CN112041021A - 用于在电刺激的递送期间进行电荷平衡的装置 - Google Patents

Abstract

医疗设备被配置成递送包括相反极性脉冲的一系列电刺激脉冲。该医疗设备通过修改电刺激脉冲中的每第n个脉冲来递送电荷平衡脉冲，以减少随着该一系列电刺激脉冲递送的净电荷。在一些示例中，医疗设备可以是植入式医疗设备，该植入式医疗设备被耦合至心血管外引线以用于递送心脏起搏脉冲。

Description

用于在电刺激的递送期间进行电荷平衡的装置

技术领域

本公开涉及一种用于对递送给患者的电刺激脉冲(诸如，心脏起搏脉冲)进行电荷平衡的医疗设备和方法。

背景技术

存在用于递送电刺激治疗、监测患者的生理状况或其组合的各种医疗设备。这些医疗设备中的一些包括植入式医疗设备(IMD)，该IMD使用植入的电极递送电刺激脉冲。在一些示例中，IMD可采用携载刺激电极、感测电极、和/或其它传感器的一个或多个细长电引线。IMD可向各种器官、神经、肌肉或组织(诸如，心脏、脑部、胃、脊髓、盆骨底等等)递送治疗或监测它们的状况。植入式医疗电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，可以沿着在皮下、在肌肉下、在胸内、在腹部内、在颅内、或经静脉延伸的引线的远侧部分携载电极或传感器。引线的近侧部分可以被耦合到IMD的壳体，从而提供到被包含在壳体内的电路系统(诸如，信号发生电路系统和/或感测电路系统)的电连接。

诸如心脏起搏器或植入式心脏复律除颤器(ICD)之类的一些IMD经由由一个或多个植入式引线所携载的电极和/或起搏器或ICD的壳体来将治疗性电刺激提供到患者的心脏。该引线可以是经静脉的，例如，通过一个或多个静脉被推进到心脏中，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(例如，在心外膜、心包膜或皮下植入)的非经静脉的引线。该电极用于向心脏递送电脉冲以解决异常心律。

能够递送电脉冲以用于医治异常心律的IMD通常感测表示心脏的固有去极化的信号，并分析感知到的信号以标识异常节律。在检测到异常节律时，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，起搏器或ICD可在检测到心动过缓或心动过速时向心脏递送起搏脉冲。ICD可在检测到快速的室性心动过速或纤颤时向心脏递送高电压心脏复律或除颤电击。

发明内容

本公开的技术总体上涉及一种用于对经由一个或多个电极递送到患者的身体组织的电刺激脉冲(诸如，心脏起搏脉冲或神经刺激脉冲)进行电荷平衡的医疗设备和方法。当由电极递送的电刺激脉冲递送随时间累积的净电荷时，可发生电极腐蚀。可以通过对电刺激脉冲进行电荷平衡来最小化此影响，从而减少或消除由于所递送的脉冲而累积的净电荷。根据本文公开的技术操作的医疗设备控制每个电刺激脉冲的极性、振幅和脉冲宽度，以便在一系列电刺激脉冲内提供电荷平衡。

在一个示例中，本公开提供具有治疗递送电路和控制电路的医疗设备。治疗递送电路被配置成：生成电刺激脉冲并经由耦合至治疗递送电路的电极递送该电刺激脉冲。控制电路被耦合到治疗递送电路，并且被配置成：控制治疗递送电路递送包括相反极性电刺激脉冲的电刺激脉冲，并通过修改电刺激脉冲中的每第n个脉冲来递送电荷平衡脉冲。电荷平衡脉冲被递送以减少随着电刺激脉冲递送的净电荷。

在另一示例中，本公开提供了由医疗设备执行的方法。该方法包括：递送包括相反极性电刺激脉冲的电刺激脉冲，以及通过修改电刺激脉冲中的每第n个脉冲来递送电荷平衡脉冲。电荷平衡脉冲被递送以减少随着电刺激脉冲递送的净电荷。

在又另一示例中，本公开提供一种存储一组指令的非瞬态计算机可读介质，该组指令在由医疗设备的控制电路执行时使医疗设备：递送包括相反极性电刺激脉冲的电刺激脉冲，并且通过修改电刺激脉冲中的每第n个脉冲来递送电荷平衡脉冲。电荷平衡脉冲被递送以减少随着电刺激脉冲递送的净电荷。

在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。本公开中描述的技术的其他特征、目的以及优点将从描述、附图以及权利要求书中显而易见。

附图说明

图1A和图1B是根据一个示例的心血管外ICD系统的概念图。

图2A和图2B分别是根据另一示例的植入有ICD系统的患者的前视图和侧视图。

图3是根据一个示例的ICD的示意图。

图4是耦合至处理器和HV治疗控制电路的高电压治疗电路的示意图。

图5是根据一个示例的低电压治疗电路的概念图。

图6是包括电荷平衡脉冲的一系列交替极性起搏脉冲的概念图。

图7是根据用于电荷平衡的另一示例技术递送的心脏起搏脉冲的图。

图8是用于递送电荷平衡心脏起搏脉冲的另一技术的图。

图9是根据一个示例的用于递送电荷平衡心脏起搏脉冲的方法的流程图。

图10是可被存储在ICD的存储器中的查找表的一个示例的概念图。

图11是根据一个示例的用于由ICD建立电荷平衡起搏脉冲的修改的方法的流程图。

具体实施方式

总体上来讲，本公开描述了用于对递送至患者电刺激脉冲进行电荷平衡的技术。例如，该技术在心脏起搏脉冲的递送中可能尤为有用，但是可在神经刺激脉冲或经由医疗电极向患者的身体组织递送的任何其他电刺激脉冲的递送中应用。所递送的电刺激脉冲可出于治疗性目的而被递送，诸如心脏起搏脉冲，但是在一些示例中可出于诊断或测试目的而被递送。所公开的电荷平衡技术可在被配置成递送电刺激脉冲(尤其是随时间被重复递送从而导致在刺激电极(多个)处出现累积的电荷的电刺激脉冲)的任何医疗设备中被实现。在一些示例中，电荷平衡技术在递送重复相反极性电刺激脉冲期间被使用，该重复相反极性电刺激脉冲在由正极性脉冲递送的电荷相比于由负极性脉冲递送的电荷之间具有固有的不平衡。

被电荷平衡的电刺激脉冲旨在随着时间递送净零或几乎净零电荷。电荷不平衡的电刺激脉冲，即非净零电荷随时间在组织-电极界面处累积的电刺激脉冲，可导致电极腐蚀，并导致极化伪迹，该极化伪迹可干扰心脏电信号的感测。当在相对高能量脉冲(例如，高电流或电压振幅和/或长脉冲持续时间)和相对低能量脉冲(例如，低电流或电压振幅和/或短脉冲持续时间)的递送期间电刺激脉冲是不平衡的时，可发生电荷积累。

当心脏夺获阈值是高的时，递送相对高脉冲能量脉冲以用于心脏起搏。夺获阈值是夺获心脏并导致非固有去极化或诱发的响应的最低脉冲能量。可促成高心脏夺获阈值的因素包括起搏引线阻抗和电极位置。例如，与当通过由经静脉引线携载的心内膜电极(其与心肌组织紧密接触)起搏心脏时相比较，当使用由非经静脉心血管外引线携载的电极起搏心脏时，心脏夺获阈值显著更高。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外(在胸廓和胸骨的外部)或在胸内(在胸廓或胸骨的下方)，但是可能不与心肌组织紧密接触。因此，本文公开的电荷平衡技术可在一些示例中用于递送心血管外起搏脉冲或使用不与心脏直接接触的电极递送的任何起搏脉冲。

即便是相对低能量的电刺激脉冲(例如，使用与心脏直接接触的心内膜或心外膜电极递送的心脏起搏脉冲)，如果这些脉冲不平衡，那么它们也可随时间导致电极腐蚀。对起搏脉冲进行电荷平衡可将这些影响最小化。在心内膜或心外膜起搏应用中，可通过在起搏脉冲之后的心肌生理不应期期间递送具有与起搏脉冲相反极性的非治疗性再充电脉冲，来减轻不平衡电荷递送的影响。该相反极性的再充电脉冲可能不与起搏脉冲精确地电荷等效，但是可充分地避免电极腐蚀，因为在心内膜或心外膜起搏中，由于在每个脉冲期间递送的电荷相对小而导致随时间的电荷累积是小的。在心血管外心脏起搏系统中，被递送以用于夺获心脏的起搏脉冲能量可以在如下的量级上：每个起搏脉冲是心内膜起搏期间的两倍，甚至是10到100倍。例如，心内膜起搏脉冲的振幅可高达8伏，而脉冲宽度可高达1.5ms，并且更通常的情况下振幅小于5伏(例如，1V)而脉冲宽度小于0.5ms。而另一方面，心血管外起搏脉冲的振幅可以是10到40伏，并且脉冲宽度高达8ms。因此，在没有电荷平衡的情况下，与心内膜起搏期间相比，心血管外起搏期间在起搏电极上发生的腐蚀性过程可能被放大100倍甚至更大。因为可在心内膜起搏应用期间应用的非治疗性再充电脉冲通常不与治疗性起搏脉冲精确地电荷等效，因此使用再充电脉冲的技术可能无法在所有应用中提供充分的电荷平衡，尤其是在递送高脉冲能量的电刺激脉冲期间，因为随着时间会出现较大的电荷累积和腐蚀效果。

在高电压心血管外起搏应用中提供电荷平衡的一个方式是递送具有交替极性的治疗性脉冲，以便于在每一对起搏周期内提供电荷平衡。在2017年2月6日提交的美国专利申请第15/425,169号(Grinberg等人)中大体公开了由高电压起搏电路递送的电荷平衡起搏脉冲的示例。然而，在一些示例中，可能存在相反极性脉冲的固有不平衡，由此使得交替治疗性脉冲可能仍导致随时间的净电荷积累，且导致相关联的电极腐蚀风险，尤其是在诸如心血管外起搏之类的高电压起搏应用中。出于这些原因，与在使用低得多的起搏脉冲电压(或电流)振幅的心内膜起搏应用期间相比，在相对高电压(或高电流振幅)起搏应用期间进行的用于维持起搏系统的完整性的电荷平衡呈现了更大的挑战。本文公开了电荷平衡技术，这些技术用于由IMD提供心脏起搏，同时防止或最小化随时间的电极腐蚀。这些技术可包括递送具有相反极性的一系列心脏起搏脉冲，在一些示例中是交替的正极性和负极性脉冲，该系列心脏起搏脉冲中每第n个起搏脉冲被修改以用于平衡该系列心脏起搏脉冲中的在前一个或多个脉冲期间递送的净电荷。

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的横截面视图。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。如本文所使用的，“心血管外引线”指的是被植入在患者的心脏和心血管系统的血管的外部的引线。例如，心血管外引线可以在皮下、在肌肉下或在胸内延伸。在能够提供心脏复律/除颤电击和起搏脉冲的ICD系统10的背景下描述图1A和图1B。然而，构想了本文公开的用于提供心脏起搏脉冲的电荷平衡的技术可在不被配置成用于递送电击治疗的系统中实现。所公开的电荷平衡心脏起搏技术可在被配置成递送心脏起搏脉冲的任何医疗设备中实现，并且在递送电刺激脉冲的任何医疗设备中也可能是有益的，尤其是当在通过正脉冲和负脉冲递送的电荷中具有固有不平衡的交替极性脉冲(或更通常的，包括相反极性脉冲的一系列脉冲)被递送时。

ICD 14包括壳体15，壳体15形成保护ICD的内部部件的气密密封。内部部件包括脉冲发生电路系统，脉冲发生电路系统可包括：高电压治疗电路，用于生成高电压CV/DF电击和高电压起搏脉冲；以及低电压治疗电路，用于生成使用由引线16携载的心血管外电极递送的相对较低电压的起搏脉冲。ICD 14的壳体15可由导电材料(诸如钛或钛合金)形成。壳体15可以充当壳体电极(有时被称为罐电极)。在本文中描述的示例中，壳体15可以用作有效(active)罐电极，以用于在递送使用高电压治疗电路所递送的CV/DF电击或其他高电压脉冲(包括心脏起搏脉冲)中使用。在其他示例中，壳体15可用于在使用低电压治疗电路连同基于引线的阴极电极递送的单极、心脏起搏脉冲中使用。在其他情况下，ICD 14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。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，氮化钛，以用于减少刺激后极化伪影。

ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，连接器组件17包括穿过壳体15的电馈通件，以提供在引线16的引线体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。如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、电心脏信号感测电路系统、治疗递送电路系统、电源、和用于感测心脏电信号、检测心律以及控制并递送电刺激脉冲以医治异常心律的其他部件。

引线16包括具有近侧端27和远侧部分25的细长引线体18，近侧端27包括被配置成连接至ICD连接器组件17的引线连接器(未显示)，并且远侧部分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24和26以及起搏/感测电极28和30。在一些情况下，除颤电极24和26可以一起形成除颤电极，因为它们可以被配置成同时被激活。替代地，除颤电极24和26可以形成分开的除颤电极，在这种情况下，电极24和26中的每个电极可以被独立地激活。

电极24和26(以及在一些示例中，壳体15)在本文中被称为除颤电极，因为它们单独或共同地用于递送高电压刺激治疗(例如，心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长线圈电极，并且其表面积与起搏和感测电极28和30(可被用于递送心脏起搏脉冲，其脉冲能量低于CV/DF电击脉冲)的表面积相比一般相对大，以用于递送高电压电击治疗脉冲。然而，除了高电压CV/DF电击治疗之外或代替CV/DF电击治疗，电极24和26以及壳体15还可以用于提供起搏功能、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24和26限制成仅用于CV/DF电击治疗应用。电极24和26可用于起搏电极向量中，用于递送心血管外起搏脉冲，诸如但不限于心动过缓起搏脉冲、抗心动过速起搏(ATP)脉冲、用于快速性心律失常诱导的夹带(entrainment)脉冲、心脏再同步治疗(CRT)脉冲、和/或电击后起搏脉冲。电极24和26也可以在用于感测心脏电信号以及检测异常心律(诸如室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF))的感测向量中使用。

电极28和30是具有相对较小的表面积的电极，以用于递送相对低电压的起搏脉冲并用于感测心脏电信号。电极28和30在本文中被称为起搏/感测电极，因为它们通常相比于除颤电极24和26被配置用于相对更低电压的应用中。电极28和30可以用作阴极或阳极，以用于递送起搏脉冲(包括以上给出的示例中的任一个)，和/或感测心脏电信号。在一些实例中，电极28和30可以提供仅起搏功能、仅感测功能、或起搏功能和感测功能两者。尽管电极28和30通常被称作被用于递送与由除颤电极24和26所递送的高电压CV/DF电击脉冲相比相对较低电压的起搏脉冲，但是应当理解，使用心血管外电极24、26、28、30和壳体15的任何组合所递送的心脏起搏脉冲的电压振幅和/或脉冲宽度通常比使用心内膜或心外膜电极递送的心脏起搏脉冲的电压振幅和/或脉冲宽度更高。因此，由ICD系统10递送的心血管外起搏脉冲被认为是相对高的电压起搏脉冲(与由经静脉ICD系统递送的起搏脉冲相比)，并且可以使用本文公开的电荷平衡技术来控制。

在图1A示出的示例中，电极28位于除颤电极24的近侧，并且电极30位于除颤电极24与26之间。在其他示例中，电极28和30可以被定位在沿着引线16的其他位置处，它们可以包括一个或多个起搏/感测电极。电极28以及30被示出为环形电极，然而，电极28以及30可包括多种不同类型电极中的任一种，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极等。

引线16在皮下或肌肉下在胸廓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。在剑突20附近的位置处，引线16在前纵隔36内在胸骨下位置中弯曲或转向并向上(superiorly)延伸。前纵隔36(在图1B中可见)可被视为由胸膜39侧向界定、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1A和图1B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之外的或代替胸骨22的胸廓32下方/以下。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入在其他心血管外、胸内位置中，包括胸膜腔或围绕心脏8的心包膜38的周边并且与心脏8的心包膜38相邻。在美国专利申请公开第2015/0306375号(Marshall等人)和美国专利第9,855,414号(Marshall等人)中大体上公开了可以与本文所述的心脏起搏技术结合使用的其他植入位置以及引线和电极布置。例如，如图2A和图2B所示，引线16可以在胸廓和/或胸骨22上方(而不是在胸骨下)向上并且在皮下或肌肉下延伸。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、由引线远侧部分25携载的电极的布置和位置、和/或其他因素。

引线体18可以是没有预先形成的曲线或弯曲的柔性引线体。在其他示例中，包括一个或多个除颤电极和/或一个或多个起搏和感测电极的心血管外引线可以由具有引线体18的一个或多个预先形成的曲线或弯曲或蜿蜒、波状或锯齿形远侧部分的引线体携载。在美国专利申请公开第2016/0158567号(Marshall等人)中大体上公开了可以用本文描述的技术实现的其他心血管外引线的示例。然而，本文中所公开的技术并不限于任何特定的电极布置或引线体设计。

导电体(未示出)从引线近侧端27延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个腔到达沿着引线体18的远侧部分25定位的电极24、26、28和30。导体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24、26、28和30电耦合至ICD 14的电路系统(诸如治疗递送电路和/或感测电路)。导电体将治疗从ICD 14内的治疗递送电路传输至除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者，并且将由患者的心脏8产生的心脏电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者传输至ICD14内的感测电路。

ICD 14可以经由包括电极28和30的组合的感测向量的组合来获得与心脏8的电活动对应的心脏电信号。在一些示例中，ICD 14的壳体15与感测电极向量中的电极28和/或30中的一个或多个电极组合使用。ICD 14甚至可以使用包括一个或两个除颤电极24和/或26的感测向量(例如，在电极24与26之间，或在电极24或26中的一个与电极28、30中的一个和/或壳体15结合之间)，来获得心脏电信号。

ICD 14对从感测向量中的一个或多个感测向量接收的心脏电信号进行分析，以监测异常心律，诸如，心动过缓、VT和VF。ICD 14可以对心率和/或心脏电信号的形态进行分析，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。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。ICD 14可以响应于VT检测而递送ATP，并且在一些情况下，可以在CV/DF电击之前或者在高电压电容器充电期间递送ATP，以试图避免对递送CV/DF电击的需要。可以使用选自电极24、26、28、30和/或壳体15中的任何电极的心血管外起搏电极向量来递送ATP。

在ATP没有被递送或未成功终止VT的情况下或者在检测到VF时，ICD 14可以经由除颤电极24和26中的一者或两者和/或壳体15递送一个或多个CV/DF电击。ICD 14可以单独地使用电极24和26、或将电极24和26一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送CV/DF电击。

心动过缓起搏脉冲可以是响应于心率过慢或心搏停止而被递送的。ICD 14可以生成心脏起搏脉冲并使用包括电极24、26、28、30以及ICD 14的壳体15中的一个或多个的起搏电极向量来递送该心脏起搏脉冲，诸如，电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。可以由ICD14中所包括的控制器通过根据较低的起搏频率或备用起搏间期来设置起搏逸搏间期定时器或计数器来控制起搏脉冲的计时。可使用本文公开的电荷平衡技术来控制心动过缓起搏、电击后起搏、CRT、心房跟踪心室起搏脉冲、或由ICD 14递送的任何其他类型的起搏治疗。

外部设备40被示出为通过通信链路42与ICD 14遥测通信。外部设备40可以包括处理器、显示器、用户界面、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。可以使用射频(RF)链路(诸如，

Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或选定的通信频带)在ICD 14与外部设备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中编程操作参数和算法以用于控制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电荷平衡技术生成和递送心脏起搏脉冲的控制参数编程到ICD 14中。

由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。外部设备40可以替代地被实现为家用监测器或手持式设备。

图2A和图2B分别是植入有ICD系统10的患者的正视图和侧视图，其中心血管外引线16被植入在与图1A-1B不同的位置中。在一些示例中，可以使用留在胸腔外部的电极来递送心血管外电刺激治疗。在图2A的示例中，引线16的远侧部分25在胸廓32上方延伸，从胸骨22侧向偏移并且基本平行于胸骨22。在其他示例中，引线16可以在胸骨22上方延伸，或者可以在胸骨22和胸廓32的一部分上方对角地延伸。

图1A-2B在本质上是示例性的，并且不应当被认为限制本文所公开的技术的实践。例如，ICD 14被示出为沿着胸廓32皮下地植入在患者12的左侧。在其他实例中，ICD 14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。ICD 14可被植入患者12体内其他皮下或肌肉下的位置处，诸如，在胸部区域中的皮下袋中。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弯曲或转向并且向下延伸到期望位置。在又另一示例中，ICD 14可以放置于腹部。引线16也可以被植入在其他心血管外位置中，并且包括其他电极和引线体构造。

图3是根据一个示例的ICD 14的示意图。被封围在壳体15(在图3中示意性地示为罐电极)内的电子电路系统包括软件、固件和硬件，该软件、固件和硬件协同地监测一个或多个心脏电信号、确定何时需要起搏治疗、并根据需要提供规定的起搏治疗。所述软件、固件和硬件还被配置成确定何时需要CV/DF电击并且递送所规定的CV/DF电击治疗。ICD 14被耦合至诸如携载心血管外电极24、26、28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包括控制电路80、存储器82、治疗递送电路84、心脏电信号感测电路86和遥测电路88。ICD 14可以包括阻抗测量电路90，以用于跨起搏电极向量来递送驱动信号，并且测量所产生的电压以确定起搏电极向量的电阻抗。

电源98根据需要向ICD 14的电路系统(包括电路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与其他电路80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将根据图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电路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电路84中的其他能量存储设备以用于产生电刺激脉冲。

图3所示的功能块表示被包括在ICD 14中的示例功能。ICD 14可包括比图3所示的更多或更少的部件。ICD 14可以包括实现能够产生在本文中归因于ICD 14的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成的电子电路部件，其可以包括以下各项中的一项或多项：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。鉴于本文的公开，在任何现代IMD系统的背景下提供用于实现所描述的功能的软件、硬件和/或固件在本领域技术人员的能力范围内。

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可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当该指令由一个或多个处理电路执行时，使得控制电路80或其他ICD电路执行归因于ICD 14或那些ICD电路的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。

归因于ICD 14的功能可以由单独的硬件、固件或软件部件执行，或集成在通用硬件、固件或软件部件内。例如，心脏起搏操作可以在控制电路80的控制下由治疗递送电路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。

控制电路80与治疗递送电路84和感测电路86通信以用于感测心脏电活动、检测心脏节律、并且响应于感知到的心脏信号控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送电路84和电感测电路86各自都被电耦合至图1A-2B中所示的由引线16所携载的电极24、26、28和30以及壳体15中的任何一个或全部，壳体15可以用作公共电极或接地电极或用作用于递送CV/DF电击脉冲的有效罐电极。

心脏电信号感测电路86可以被选择性地耦合到电极24、26、28和30以及壳体15，以便监测患者心脏的电活动。感测电路86可以包括开关电路系统，该开关电路系统用于选择电极24、26、28和30以及壳体15中的哪些被耦合到感测电路86中所包括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。电感测电路86内的心脏事件检测电路系统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)或其他模拟或数字部件。

在一些示例中，电感测电路86包括用于从选自电极24、26、28和30以及壳体15的多个感测向量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相应感测通道的选定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选定的感测电极向量(多个)所产生的心脏电信号中感测心脏事件。例如，感测电路86中的每个感测通道可以包括：用于从相应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、和整流器，该整流器用于产生数字化的、经整流和放大的心脏电信号，该数字化的、经整流和放大的心脏电信号被传递到被包括在感测电路86中的心脏事件检测器和/或被传递到控制电路80以供执行信号分析。

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振幅(诸如R波感测阈值振幅)进行比较的其他电路系统。感测电路86可以响应于感测阈值越过(crossing)而产生感知心脏事件信号。例如R波之类的感知心脏事件(或感知心脏事件的缺乏)被用于检测心律并且通过控制电路80来确定对治疗的需要。在一些示例中，心脏电信号(诸如，感知到的R波)被用于检测由ICD 14递送的起搏脉冲的夺获。

治疗递送电路84可以包括低电压(LV)治疗电路85，以用于使用选自电极24、26、28和30以及壳体15的心血管外起搏电极向量来递送低电压起搏脉冲。LV治疗电路85可以被配置成递送低电压起搏脉冲，例如，8V或更小的脉冲振幅、或者10V或更小的脉冲振幅。LV治疗电路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的起搏脉冲振幅的电压。LV充电电路可以将电容器充电至电源98中所包括的电池的电压的倍数，而不需要变压器。在适当的时间处，LV治疗电路85例如经由尖端或输出电容器将保持电容器(多个)耦合至起搏电极向量，以向心脏8递送起搏脉冲。下面结合图5描述LV治疗电路的一个示例。

高电压(HV)治疗电路83包括一个或多个高电压电容器。当检测到可电击节律时，由HV充电电路根据编程的电击能量将HV电容器(多个)充电至电击电压振幅。HV充电电路83可以包括变压器，并且可以是由控制电路80控制的处理器控制的充电电路。当检测到来自治疗递送电路84的反馈信号时，控制电路80施加信号以触发HV电容器(多个)的放电，该反馈信号表明HV电容器已经达到递送编程的电击能量所需的电击电压振幅。以这种方式，控制电路80控制HV治疗电路83的操作，以使用除颤电极24、26和/或壳体15来递送CV/DF电击。

在一些应用中，HV治疗电路83可以用于递送心脏起搏脉冲。在这种情况下，HV电容器(多个)被充电到如下的电压：比用于递送电击治疗的电压低得多，但可高于由LV治疗电路85所产生的最大可用脉冲电压振幅。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。在一些示例中，通过施加根据需要将被包括在HV治疗电路83中的开关维持在闭合状态中以用于将HV电容器(多个)耦合至起搏电极向量所需的至少最小电流，来使得HV治疗电路83能够递送心脏起搏脉冲。下面结合图4描述HV治疗电路83中所包括的电路系统。

与由LV治疗电路85递送的起搏脉冲相比，由HV治疗电路83递送的脉冲可具有更高的电压振幅和/或相对更长的脉冲宽度，以递送更高能量的起搏脉冲以夺获心脏。可以使用低阻抗起搏电极向量(例如，在电极24和26之间)递送更多电流。由于HV电容器(多个)具有较高的电容(并因此具有较高的RC时间常数)，因此可以获得较长的脉冲宽度。LV治疗电路85可以能够产生高达10V并包括10V的最大脉冲电压振幅。由LV治疗电路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治疗电路85可以被配置成产生包括在时间上融合的两个或更多个个体脉冲的复合起搏脉冲，以递送夺获心脏的累积的复合起搏脉冲能量。在美国专利申请公开第2017/0157413号(Anderson等人)和美国专利申请公开第2017/0157399号(Anderson等人)中大体公开了用于递送复合起搏脉冲的技术。复合起搏脉冲宽度例如可以为4ms或更高。

由于HV治疗电路83中所包括的高电压电容器的更高电容，因此HV治疗电路83可以能够产生10V或更高的脉冲电压振幅，并且可以产生具有相对较长起搏脉冲宽度(例如，10ms或更长)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振幅的示例可以是40V。当患者可忍受相对较高的起搏脉冲电压振幅(例如，大于10V)时，在心血管外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，可以根据需要使用较长的起搏脉冲宽度，例如10V，20ms的起搏脉冲，以夺获患者的心脏而不会引起疼痛或不适。

为了进行比较，HV治疗电路83的HV电容器(多个)可以被充电至大于100V的有效电压以用于递送CD/DF电击。例如，可以在HV治疗电路83中串联提供具有148至155微法拉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100至800V以供串联组合，以便递送具有脉冲能量为5焦耳或更大并且更通常为20焦耳或更大的电击。

相比之下，取决于起搏电极阻抗，由HV治疗电路83递送的起搏脉冲可具有小于1焦耳的脉冲能量，并且甚至在毫焦耳范围或十分之一毫焦耳范围中的脉冲能量。例如，由HV治疗电路83生成的、具有10V振幅和20ms脉冲宽度的、使用除颤电极24和26之间的具有在20至200欧姆的范围中的阻抗的起搏电极向量递送的起搏脉冲可以具有5至7毫焦耳的递送能量。当使用相对较短的脉冲宽度(例如低至2ms)时，由HV治疗电路83使用除颤电极24和26递送的起搏脉冲可以低至1毫焦耳。由HV治疗电路83递送的起搏脉冲被预期具有小于100V并且典型地不超过40V的起搏电压振幅，并且递送至少1毫焦耳但小于1焦耳的能量。给定起搏电压振幅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。

如果在起搏电极向量中包括起搏/感测电极28或30，从而导致相对较高的阻抗(例如，在400到1000欧姆范围中)，则递送的起搏脉冲能量可能在2到5毫焦耳的范围中。相比于由LV治疗电路85经由起搏电极向量(包括起搏/感测电极28或30(相对较高的阻抗))递送的电流，HV治疗电路83可经由较低阻抗起搏电极向量(例如，在除颤电极24与26之间)递送更多的电流，即使起搏电压振幅是相同的。

对于在先前示例中给出的起搏负载范围，由LV治疗电路85递送的具有8V振幅和8ms脉冲宽度的复合起搏脉冲可以在0.5-1.3毫焦耳的范围内。对于400到1000欧姆的起搏负载，由LV治疗电路83递送的振幅为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至0.3毫焦耳的范围内。相比之下，针对振幅为2V、脉冲宽度为0.5ms并且跨400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，使用心内膜电极或心外膜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。因此，即使LV治疗电路83在本文中被称为“低电压”治疗电路，相对于利用心内膜或心外膜电极的极低电压起搏应用，由LV治疗电路83递送的心脏起搏仍然可以被认为是高电压起搏应用，因为LV治疗电路85被配置成经由心血管外电极递送起搏脉冲。如将在下面描述的，控制电路80可以控制治疗电路84使用本文公开的电荷平衡技术来递送心脏起搏脉冲。心脏起搏脉冲可以由HV治疗电路83或LV治疗电路85生成。

在一些实例中，控制电路80可以控制阻抗测量电路90来确定起搏电极向量的阻抗。阻抗测量电路90可以被电耦合至可用电极24、26、28、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。控制电路80可以通过向阻抗测量电路90传递用于发起对起搏电极向量进行阻抗测量的信号，来控制阻抗测量电路90执行阻抗测量。阻抗测量电路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的电压。电压信号可以直接用作阻抗测量，或者可以根据施加的电流和测得的电压确定阻抗。阻抗测量可以被传递至控制电路80。

控制电路80可以使用来自阻抗测量电路90的阻抗测量，以使用本文公开的电荷平衡技术来控制起搏脉冲的递送。例如，起搏向量阻抗可用于选择在一系列交替极性起搏脉冲中注入修改的起搏脉冲以提供电荷平衡的频率。如下所述，起搏电极向量阻抗可用作用于选择修改一系列交替极性起搏脉冲中的第n个起搏脉冲的算法的输入，或用于基于多个阻抗范围根据存储在存储器82中的查找表确定修改第n个起搏脉冲。

由控制电路80使用以用于检测心律并递送电刺激治疗和快速性心律失常诱发脉冲的控制参数(该控制参数包括电荷平衡起搏脉冲修改)可以经由遥测电路88而被编程到存储器82中。遥测电路88包括收发器和天线，用于使用如上所述的RF通信与外部设备40(图1A所示)进行通信。在控制电路80的控制下，遥测电路88可以从外部设备40接收下行链路遥测并向外部设备40发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测电路88可以用于向植入在患者12体内的另一医疗设备传输通信信号以及从该另一医疗设备接收通信信号。

图4是被耦合到处理器和HV治疗控制电路230的HV治疗电路83的示意图200。HV治疗电路83包括HV充电电路240以及HV电荷存储和输出电路202。处理器和HV治疗控制电路230可以被包括在控制电路80中以用于控制HV充电电路240和HV电荷存储和输出电路202。

HV电荷存储和输出电路202包括经由脉冲控制开关206耦合到开关电路系统204的HV电容器210，脉冲控制开关206用于将HV电容器210电耦合到电极24和26和/或壳体15，以将期望的HV电刺激脉冲递送到患者的心脏8。虽然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8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微法拉、155微法拉或其他选定电容的有效电容。相比之下，被包括在LV治疗电路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微法拉、高达10微法拉、高达20微法拉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治疗电路85具有比HV治疗电路83更低的击穿电压，从而允许HV电容器210被充电至递送CV/DF电击所需的电击电压振幅，例如，100V或更高。

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控制电路230的信号控制的开关212a-212c和214a-214c。开关212a-212c和214a-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。

当控制电路80确定需要从HV治疗电路83递送电刺激脉冲时，开关电路系统204由来自处理器和HV治疗控制电路230的信号控制，以将HV电容器210电耦合至治疗递送向量，以使电容器210跨选自电极24、26和/或壳体15的向量放电。通过打开(即，断开或禁用)和闭合(即，接通或启用)开关电路系统204的适当开关来将选定的电极24、26和/或壳体15耦合至HV电容器210，以将期望的电信号传递到治疗递送电极向量。尽管仅将电极24、26和壳体15指示为被耦合至开关电路系统204，但是应当理解，起搏/感测电极28和30可以被耦合至开关电路系统204并且可用于起搏电极向量中。

当控制电路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治疗电路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。当控制电路80基于检测到的心律或起搏逸搏间期期满而确定需要起搏治疗时，由HV治疗电路83递送的电信号包括交替极性脉冲，其中每第n个脉冲被修改以提供电荷平衡。与交替极性脉冲的预期的、未修改的模式相比，对每第n个脉冲的修改可包括对极性、脉冲振幅和/或脉冲宽度的修改。

起搏脉冲可在脉冲电压振幅根据编程的“倾斜(tilt)”而衰减时终止。倾斜是脉冲衰减到的、前沿电压振幅的百分比。例如，当脉冲振幅已衰减到前沿电压振幅的50％时，起搏脉冲可以以50％的倾斜终止。如果编程的倾斜是20％，则起搏脉冲可在脉冲振幅衰减了20％(即下降到前沿电压振幅的80％)时终止。在其他示例中，由HV起搏电路83递送的起搏脉冲根据预定脉冲宽度而终止。

处理器和HV治疗控制电路230控制电容器210充电到编程的起搏脉冲电压振幅或经修改的电荷平衡起搏脉冲电压振幅。由处理器和HV治疗控制电路230在适当的时间处将开关212a-212c和214a-214c控制为打开或闭合，以用于通过使电容器210跨心脏8所呈现的起搏负载和选定的起搏电极向量(例如，电极24和26)放电来递送单相、双相或其他期望的起搏脉冲。电容器210在持续编程的或修改的起搏脉冲宽度内或根据编程的倾斜被耦合在选定的起搏电极向量两端。

处理器和HV治疗控制230可以通过控制HV治疗电路83递送交替极性起搏脉冲来控制HV治疗电路83递送心脏起搏脉冲。治疗递送电路84的固有限制可导致电荷不平衡的交替极性起搏脉冲。例如，在由治疗递送电路84根据相同的编程脉冲振幅(尽管极性相反)和相同的编程脉冲宽度(或倾斜)控制的正向脉冲和负向脉冲之间可存在净10％的电荷差。随着时间的流逝，这种小的电荷差会累积并可导致电极腐蚀。在该示例中，假设每个正极性脉冲递送的电荷比每个负极性脉冲递送的电荷多大约10％，则控制电路80可以递送十个交替极性脉冲(+-+-+-…)，并将每第十一个脉冲的极性修改为负极性脉冲(而不是预期的正极性)，以使得两个连续的负极性脉冲被递送，以平衡随着先前的十个交替极性脉冲累积的净正电荷。在其他示例中，处理器和HV治疗控制230可以控制HV治疗电路83递送的每第n个起搏脉冲具有经修改的脉冲振幅和/或经修改的脉冲宽度(与先前交替极性脉冲的编程起搏脉冲振幅和脉冲宽度相比)，以平衡在一个或多个先前的起搏脉冲中累积的电荷。本文呈现的示例通常将一系列n个脉冲中的第n个脉冲称为经修改的电荷平衡脉冲。然而，可以构想的是，经修改的电荷平衡脉冲不一定是一系列n个脉冲中的最后一个脉冲。一系列n个脉冲中的任何脉冲都可以是经修改的电荷平衡脉冲，该经修改的电荷平衡脉冲减少或消除随着该系列n个脉冲中的其他n-1个脉冲累积的净电荷。

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振幅。HV电容器210在连续脉冲之间被再充电到编程的起搏脉冲电压振幅。HV充电电路240由电源98(图3)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。由HV充电电路240对电容器210的充电在处理器和HV治疗控制230的控制下执行，该处理器和HV治疗控制230从HV电荷存储和输出电路202接收反馈信号，以确定何时电容器210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治疗控制电路230来终止充电。在美国专利第8,195,291号(Norton等人)中大体上公开了高电压充电电路及其操作的一个示例。

开关212a-212c和开关214a-214c可能需要最小的电流流动以保持它们闭合(即，接通或被启用)以便在HV电容器210放电时传递电流。取决于起搏负载阻抗和其他条件，启用(闭合)开关214a-214c的最小电流可以约为10毫安或小于10毫安。当电容器210跨选定的起搏电极向量放电时，流经启用的开关212a-212c和214a-214c的电流可能降到低于保持启用的开关闭合所需的最小电流。如果流经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，则开关可打开(或变为禁用)，从而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。因此，可以设置最小起搏脉冲电压振幅以用于从HV治疗电路83递送脉冲，以便降低电流落到低于在编程的起搏脉冲宽度期间(或在达到编程的倾斜之前)维持开关电路系统204的启用的开关的稳定状态所需的最小电流的可能性。

在其他示例中，HV电荷存储和输出电路202可以包括与起搏负载并联的可选分流电阻250、252，以维持通过开关电路系统204的最小电流。当电极24和26被选为起搏电极向量的阳极和阴极(或分别为阴极和阳极)时，分流电阻250被示为与示意性示出为心脏8的起搏负载并联。应当认识到，对于任何选定的起搏电极向量，分流电阻可以被设置成与起搏负载并联，例如，分流电阻252在起搏电极向量包括电极26和壳体15的情况下被示意性地示出。同样地，当起搏电极向量包括电极24和壳体15时，分流电阻可以被设置成与起搏负载并联。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，使得跨心脏8、使用选定的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的电流维持等于或大于在用于在起搏脉冲期间维持开关电路系统204中的启用的开关的稳定状态所需的最小电流。在以上引用的美国专利申请第15/425,169号中大体公开了在开关电路系统204中使用分流电阻的其他示例。

在一些示例中，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24、26、28和/或30。可以通过将开关212c和214c保持打开，而不使用壳体15来用于心脏起搏脉冲递送。取决于ICD 14和引线16的植入位置以及壳体15与电极24、26、28和/或30之间的所得的电刺激递送向量，当壳体15被包括在起搏电极向量中时，可能会出现更多的骨骼肌募集。与沿着由引线远侧部分25所携载的两个电极之间延伸的向量相比，可以沿着在引线16的远侧部分25与壳体15之间延伸的向量放置更大体积的骨骼肌组织。然而，在其他电极配置和植入位置中，可以选择用于通过HV治疗电路83递送心血管外起搏脉冲的电极(可以包括ICD壳体15)，以提供如下的起搏电极向量：使被包括在起搏电极向量中的骨骼肌体积最小化，同时将足够的能量引导至心脏8以夺获并起搏心脏。

图5是根据一个示例的LV治疗电路85的概念图。LV治疗电路85可以包括电容器选择和控制电路504、LV充电电路514、以及电容器阵列610。电容器阵列610可以包括多个保持电容器612、614、616和618，所述多个保持电容器各自可以由LV充电电路514充电至编程起搏脉冲振幅。保持电容器612、614、616和618经由相应的开关622、624、626和628耦合到相应的输出电容器632a-632d(统称为632)、636或638，以递送起搏脉冲。保持电容器612、614、616和618中的每一个具有的电容小于HV治疗电路83的高电压电容器210的有效电容。例如，保持电容器612、614、616和618中的每一个都可以具有高达6微法拉、高达10微法拉、高达20微法拉或其他选定电容的电容，但是所有保持电容器都具有显著小于高电压电容器210的有效电容的电容。

电源98(图3)可以向LV充电电路514提供经调节的电力。LV充电电路514可以由电容器选择和控制电路504中的状态机控制，以使用电源98的电池电压的倍数(例如，电池电压的四倍)为保持电容器612、614、616和618中的所有电容器或选定电容器充电。LV充电电路514根据需要对电容器612、614、616和/或618进行充电，以用于递送起搏脉冲，该起搏脉冲可以是单个起搏脉冲(例如，单相或双相)或在融合起搏期间可以是复合起搏脉冲。复合起搏脉冲包括连续递送的两个或多个个体脉冲，使得在时间上有效地“融合”连续个体脉冲的脉冲能量，以递送大于心脏夺获阈值的累积起搏脉冲能量。在美国专利申请公开第2017/0157399号(Anderson等人)中大体上公开了由LV起搏电路递送使用复合起搏脉冲的融合起搏以用于心血管外起搏。

在一些示例中，LV治疗电路85包括三个起搏通道602、604和606。当相应的保持电容器612、616或618分别跨输出电容器632、636或638放电时，每个起搏通道能够产生单个起搏脉冲。起搏通道602包括备用保持电容器614，备用保持电容器614可用于例如在选择单个脉冲起搏输出时递送备用起搏脉冲。当递送融合起搏时，备用保持电容器614可以用于递送复合起搏脉冲中的个体脉冲。

取决于耦合到ICD 14的心血管外电极的数量，一个或多个通道可以包括多条可选择的输出信号线。例如，通道602在本示例中被示出为包括多条可选择起搏输出信号线642a-642d，所述多条可选择起搏输出信号线可以经由闭合电极选择开关634a-634d中的一个或多个来选择性地耦合至保持电容器612和备用保持电容器614。例如，可以将由引线16携载的多个电极耦合至起搏通道602，并且可以通过闭合开关634a-634d中的某些开关来从所述多个电极中选择起搏电极向量。

起搏通道604和606被示出为具有经由相应开关626和628被耦合至相应保持电容器616和618的单个输出信号线646和648。在其他示例中，所有三个起搏通道602、604和606可以设置有单个输出信号线或设置有多个输出信号线，以使得能够从耦合至ICD 14的多个心血管外电极(例如，引线16的电极24、26、28或30中的任何电极)中选择起搏电极向量。

可以由控制电路80使用起搏通道602、604和606中的任何一个来启用单通道起搏输出配置，以递送单脉冲起搏脉冲。当相应的开关622、624、626或628闭合时，可以通过使保持电容器612、614、616或618中的一个经由相应的输出电容器632、636或638跨选定的起搏电极向量放电来递送单脉冲起搏。可以经由相应的电极选择开关634a-634d来选择用于递送来自起搏通道602的起搏电流的输出线642a、642b、642c或642d。分别使保持电容器612、614、616或618能够放电的开关622、624、626或628可以由电容器选择和控制电路504在需要起搏脉冲的适当时间处启用，并被维持处于活跃、启用状态，直到单起搏脉冲宽度期满。

当控制电路80被配置成使用LV治疗电路85递送融合起搏时，起搏通道602、604和606通过开关620a-620d和630绑在一起，以使个体脉冲能够从单个输出信号线(例如，线646)跨选定的起搏电极向量递送。例如，控制电路80可以通过激活开关620a-620b和630以将起搏输出线642a-642d和起搏输出线648绑到起搏通道604来启用融合起搏脉冲输出。控制电路80控制电容器选择和控制电路504以顺序方式启用起搏通道开关622、624、626和628(以及起搏通道602的至少一个电极选择开关634a-634d)，以将相应的保持电容器612、614、616或618耦合到输出信号线646，以递送一序列融合的个体脉冲从而产生复合起搏脉冲。

在各种示例中，取决于与ICD 14一起使用的特定起搏通道以及引线和电极配置，可能不需要图5所示的某些电极选择开关。此外，已经认识到，在电容器阵列610中可以包括少于四个的保持电容器或多于四个的保持电容器，以用于递送一序列融合起搏脉冲。

电容器选择和控制电路504通过控制相应的开关622、624、626和628，来选择哪些保持电容器612、614、616和618被耦合到输出线646，以及以什么顺序进行耦合。可以通过以下方式递送一序列脉冲来产生复合起搏脉冲：通过顺序地启用或闭合相应的开关622、624、626和628，来顺序地使保持电容器612、614、616和618一次一个(或者一次一个组合)跨相应的输出电容器632、636和638地放电。例如，保持电容器612、614、616和618中的至少两个顺序地放电，以产生由至少两个融合个体脉冲产生的复合起搏脉冲。输出线646可以被电耦合到由引线16携载的起搏阴极电极，并且由引线16(或壳体15)携载的返回阳极电极可以被耦合到地。起搏阴极电极和返回阳极电极可对应于电极24和28或选自图1A-2B所示的电极24、26、28和30和/或壳体15的任何起搏电极向量。

在一些示例中，通过如下方式来递送融合起搏脉冲：一次一个地从起搏通道604和606递送两个连续的个体脉冲，然后通过使两个电容器612和614同时放电来由起搏通道602递送第三更长的个体脉冲。对于8ms的复合起搏脉冲宽度，前两个个体脉冲的脉冲宽度可以为2.0ms，而第三脉冲的脉冲宽度可以为4.0ms。并联电容器612和614的较高电容允许第三个体脉冲的脉冲宽度更长，同时维持成功夺获心脏的脉冲振幅达脉冲宽度的持续时间。因为输出配置开关620和630被启用用于融合起搏输出配置，所以所有三个个体脉冲经由输出线646被递送。在其他示例中，保持电容器612、614、616和618中的选定电容器顺序地、单独地或组合地放电，以递送在时间上紧密地一起的一系列脉冲，以形成复合起搏脉冲。

可以由控制电路80控制LV治疗电路85递送的一系列交替极性起搏脉冲中的每第n个脉冲具有经修改的极性、经修改的脉冲振幅和/或经修改的脉冲宽度，以平衡随着先前的n-1个起搏脉冲递送的不平衡电荷。n-1个未修改的交替极性起搏脉冲可以被递送作为交替极性单脉冲起搏脉冲，或作为包括两个或更多个融合脉冲的交替极性复合起搏脉冲。对第n个脉冲的修改可以包括：通过递送具有相同极性的两个连续的正脉冲或两个连续的负脉冲(第n-1个脉冲和第n个脉冲)，来修改交替极性脉冲的模式中的第n个脉冲的预期极性。对第n个脉冲的修改可以包括：通过分别将脉冲振幅和/或脉冲宽度从编程的起搏脉冲振幅和/或编程的起搏脉冲宽度增大或减小，来修改期望的脉冲振幅和/或脉冲宽度，该编程的起搏脉冲振幅和/或编程的起搏脉冲宽度用于控制先前的n-1个脉冲。

在本文呈现的示例中，包括相反极性脉冲的电刺激脉冲是电压控制的脉冲，使得一系列脉冲中的第n个电荷平衡脉冲可具有经修改的电压振幅。然而，已经认识到，取决于医疗设备，电刺激脉冲可以是电流控制的脉冲，因此，对第n个电荷平衡脉冲的修改可以是经修改的电流振幅。

图6是包括电荷平衡脉冲322的一系列交替极性起搏脉冲302的概念图300。这一系列n个脉冲302包括交替地递送的正极性脉冲304和负极性脉冲306。虽然脉冲被显示为单相脉冲，但在其他示例中脉冲可以是双相或其他形状的脉冲。包括相反极性脉冲的该系列n个脉冲302和分别在图7和图8所示的一系列脉冲350和380可以表示由医疗设备递送给患者的身体组织的各种电刺激脉冲。在本文描述的说明性示例中，脉冲可以是心脏起搏脉冲，其包括相反极性的起搏脉冲和第n个电荷平衡起搏脉冲。在一个示例中，控制电路80可以控制HV治疗电路83或LV治疗电路85递送一系列n个脉冲302中的交替极性起搏脉冲304和306。

交替极性脉冲304和306可以在时间上由起搏脉冲间期320分开。起搏脉冲间期320可以是当固有频率低于编程的较低频率时用于对心脏进行起搏的较低频率间期。在一些示例中，可以根据传感器指示的患者活动来适应性地控制较低频率间期，以提供频率响应起搏。起搏脉冲间期320可以可替代地是ATP间期、电击后起搏间期、或由控制电路80根据编程的心脏起搏治疗协议设置的其他起搏间期。根据起搏协议，起搏脉冲间期320可以在该系列n个交替起搏脉冲302期间保持恒定，或者可以变化。在一些示例中，可以通过控制电路80中所包括的逸搏间期计数器的期满来控制起搏脉冲间期320。

在其他示例中，起搏脉冲302可以表示以心房跟踪起搏模式递送的或在CRT期间递送的心室起搏脉冲，使得每个脉冲304和306在AV起搏间期(未示出)期满时被递送，在这种情况下，脉冲304和306可由取决于被跟踪的心房率的可变间期分开。在这种情况下，脉冲之间的间期320不一定表示起搏逸搏间期。此外，应理解，在一些情况下，连续的交替极性起搏脉冲可以以延长的时间段(例如，一个或多个未期满的起搏逸搏间期)发生，在该延长的时间段中，发生介入的固有心脏事件。因此，不需要在连续的心动周期上出现在一对交替极性脉冲中与一个负起搏脉冲连续出现的一个正起搏脉冲。在一对电荷不平衡的交替极性心脏起搏脉冲中的正极性与负极性起搏脉冲之间可以不出现固有心动周期、出现一个或多个固有心动周期。

可以根据相同的编程脉冲振幅310和脉冲宽度312(或倾斜)来递送正极性脉冲304和负极性脉冲306这两者，该相同的编程脉冲振幅310和脉冲宽度312(或倾斜)可以基于心脏夺获阈值测试来选择。然而，固有的系统局限性可导致在具有一个正起搏脉冲304和一个负起搏脉冲306的一对起搏脉冲期间递送的净电荷差。取决于起搏频率，每一对交替极性脉冲的甚至很小的电荷不平衡可导致不平衡的电荷随时间的累积。通过反转起搏脉冲交替模式中的第n个脉冲的极性来修改系列302的每第n个起搏脉冲322。递送经修改的第n个起搏脉冲322，该经修改的第n个起搏脉冲322的极性与具有一个正脉冲和一个负脉冲的一对脉冲的电荷不平衡的极性相反，以平衡或抵消累积的电荷。在每个正起搏脉冲304期间递送的电荷可以比在每个负极性脉冲306期间递送的电荷大已知的或近似的百分比，使得该对脉冲具有递送的净正电荷或不平衡的正电荷。在其他情况下，负极性脉冲306可以递送比正脉冲304更大的电荷，从而导致净负极性电荷累积，该净负极性电荷累积被正极性电荷平衡脉冲平衡。

用于控制递送经修改的电荷平衡起搏脉冲的频率的n值可以基于正极性脉冲304和负极性脉冲306之间的净电荷差。例如，n可以被确定为电荷不平衡的倒数的两倍加1或n＝2*(1/c)+1，其中c是具有一个正极性心脏起搏脉冲和一个负极性心脏起搏脉冲的一对交替心脏起搏脉冲的电荷不平衡百分比(十进制形式)。可以通过递送具有不平衡电荷的相反极性的第n个脉冲来修改每第n个脉冲322。为了说明，如果正极性脉冲304的电荷递送比负极性脉冲306的递送多大约10％，则在一系列20个交替脉冲(10个正向脉冲和10个负向脉冲)之后会累积等于约100％的一个正向脉冲的电荷的净正电荷。为了平衡每个交替起搏脉冲对的10％的累积正电荷，控制电路80可以确定n＝21(21＝2(1/0.1)+1)。因此，通过递送具有负极性的每第21个脉冲来修改交替极性脉冲中的每第21个脉冲，以平衡在先前20个脉冲中累积的不平衡正电荷。以此方式，随着先前的n-1个交替脉冲累积的任何净电荷基本上由第n个脉冲平衡。

本文中呈现的示例涉及具有如下脉冲的一系列脉冲：n-1个交替极性脉冲，然后是该系列中被修改以提供电荷平衡的第n个脉冲。然而，可以构想的是，n-1个脉冲可以包括导致净电荷累积的任何电刺激脉冲系列，该净电荷累积被该系列的第n个脉冲所抵消。例如，n-1个脉冲可以包括电荷不平衡的、相反极性的脉冲，但是不必是每隔一个脉冲为正且每隔一个脉冲为负的交替模式。一系列脉冲可以包括两个、三个或更多个连续的正极性脉冲，然后是相同数量(like number)的负极性脉冲，并且该模式可以重复直到第n个经修改的电荷平衡脉冲为止。为了说明，包括相反极性脉冲的一系列脉冲可以包括两个正脉冲，然后是两个负脉冲(+，+，-，-，+，+，-，-，+，+…)，并且该系列可以以经修改的电荷平衡脉冲终止。

尽管在图6中未示出在系列302之后继续的心脏起搏脉冲，但是应当理解，系列302可以是根据编程的起搏治疗或起搏模式递送的持续的心脏起搏脉冲中的n个起搏脉冲。例如，ICD 314可以被编程为以VVI、VDI或VDD起搏模式(具有或不具有频率响应)来递送心脏起搏，使得起搏可以在延长的时间段内发生，并且系列302表示在持续的起搏期间递送的n个起搏脉冲。在持续的起搏期间，可以通过以与具有固有地较少净电荷的脉冲的极性相同的极性来递送每第n个脉冲，来对每第n个脉冲进行修改。结果，在持续的起搏期间，每n-1个脉冲和第n个脉冲可以具有相同的极性，以平衡随着n-1个脉冲累积的净电荷。极性交替可以重新开始，其中接下来的n+1脉冲与第n个脉冲的极性相反，并且是以经修改的第n个脉冲结束的n个脉冲的下一系列中的第一个脉冲。例如，如果修改每第5个脉冲以平衡在先前的四个交替极性脉冲期间递送的净电荷，则起搏脉冲极性可以表示为：+-+--+-+--+-+--+-，以此类推。在其他示例中，起搏脉冲系列302可以表示在ATP或其他起搏治疗期间递送的所有脉冲，其中最后的起搏脉冲可以是第n个脉冲322，它被修改以平衡随着该起搏序列中的先前n-1个脉冲递送的电荷。

图7是根据用于电荷平衡的另一示例技术递送的心脏起搏脉冲的图350。在该示例中，通过调整第n个脉冲352的起搏脉冲振幅374来修改具有n个脉冲352的每个系列中的每第n个脉冲372。由治疗电路84根据编程的起搏脉冲振幅360和脉冲宽度362(或倾斜)来递送每个未修改的正极性脉冲354和每个未修改的负向脉冲356。尽管根据编程的起搏脉冲振幅360和脉冲宽度362来被递送，但交替的正脉冲354和负脉冲356可分别递送固有不同的电荷，从而在具有一个正脉冲354和一个负脉冲356的每一对脉冲之后导致不平衡的电荷递送。在所示的示例中，通过将脉冲振幅374增大预定量来修改具有n个脉冲352的每个系列中的第n个脉冲372，以平衡在先前的n-1个脉冲期间累积的净正电荷。在该示例中，增大的脉冲振幅374基于与每个正极性脉冲354一起递送的固有较高电荷。

例如，如果每个正脉冲354递送的电荷比每个负脉冲356高10％，则经修改的负极性脉冲372可以具有经修改的脉冲振幅374，经修改的脉冲振幅374被调整为大于未修改的脉冲振幅360，以平衡先前两个具有一个正脉冲和一个负脉冲的脉冲对的20％净正电荷不平衡。可以基于对正脉冲354和负脉冲356之间的电荷不平衡的基准(bench)测试或建模来确定增大的振幅374的值。对经修改的脉冲振幅作出的振幅调整可以取决于引线和电极向量阻抗以及其他电刺激脉冲输出因子。在所示的示例中，n＝4，使得每第四个脉冲以增大的脉冲振幅被递送。在其他示例中，每隔一个的脉冲(例如，每一个正脉冲或每一个负脉冲)可以以经修改的脉冲振幅被递送，使得该系列起搏脉冲352包括交替极性并且交替脉冲振幅脉冲。在这种情况下，具有一个正极性脉冲354和一个负极性脉冲356的每一对脉冲被作为n＝2个脉冲的系列并且以最小化任何固有电荷不平衡的方式递送。

在一些示例中，控制电路80可以被配置成：基于正极性脉冲354与极性负脉冲356之间的固有电荷差以及经修改的电荷平衡脉冲的最大可接受脉冲振幅，来确定递送经修改的脉冲的频率以及调整脉冲振幅的量以便平衡先前的n-1个脉冲。如果一对交替极性脉冲的电荷不平衡度相对高，则可以选择具有相对低的值的n，以使得经修改的第n个脉冲相对频繁地发生，其中脉冲振幅合理并且可接受地增大。如果一对交替极性脉冲的电荷不平衡度相对低，则可以选择较大的n值，以使得经修改的电荷平衡脉冲的频率可以相对较低，同时仍具有可接受的较高脉冲振幅。不可接受的高脉冲振幅可导致在起搏电极附近意外夺获骨骼肌或神经，并导致患者不适。

尽管经修改的脉冲372在图7中示出为与未修改的交替极性脉冲354和352相比，具有增大的脉冲振幅，以抵消经修改的脉冲372的相反极性的电荷不平衡，但是可以想到，具有n个脉冲的该系列脉冲中的经修改的脉冲可具有减小的脉冲振幅而不是增大的脉冲振幅。振幅的减小可以抵消具有与经修改的电荷平衡脉冲的极性相同的极性的先前脉冲的固有更高的电荷。然而，减小的脉冲振幅可导致第n个脉冲的心脏失夺获，这可能是可接受的，也可能是不可接受的，取决于特定的起搏应用。

图8是用于递送电荷平衡心脏起搏脉冲的另一技术的图380。在图8中，通过从未修改的脉冲宽度312调整脉冲宽度384来修改交替的心脏起搏脉冲304和306的每个系列382中的第n个脉冲392。可以增大或减小脉冲宽度384以平衡随着先前的n-1个脉冲递送的累积净电荷。应认识到的是，减小的脉冲宽度可导致起搏失夺获，这可能是可接受的，也可能是不可接受的。在所示示例中，通过从未修改脉冲304和306的脉冲宽度312增大脉冲宽度384来修改第n个脉冲392，以抵消或平衡在先前n-1个脉冲的递送期间累积的净正电荷。可以基于每对未修改的交替极性起搏脉冲的已知固有电荷不平衡和选定的n值，来确定经修改的起搏脉冲宽度。选定的n值可具有上限，该上限是基于起搏电路的RC时间常数可实现的最大起搏脉冲宽度的并且就递送给患者的心脏的整个起搏脉冲能量而言是可以接受的。因此，如果存在相对高的电荷不平衡，则可以选择较低的n值，以使得每第n个起搏脉冲以可接受的和可实现的经修改的电荷平衡脉冲392的增大的脉冲宽度384被递送。

在以上示例中，正极性脉冲被描述为固有地递送比负极性脉冲更大的电荷，使得在具有一个正起搏脉冲和一个负起搏脉冲的一对起搏脉冲之后，递送了净正电荷。在这些示例中，经修改的第n个脉冲被描述为负极性脉冲。然而，应认识到，经修改的第n个脉冲可以是被调整以平衡电荷不平衡的正极性脉冲。电荷不平衡可归因于净正极性电荷，或归因于净负极性电荷，因为在某些情况下，负极性脉冲可固有地递送比正极性脉冲更大的电荷。

图6-8所示的脉冲中的每一个是旨在为治疗性的心脏起搏脉冲，并且因此以预期引起心肌组织的心脏夺获和去极化的脉冲振幅和宽度被递送。因此，每一个第n个电荷平衡起搏脉冲也是治疗性心脏起搏脉冲。然而，在其他示例中，可以在n-1个脉冲之后的心肌的生理不应期期间递送经修改的第n个脉冲，以使得第n个脉冲是被递送作为电荷平衡脉冲而无意引起心脏夺获的非治疗性脉冲。在其他示例中，对第n个脉冲的修改可以将递送的起搏脉冲能量改变为小于起搏夺获阈值的水平。在这种情况下，可发生失夺获，但是在某些应用中，每n个起搏脉冲中有一个失夺获可能是可接受的。

图9是根据一个示例的用于递送电荷平衡心脏起搏脉冲的方法的流程图400。在框402处，控制电路80建立将在心脏起搏期间执行的一个或多个电荷平衡起搏脉冲修改。控制电路80可以控制HV治疗电路83或LV治疗电路85递送心血管外起搏脉冲。由HV治疗电路83或LV治疗电路85生成的心血管外起搏脉冲是比由心内膜或心外膜电极递送的脉冲相对更高能量的起搏脉冲。因此，控制电路80可以建立将被应用于在HV治疗电路83被用于生成和递送心脏起搏脉冲时使用的电荷平衡脉冲修改，以及当选择LV治疗电路85用于生成和递送心脏起搏脉冲时使用的相同或不同的修改。在使用LV治疗电路85生成和递送心脏起搏脉冲时的电荷平衡起搏脉冲修改可能不同于在使用HV治疗电路83时的电荷平衡起搏脉冲修改，因为在由两个不同的电路生成的正极性脉冲与负极性脉冲之间可能存在不同的固有电荷不平衡。

在一些示例中，电荷平衡起搏脉冲修改可以被存储在存储器82中针对一个或多个起搏输出条件的查找表(LUT)中。由治疗电路84生成的正极性和负极性脉冲之间的已知固有电荷差可以在制造ICD 14时被确定，例如通过经验或基准测试。可以针对一个或多个起搏输出条件确定固有电荷差。例如，与由LV治疗电路85生成的正极性脉冲与负极性脉冲之间的电荷不平衡相比，在由HV治疗电路83生成的正极性脉冲与负极性脉冲之间可存在不同的电荷不平衡。可以改变正极性脉冲与负极性脉冲之间的固有电荷差的其他起搏输出条件可以包括例如但不限于：用于递送脉冲的起搏电极向量、起搏电极向量阻抗、起搏脉冲振幅、起搏脉冲宽度、和起搏频率。对于多个起搏输出条件中的每一个，固有电荷差和/或相关联的起搏脉冲修改可以被存储在存储器82中。固有电荷差(多个)和/或对应的起搏脉冲修改(多个)可以存储在一个或多个LUT中。

因此，控制电路80可以在框402处通过针对给定的起搏输出条件或条件的组合从存储在存储器82中的LUT检取修改，来建立电荷平衡修改。例如，一个LUT可以被存储在存储器82中，以用于在HV治疗电路83用于递送心脏起搏脉冲时使用。LUT可以包括与多个起搏脉冲振幅范围配对的多个起搏电极向量阻抗范围。LUT中的每个单元可以存储要在HV治疗电路83被选择以生成和递送起搏脉冲时针对阻抗和起搏脉冲振幅的给定组合而被应用的修改。另一LUT可以被存储在存储器82中，以供在LV治疗电路85被选择用于递送心脏起搏脉冲时使用。该LV治疗电路LUT可以包括与HV治疗电路LUT相同或不同的起搏输出条件组合，因为不同的条件可对由两个不同的治疗电路83和85产生的固有电荷不平衡具有较大或较小的影响。例如，LV治疗电路LUT可以包括与多个起搏脉冲宽度范围配对的多个起搏电极向量阻抗范围。

电荷平衡修改LUT中的每个单元至少可以定义n的值，其中n是一系列连续的交替极性心脏起搏脉冲中的经修改的脉冲的编号。LUT中的每个单元还可以包括要被应用于第n个起搏脉冲的一个或多个起搏脉冲修改。如以上结合图6-8所述，修改可以包括极性反转、脉冲振幅调整、脉冲宽度调整、或其任意组合。

在其他示例中，存储在存储器82中的LUT可以存储针对给定的起搏输出条件或起搏输出条件组合的一对交替极性起搏脉冲的固有电荷不平衡。控制电路80可以被配置成基于存储在存储器82中的固有电荷不平衡来在框402处确定电荷平衡修改。例如，一个或多个LUT可以存储在存储器82中，这些LUT针对一个或多个输出条件(诸如，起搏电极向量、起搏阻抗、起搏频率、起搏脉冲振幅和/或起搏脉冲宽度)列出了针对HV治疗电路83的固有电荷不平衡。同样地，一个或多个LUT可以针对一个或多个输出条件存储针对LV治疗电路83的固有电荷不平衡。控制电路80可以针对给定的起搏输出配置或条件检取电荷不平衡，并确定要被应用于每第n个心脏起搏脉冲的起搏修改。在某些情况下，控制电路80仅确定n的值，以控制递送具有预定修改的电荷平衡起搏脉冲的频率。预定修改可以是极性的反转、固定的脉冲振幅改变和/或固定的脉冲宽度改变。

当通过切换其极性来修改电荷平衡脉冲时，如结合图6所描述的，建立经修改的脉冲极性被应用的频率(例如每n个脉冲)可以是控制电路80需要在框402处基于存储的固有电荷不平衡确定以建立电荷平衡修改的唯一参数。例如，控制电路可以基于如结合图6所描述的具有一个正极性脉冲和一个负极性脉冲的每一对脉冲的不平衡电荷来确定n的值。

在包括调整经修改的脉冲的脉冲振幅和/或脉冲宽度的示例中，在框402处建立电荷平衡修改可以附加地或替代地包括：基于存储的固有电荷不平衡，确定应用于每第n个脉冲的脉冲振幅和/或脉冲宽度调整。在一些示例中，n可以被固定成使得：使用在正极性脉冲与负极性脉冲之间的已知电荷不平衡，控制电路可以计算应当被应用于第n个脉冲以平衡在先前的n-1个脉冲期间累积的电荷的适当的极性、振幅和/或脉冲宽度调整。下面结合图11描述用于建立电荷平衡修改的方法的其他示例。

控制电路80可以通过根据起搏模式或治疗设置起搏逸搏间期定时器或计数器，来控制由治疗递送电路84递送的起搏脉冲的计时。起搏逸搏间期可以是存储在存储器82中的编程值(例如，固定的较低频率间期或房室起搏间期)，或者是自动调整的起搏间期(例如，频率响应的暂时性较低频率间期)。当在框404处起搏间期期满时，控制电路80在框406处确定安排的起搏脉冲是否是一系列连续的交替起搏脉冲中的第n个脉冲。例如，控制电路80可以包括计数器，该计数器对每个递送的起搏脉冲进行计数直到n-1个递送的起搏脉冲(或从n-1倒数)，使得第n个脉冲在框408处被递送作为经修改的电荷平衡脉冲。如果如在框406处确定的安排的起搏脉冲不是第n个脉冲，则控制电路80在框410处根据编程的起搏脉冲振幅、宽度和交替的极性来控制治疗递送电路递送未修改的心脏起搏脉冲。

在一些示例中，一旦在框402处建立了电荷平衡修改，则可以不需要对该修改进行调整。在其他示例中，控制电路80可以在框412处确定起搏输出的变化已经发生。起搏输出变化的一个示例是起搏电极向量阻抗的变化。控制电路80可以控制阻抗测量电路90周期性地(和/或响应于检测到失夺获或选择新的起搏电极向量)监测起搏电极向量阻抗。如果检测到起搏电极向量的阻抗的变化(这可能是由于选定的起搏电极向量的变化所致)，则正极性脉冲与负极性脉冲之间的电荷不平衡可能会变化。在框412处检测到的起搏输出的其他变化可以包括：对选择HV治疗电路83还是LV治疗电路85以用于生成起搏脉冲的改变、被选择以用于递送起搏脉冲的不同起搏电极向量、对起搏脉冲振幅的调整、对起搏脉冲宽度的调整、和/或对起搏模式的调整(例如，从而导致增大的或减小的起搏频率或频次)。

控制电路80可以被配置成：检测或标识与正极性脉冲与负极性脉冲之间的电荷不平衡的变化相关联的起搏输出条件的变化，从而保证在框402处建立的电荷平衡修改的变化。响应于检测到与电荷不平衡的变化相关联的起搏输出条件的变化，控制电路80可以返回到框402以选择或确定不同的电荷平衡修改，以考虑具有一个正极性起搏脉冲和一个负极性起搏脉冲的每对起搏脉冲的电荷不平衡的变化。如上所述，控制电路80可以通过从存储在存储器82中的LUT检取数据来重新建立电荷平衡修改。如果在框412处未检测到起搏输出的变化，则控制电路80继续对交替极性的起搏脉冲进行计数(框404和406)，并控制治疗递送电路84在框408处根据建立的电荷平衡修改来递送每个第n个脉冲。

图10是LUT 450的一个示例的概念图，该LUT 450可以存储在存储器82中，以供控制电路80从中检取电荷平衡起搏脉冲修改。在该示例中，在第一列452中将起搏输出条件示出为起搏电极向量阻抗Z。在第一列452中示出了三个阻抗范围，但是在LUT 450中可以包括任何期望数量的起搏电极向量阻抗。可以在第一列452的各行中列出的起搏输出条件的其他示例可以包括但不限于：未修改的起搏脉冲振幅的范围、未修改的起搏脉冲宽度的范围、或起搏频率的范围。

跨LUT 450的第一行显示了不同的起搏条件。在该示例中，HV治疗电路输出配置454和LV治疗电路输出配置456可以被包括在LUT450中。在其他示例中，可以为HV治疗电路和LV治疗电路中的每一个提供单独的LUT，并且该单独的LUT可以是一维或多维表，其存储由控制电路80使用以用于为给定的起搏输出条件集合建立电荷平衡修改的参数。在所示的示例中，控制电路80可以被配置成：确定起搏电极向量阻抗(使用阻抗测量电路90)以及选定的用于递送起搏脉冲的HV或LV治疗电路，并从对应的单元458中检取电荷平衡修改起搏脉冲的编号n。可以通过在交替极性脉冲的模式中反转第n个脉冲的极性来修改第n个脉冲。

在其他示例中，LUT 450的每个单元458可以指示用于应用于每第n个起搏脉冲的脉冲振幅修改和/或脉冲宽度修改，其中n是固定的预定值。在又其他示例中，每个单元458可以包括n的值、脉冲振幅调整、脉冲宽度调整、以及极性是否应当从正常交替次序反转的指示、或其任意组合。所存储的脉冲振幅调整的范围可以是从0到最大振幅调整，例如，从未修改的起搏脉冲振幅增大高至1至5V。所存储的脉冲宽度调整的范围可以是从0到最大脉冲宽度调整，例如，从未修改的起搏脉冲宽度增大高至5至10ms。一个或多个LUT可以存储在存储器82中，以使控制电路80能够检取要被应用于所确定的起搏输出条件的组合的电荷平衡起搏脉冲修改。

在其他示例中，LUT 450可以在每个单元458中针对给定的阻抗和选定的治疗电路(HV治疗电路83或LV治疗电路85)的组合，存储具有一个正极性起搏脉冲和一个负极性起搏脉冲的一对起搏脉冲的净电荷不平衡。控制电路80可以基于所检取的净电荷不平衡来执行用于确定电荷平衡修改的计算或算法。例如，控制电路80可以如结合图6所描述的基于净电荷不平衡来确定n的值。可以在控制电路80的处理器中实现对起搏输出条件之间的关系进行建模的其他数学函数，以用于确定在起搏脉冲振幅和起搏脉冲宽度的预定义限值内平衡所检取的净电荷不平衡所需的电荷平衡修改。

图11是根据一个示例的用于由ICD 314的控制电路80建立电荷平衡起搏脉冲的修改的方法的流程图500。流程图500的过程可以在图9的框402处执行，或者可以被执行以用于生成LUT，诸如图10的LUT450。控制电路80可以被配置成执行用于确定以下各项的算法：n的值(其中n是一系列连续的起搏脉冲中的经修改的起搏脉冲的编号)、每一个经修改的第n个起搏脉冲的极性、脉冲振幅和/或脉冲宽度。为了确定电荷平衡起搏脉冲的修改(多个)，控制电路80可以确定一个或多个起搏输出条件，这些条件可以改变具有一个正极性起搏脉冲和一个负极性起搏脉冲的一对起搏脉冲之间的固有电荷不平衡。

控制电路80可以在框501处选择起搏输出配置。可以通过选择治疗递送输出电路和/或起搏电极向量来选择起搏输出配置。例如，控制电路80可以选择HV治疗电路83或LV治疗电路85，以用于经由选定的起搏电极向量来递送起搏脉冲。可以选择LV治疗电路85来递送单脉冲起搏脉冲或包括被快速一起递送的多个融合脉冲的复合起搏脉冲。

控制电路80可以在框502处通过控制阻抗测量电路90来确定选定的起搏电极向量的阻抗。可以通过跨选定的起搏电极向量递送驱动电流信号并确定在电极向量两端产生的所得电压来确定阻抗。在框505处，控制电路80可以确定心脏起搏脉冲的起搏脉冲振幅和/或起搏脉冲宽度。可以通过执行心脏起搏阈值测试以用于在高于阈值脉冲振幅(或宽度)的安全裕度处建立起搏脉冲振幅(或宽度)来做出该确定。在其他示例中，可以从存储器82中检取作为所存储的起搏控制参数的起搏脉冲振幅和宽度。尽管在图11中将对起搏输出配置、电极向量阻抗以及脉冲振幅和脉冲宽度的确定显示为单独的顺序步骤，但是应当理解，由于在框501处选择的起搏输出配置可以取决于所确定的起搏电极向量阻抗，并且起搏脉冲振幅和起搏脉冲宽度将取决于为给定起搏电极向量确定的夺获阈值，因此可以以半同时或集成的方式来执行这些确定。

在框506处，控制电路80可以确定预期或历史起搏负担或频率。预期起搏频率可以基于编程的较低频率和/或起搏模式。例如，频率响应的VVIR起搏模式期间的预期平均起搏频率可高于具有低的编程较低频率(诸如，每分钟40个脉冲)的非频率响应的VVI起搏模式期间或具有最小化的心室起搏的VDD起搏期间的预期平均起搏频率。

在框510处，控制电路80可基于阻抗、起搏脉冲振幅和宽度、期望的起搏频率、和输出配置，来确定在具有一个正极性起搏脉冲和一个负极性起搏脉冲的每一对起搏脉冲之后的预期累积的电荷不平衡。在一些示例中，控制电路80可以在所递送的起搏脉冲的电荷具有脉冲振幅V(以伏特为单位)和以秒为单位的脉冲宽度PW时使用具有阻抗Z的起搏电极向量，来利用关系Q＝V*PW/Z以用于确定Q。在另一示例中，控制电路80可以测量在具有脉冲宽度PW(以秒为单位)的起搏脉冲期间递送的电流I(以安培为单位)，并且利用关系式Q＝I*PW来确定在起搏脉冲期间递送的电荷Q。可以针对正极性脉冲并且针对负极性脉冲来确定针对一组起搏输出条件所递送的电荷，以便确定具有一个正极性脉冲和一个负极性脉冲的该对脉冲的净电荷不平衡。

一个或多个起搏条件输入可用于对经验测试期间所得到的电荷不平衡进行建模或估计。例如，可以在ICD 314的基准测试期间针对一个或多个独立起搏输出条件生成净电荷不平衡的数学模型。控制电路80可以将输入起搏条件提供给模型(存储在存储器82中)，以确定每对交替极性脉冲的预测电荷不平衡。在输入在框501至506处确定的条件之后，可以从数学模型中输出一对相反极性脉冲的预测净电荷不平衡。基于每对相反极性的起搏脉冲的预测净电荷不平衡，控制电路80可以确定用于应用在每第n个起搏脉冲上的电荷平衡修改，该电荷平衡修改可以包括反转极性、调整脉冲振幅和/或调整脉冲宽度。附加地或替代地，控制电路80可以被配置成确定n(在以经修改的电荷平衡脉冲结束的交替极性起搏脉冲系列中递送的起搏脉冲的数量)，并且可以对第n个起搏脉冲应用默认修改(诸如极性反转)。例如，如果基于起搏输出配置和在框502至508处确定的条件确定净电荷不平衡为5％，则控制电路80可以将n确定为41。可以以一对交替极性脉冲的电荷不平衡的相反极性来递送第41个脉冲，以平衡在先前的40个起搏脉冲期间累积的电荷。上面已经描述了控制电路80可以在框510处确定的起搏脉冲修改的其他示例。

尽管上述示例包括使用极性反转、脉冲振幅和/或脉冲宽度的相同修改(多个)来修改每第n个脉冲，但是可以进一步构想，本文公开的电荷平衡心脏起搏技术可以包括修改一序列脉冲中的不止一个脉冲，例如，使用第一修改来修改每第n个脉冲，并且使用与第一修改不同的第二修改来修改每第m个脉冲。例如，可以以经修改的脉冲振幅来递送每第n个脉冲，并且可以以与预期的交替极性模式相反的极性来递送每第m个脉冲。在一个说明性示例中，根据第一修改来修改每第21个脉冲，并且根据第二修改来修改每第201个脉冲。因此，在一些示例中，控制电路80可以在框510处建立不止一个电荷平衡修改。可以确定每第n个脉冲的第一修改和每第m个脉冲的第二修改。

每第m个脉冲的修改可以最小化在递送一系列n个脉冲中的先前数量脉冲之后留下的任何剩余电荷不平衡。例如，如果正脉冲递送的电荷比负脉冲高10％，则经修改的第n个起搏脉冲可以是以负极性递送的第21个起搏脉冲。然而，该第n个脉冲可能无法平衡随着先前20个脉冲累积的正电荷的100％。例如，这一个负脉冲可以平衡随着先前20个脉冲累积的正电荷的90％，因为它比正向脉冲递送的电荷少10％。因此，可以递送具有负极性的每第201个脉冲，以使在每第20个经修改的第n个脉冲之后的剩余电荷最小化。

在这样的示例中，m可以具有比n的值更高的值。在其他示例中，m和n可以相等但交错，使得在一系列起搏脉冲中，第m个和第n个脉冲间隔开并且可以具有不同的电荷平衡修改。例如，如果m和n两者都等于5，则在一系列5个脉冲中，前两个脉冲可以不修改(u)，可以根据第一修改(n)来修改第三个脉冲，第四个脉冲可以不修改，并且可以根据第二修改(m)来修改第五个脉冲，并且可以重复这种五个脉冲的模式(u u n u m u u n u m….)。每第m个脉冲的第二修改可以进一步减小未被每第n个脉冲的第一修改消除的任何电荷不平衡。

应当理解，取决于示例，本文描述的方法中的任一个中的某些动作或事件可以以不同的顺序被执行，可以被添加、合并、或完全省略(例如，并非所有描述的动作或事件都是实践该方法所必需的)。此外，在某些示例中，可同时地而不是顺序地执行动作或事件，例如，通过多线程处理、中断处理或多个处理器。另外，尽管为了清楚起见，本公开的某些方面被描述为由单个设备、电路或单元执行，但是应该理解，本公开的技术可以由与例如一个或多个医疗设备相关联的单元或电路的组合来执行。

在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现所描述的功能。如果在软件中实现，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括计算机可读存储介质，其对应于有形介质，诸如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存、或可用于存储以指令或数据结构的形式的期望程序代码并且可由计算机访问的任何其他介质)。

指令可由一个或多个处理器执行，诸如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)或其他等效的集成或分立逻辑电路系统。相应地，如本文中所使用的术语“处理器”可以指的是任何上述结构或适合于实现本文中所描述的技术的任何其他结构。此外，可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。

因此，已参考特定示例在前述描述中呈现了医疗设备系统。将理解的是，本文所公开的各种方面可以以与附图中呈现的特定组合不同的组合来被组合。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权利要求和示例的范围。

示例1 一种方法，包括：递送包括相反极性电刺激脉冲的多个电刺激脉冲；以及通过修改多个电刺激脉冲的每第n个脉冲来递送电荷平衡脉冲，以减少随着多个电刺激脉冲递送的净电荷。

示例2 示例1的方法，其中递送多个电刺激脉冲包括递送作为交替极性脉冲的电刺激脉冲。

示例3 示例1或2中任一项的方法，其中递送多个电刺激脉冲包括：递送至少一对相反极性脉冲，所述相反极性脉冲包括具有不平衡电荷的正极性起搏脉冲和负极性起搏脉冲；以及修改第n个脉冲以减小在至少一对相反极性脉冲之后的不平衡电荷的累积。

示例4 示例3的方法，进一步包括：基于具有一个正极性脉冲和一个负极性脉冲的每对脉冲的电荷不平衡，来确定n的值。

示例5 示例1-4中任一项的方法，其中，修改所述多个电刺激脉冲中的每第n个脉冲包括：使所述第n个脉冲的极性反转。

示例6 示例1-5中任一项的方法，其中，修改所述多个电刺激脉冲中的每第n个脉冲包括：调整脉冲振幅或脉冲宽度中的至少一个。

示例7 示例1-6中任一项的方法，进一步包括：将脉冲修改的查找表存储在存储器中；通过从查找表中检取修改来建立对每第n个脉冲的修改；以及根据所建立的修改来修改每第n个脉冲。

示例8 示例1-7中的任一项的方法，进一步包括：选择电刺激脉冲输出配置，以及基于选定的电刺激脉冲输出配置来建立对每第n个脉冲的修改。

示例9 示例8的方法，进一步包括：通过选择医疗设备的治疗递送电路中用于递送多个电刺激脉冲的第一输出电路和第二输出电路中的一个，来选择电刺激脉冲输出配置；以及通过建立以下各项中的至少一项来建立对每第n个脉冲的修改：n的值、第n个脉冲的极性、第n个脉冲的振幅、或第n个脉冲的宽度。

示例10 示例1-9中任一项的方法，进一步包括：检测电刺激脉冲输出条件的变化，以及响应于检测到电刺激脉冲输出条件的变化而改变电荷平衡脉冲。

示例11 示例10的方法，进一步包括通过检测以下各项中的至少一项来检测电刺激脉冲输出条件的变化：心脏起搏模式的变化、电极向量阻抗的变化、多个电刺激脉冲的脉冲振幅的变化、多个电刺激脉冲的脉冲宽度的变化、或电刺激脉冲的频率的变化。

示例12 示例10-11中任一项的方法，进一步包括通过调整以下各项中的至少一项来改变电荷平衡脉冲：n的值、第n个脉冲的极性、第n个脉冲的脉冲振幅、或第n个脉冲的脉冲宽度。

示例13 示例1-12中任一项的方法，进一步包括：使用第一修改来修改每第n个脉冲，以及使用第二修改来修改多个电刺激脉冲中的每第m个脉冲，以用于减少在第n个脉冲之后剩余的电荷不平衡。

示例14 示例1-13中任一项的方法，进一步包括经由由心血管外引线携载的至少一个电极来递送多个电刺激脉冲。

示例15 示例1-14中任一项的方法，其中递送电刺激脉冲包括递送心脏起搏脉冲。

示例16 一种非瞬态计算机可读介质，其存储一组指令，当该组指令由医疗设备的控制电路执行时，该组指令使医疗设备：递送包括相反极性电刺激脉冲的多个电刺激脉冲，并通过修改多个电刺激脉冲中的每第n个脉冲来递送电荷平衡脉冲，以减小随着多个电刺激脉冲递送的净电荷。

Claims (15)

1.一种医疗设备，所述医疗设备包括：

治疗递送电路，所述治疗递送电路包括脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置成生成电刺激脉冲并经由可耦合至所述治疗递送电路的电极递送所述电刺激脉冲；以及

控制电路，所述控制电路耦合至所述治疗递送电路，并被配置成控制所述治疗递送电路以：

递送包括相反极性电刺激脉冲的多个电刺激脉冲；并且

通过修改所述多个电刺激脉冲中的每第n个脉冲来递送电荷平衡脉冲，以减少随着所述多个电刺激脉冲递送的净电荷。

2.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：控制所述治疗递送电路递送作为交替极性脉冲的所述多个电刺激脉冲。

3.如权利要求1-2中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于：

控制所述治疗递送电路递送包括至少一对相反极性脉冲的所述多个电刺激脉冲，所述至少一对相反极性脉冲包括具有不平衡电荷的正极性脉冲和负极性脉冲；并且

控制所述治疗递送电路修改所述第n个脉冲，以减少在所述至少一对相反极性脉冲之后的所述不平衡电荷的累积。

4.如权利要求3所述的设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

基于具有一个正极性脉冲和一个负极性脉冲的每一对脉冲的所述不平衡电荷，来确定n的值。

5.如权利要求1-4中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：控制所述治疗递送电路，以通过使所述第n个脉冲的极性反转来修改所述多个电刺激脉冲中的每第n个脉冲。

6.如权利要求1-5中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：控制所述治疗递送电路，以通过调整脉冲振幅或脉冲宽度中的至少一个来修改所述多个电刺激脉冲中的每第n个脉冲。

7.如权利要求1-6中任一项所述的设备，其特征在于，进一步包括存储器，所述存储器包括脉冲修改的查找表，

其中，所述控制电路被配置成用于：

通过从所述查找表中检取修改来建立对每第n个脉冲的所述修改；并且

控制所述治疗递送电路，以根据建立的修改来修改每第n个脉冲。

8.如权利要求1-7中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于：

选择电刺激脉冲输出配置；并且

基于选定的电刺激输出配置，建立对每第n个脉冲的修改。

9.如权利要求8所述的设备，其特征在于：

所述治疗递送电路包括用于生成和递送电刺激脉冲的第一输出电路和用于生成和递送电刺激脉冲的第二输出电路；并且

所述控制电路被配置成用于：

通过选择所述第一输出电路和所述第二输出电路中的一个以用于递送所述多个电刺激脉冲，来选择所述电刺激脉冲输出配置，并且

通过建立以下各项中的至少一项来建立对每第n个脉冲的所述修改：n的值、所述第n个脉冲的极性、所述第n个脉冲的振幅、或所述第n个脉冲的宽度。

10.如权利要求1-9中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

检测电刺激脉冲输出条件的变化；并且

响应于检测到所述电刺激脉冲输出条件的变化而改变所述电荷平衡脉冲。

11.如权利要求10所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成：通过检测以下各项中的至少一项来检测所述电刺激输出条件的变化：心脏起搏模式的变化、电极向量阻抗的变化、所述多个电刺激脉冲的脉冲振幅的变化、所述多个电刺激脉冲的脉冲宽度的变化、或所述电刺激脉冲的频率的变化。

12.如权利要求10-11中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成通过调整以下各项中的至少一项来改变所述电荷平衡脉冲：n的值、所述第n个脉冲的极性、所述第n个脉冲的脉冲振幅、或所述第n个脉冲的脉冲宽度。

13.如权利要求1-12中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被进一步配置成用于：

使用第一修改来修改每第n个脉冲，并且使用第二修改来修改所述多个电刺激脉冲中的每第m个脉冲，以用于减少在所述第n个脉冲之后剩余的电荷不平衡。

14.如权利要求1-13中任一项所述的设备，其特征在于，进一步包括：壳体，所述壳体封围所述治疗递送电路和所述控制电路，并且可耦合至携载所述电极中的至少一个电极的心血管外心脏起搏引线。

15.如权利要求1-14中任一项所述的设备，其特征在于，所述治疗递送电路被配置成生成并递送所述电刺激脉冲作为心脏起搏脉冲。

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