所述第二电容器充电。

11.如权利要求1至3中任一项所述的系统，其特征在于，

所述高电压治疗模块进一步包括串联电阻和在所述开关电路系统和所述第一电容器之间的控制开关；

所述控制模块被配置成：

监测所述第二脉冲的电压幅度和/或起搏负载阻抗中的一个；以及

响应于所述第二脉冲的电压幅度下降至低于电压阈值和/或所述起搏负载阻抗下降至低于阻抗阈值中的一者，控制所述控制开关将所述串联电阻串联耦合在所述开关电路系统与所述第一电容器之间。

12.如权利要求1至3中的任一项的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成：

确定是否满足经电荷平衡的起搏标准；

响应于满足所述经电荷平衡的起搏标准，控制所述高电压治疗模块递送经电荷平衡的心脏起搏脉冲；以及

响应于未满足所述经电荷平衡的起搏标准，控制所述高电压治疗模块递送至少一个未经电荷平衡的心脏起搏脉冲。

13.如权利要求12所述的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成通过以下方式中的至少一个确定是否满足所述经电荷平衡的起搏标准：

(a)将所述起搏脉冲幅度与阈值幅度进行比较，

将起搏脉冲宽度与阈值宽度进行比较，

将起搏频率与阈值频率进行比较，和/或

将起搏负载阻抗与阈值阻抗进行比较；或

(b)确定由所述高电压治疗模块递送的在前递送的未经电荷平衡的起搏脉冲的计数；

将所述计数与计数阈值进行比较；以及

响应于所述计数等于或大于所述计数阈值，确定是否满足所述经电荷平衡的起搏标准。

14.如权利要求1至3中的任一项的系统，其特征在于，所述控制模块被配置成：

响应于检测到需要起搏，确定要被递送的起搏治疗；

将所确定的起搏治疗与所述经电荷平衡的起搏标准进行比较；以及

响应于所确定的起搏治疗满足所述经电荷平衡的起搏标准，递送至少一个经电荷平衡的心脏起搏脉冲。

15.如权利要求1至3中的任一项的系统，其特征在于，所述控制模块被进一步配置成：

从所述心脏电信号检测对心脏复律/除颤电击脉冲的需要；

响应于检测到需要所述电击治疗，控制所述高电压治疗模块将所述第一电容器充电到所述电击电压幅度；以及

使被充电到所述电击电压幅度的所述第一电容器经由电极放电以递送所述心脏复律/除颤电击脉冲。