本公开总体上涉及一种用于使用心血管外电极来递送心脏起搏脉冲的心血管外植入式复律除颤器(icd)的系统、设备和方法。
背景技术：
：：诸如心脏起搏器和icd等医疗设备通过由一根或多根医疗电引线承载的电极和/或所述医疗设备的壳体上的电极向患者的心脏提供治疗电刺激。所述电刺激可以包括诸如起搏脉冲、或复律电击或除颤电击等信号。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，并且基于所感测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、心动过速或纤维性颤动等异常节律时，可以递送一个或多个适当的电刺激信号以便恢复或维持心脏的更正常节律。例如，icd可以在检测到心动过缓或心动过速时向患者心脏递送起搏脉冲，或者在检测到心动过速或纤维性颤动时向心脏递送复律电击或除颤电击。技术实现要素：总体上，本公开涉及用于通过诸如心血管外icd系统等心脏除颤系统来向患者心脏递送心脏起搏脉冲的技术。根据本文所公开的技术进行操作的icd使用由从icd延伸的医疗电引线承载的心血管外电极来递送心脏起搏脉冲。icd包括高压治疗模块和低压治疗模块两者，并且被配置成使用高压治疗模块或低压治疗模块以及所选心血管外起搏电极向量来自动确定起搏输出配置。在一些示例中，可从低压治疗模块获得包括用于递送单脉冲起搏脉冲的低压起搏输出配置和/或用于递送复合起搏脉冲的低压起搏输出配置在内的一种或多种低压起搏输出配置，所述复合起搏脉冲包括在复合起搏脉冲宽度内递送的用于诱发单个心脏去极化的两个或更多个单独脉冲。在一个示例中，本公开提供了一种心血管外icd，包括高压治疗模块、低压治疗模块和控制模块。所述高压治疗模块包括：高压电容器，具有第一电容；高压充电电路，被配置成对所述高压电容器进行充电；以及开关电路(circuitry)，被配置成跨与所述icd耦合的心血管外电极而耦合所述高压电容器。所述低压治疗模块包括：多个低压电容器，每个具有高达小于所述第一电容的第二电容的电容；低压充电电路，被配置成对所述低压电容器进行充电；以及开关电路，被配置成选择性地将所述多个低压电容器耦合至所述心血管外电极。所述控制模块耦合至所述高压治疗模块和所述低压治疗模块，并且被配置成：从至少所述低压治疗模块的低压起搏输出配置和所述高压治疗模块的高压起搏输出配置之中选择起搏输出配置；并且控制所述低压治疗模块或所述高压治疗模块中的对应治疗模块经由与所述icd耦合的所述心血管外电极通过所述低压起搏输出配置或所述高压起搏输出配置中的所选起搏输出配置递送心血管外起搏脉冲。在另一示例中，本公开提供了一种由具有低压治疗模块和高压治疗模块的心血管外icd执行的方法。所述方法包括：由所述icd的控制模块从至少所述低压治疗模块的低压起搏输出配置与所述高压治疗模块的高压起搏输出配置之中选择起搏输出配置。所述高压治疗模块包括具有第一电容的高压电容器，并且所述低压治疗模块包括多个低压电容器，每一个低压电容器具有高达小于所述第一电容的第二电容。所述方法进一步包括：控制所述低压治疗模块或所述高压治疗模块中的对应治疗模块经由与所述icd耦合的心血管外电极采用所述低压起搏输出配置或所述高压起搏输出配置中的所选起搏输出配置递送心血管外起搏脉冲。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，存储有指令集，所述指令当由具有低压治疗模块和高压治疗模块的心血管外icd的控制模块执行时使所述icd从所述低压治疗模块的低压起搏输出配置和所述高压治疗模块的高压起搏输出配置之中选择起搏输出配置。所述高压治疗模块包括具有第一电容的高压电容器，并且所述低压治疗模块包括多个低压电容器，每一个低压电容器具有高达小于所述第一电容的第二电容。进一步使得所述icd：控制所述低压治疗模块或所述高压治疗模块中的对应治疗模块经由与所述icd耦合的心血管外电极采用所述低压起搏输出配置或所述高压起搏输出配置中的所选起搏输出配置递送心血管外起搏脉冲。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和图1b是根据一个示例的心血管外icd系统的概念图。图2a至图2c是采用不同的植入配置而植入有图1a的心血管外icd系统的患者的概念图。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端部分的概念图。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端部分的概念图。图5是根据一个示例的图1a至图2c的系统的icd的示意图。图6是低压起搏脉冲的一个示例的描绘，所述低压起搏脉冲可以由图1a至图2c的icd的低压(lv)治疗模块使用心血管外电极和低压起搏输出配置生成并递送以便对患者的心脏进行起搏。图7是高压起搏脉冲的一个示例的描绘，所述高压起搏脉冲可以由图1a至图2c的icd的高压(hv)治疗模块使用心血管外电极和高压起搏输出配置生成并递送以便对患者的心脏进行起搏。图8是一种用于选择在由图1a至图2c的icd递送心血管外心脏起搏脉冲时使用的起搏输出配置的方法的流程图。图9是根据一个示例的耦合至图1a至图2c的icd的处理器和hv治疗控制模块的hv治疗模块的示意图。图10是一种可以由图1a至图2c的icd执行以用于启用高压起搏输出配置的方法的流程图。图11是根据一个示例的图1a至图2c的icd的lv治疗模块的概念图。图12是根据一个示例的由icd执行的方法的流程图。具体实施方式总体上，本公开描述了用于使用植入式心血管外电极来递送心脏起搏脉冲的技术。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。本文所公开的技术提供了一种用于使用心血管外电极来自动配置icd起搏输出配置的方法。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icd14。在icd系统10能够提供除颤电击和/或复律电击以及心脏起博脉冲的背景下来对图1a和图1b进行描述。icd14包括壳体15，所述壳体形成保护icd14的内部部件的气密密封。icd14的壳体15可由导电材料(比如，钛或钛合金)形成。壳体15可以充当壳体电极(有时被称为“金属壳(can)”电极)。在本文中所描述的示例中，壳体15可以用作在递送使用高压治疗模块所递送的复律/除颤(cv/df)电击或其他高压脉冲时所使用的有源金属壳电极。在其他示例中，壳体15可以结合基于引线的电极用于递送单极低压心脏起搏脉冲。在其他实例中，icd14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(多个)电极的(多个)外部部分可以涂覆有材料，比如，氮化钛。icd14包括连接器组件17(也被称为连接器块或连接头)，所述连接器组件包括与壳体15交叉以便提供在引线16的细长引线体18内延伸的导体与包括在icd14的壳体15内的电子部件之间的电连接的电馈通件。如将在本文中更详细描述的，壳体15可以容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、传感器、电感测电路、治疗递送电路、电源和其他适当的部件。细长引线体18包括近端27和远端部分25，所述近端包括被配置成连接至icd连接器组件17的引线连接器(未示出)，并且所述远端部分包括一个或多个电极。在图1a和图1b中展示的示例中，引线16的远端部分25包括除颤电极24a和24b(共同为24)以及起博/感测电极28a、28b和30。在一些情况下，除颤电极24a和24b可以一起形成除颤电极，因为它们被配置成同时被激活。可替代地，除颤电极24a和24b可以形成分开的除颤电极，在这种情况下这些电极24a和24b各自可以被独立激活。在一些实例中，除颤电极24a和24b耦合至电隔离导体，并且icd14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压刺激治疗(例如，复律电击或除颤电击)。电极24a和24b可以是细长线圈电极，并且相比于低压起搏电极和感测电极，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，除了或代替高压刺激治疗，电极24a和24b以及壳体15还可以用于提供起博功能、感测功能或者起博功能和感测功能两者。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限制成仅用于高压心脏复律/除颤治疗应用。如本文所描述的，电极24a和/或24b可以在起搏电极向量中用于使用高压起搏输出配置来递送心血管外起搏脉冲。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24b之间，并且电极30位于除颤电极段24a远端。在图1a和图1b的示例中，电极28a和28b被展示为环形电极，并且电极30被展示为半球形尖端电极。然而，电极28a、28b和30可以包括多种不同类型的电极中的任意类型的电极，包括环形电极、短线圈电极、桨状电极、半球形电极、定向电极、分段电极等等，并且可以被定位在沿引线16的远端部分25的任意位置处。进一步的，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。引线16在皮下或肌肉下在胸腔32上方从icd14的连接器组件27中间朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)延伸。在靠近剑突20的位置处，引线16弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地在胸腔和/或胸骨上方靠上延伸、基本上平行于胸骨22。尽管在图1a和图1b中被展示为侧向地从胸骨22偏移并且基本上平行于所述胸骨延伸，引线16还可以植入在其他位置处，诸如在胸骨22之上、向胸骨22的右边或左边偏移、朝向左边或右边与胸骨22侧向成角度等等。可替代地，引线16可以沿着其他皮下路径或肌肉下路径被放置。引线16的路径可以取决于icd14的位置或其他因素。电导体(未展示)从近端引线端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被定位成沿着引线体18的远端部分25的电极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的远端部分25(或所有)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线16的引线体18可由非导电材料(包括，硅酮、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)形成并且被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。然而，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内的细长电导体各自与对应的除颤电极24a和24b以及起博/感测电极28a、28b和30电耦合。所述对应的导体经由连接器组件17中的连接(包括与壳体15交叉的相关联电馈通件)将电极24a、24b、28a、28b和30电耦合至icd14的电路(诸如治疗模块和/或感测模块)。电导体将治疗从icd14内的治疗模块传输至除颤电极24a和24b和/或起博/感测电极28a、28b和30中的一者或多者，并且将所感测的电信号从除颤电极24a和24b和/或起博/感测电极28a、28b和30中的一者或多者传输至icd14内的感测模块。图1a和图1b在本质上是说明性的并且不应当被认为是限制对本文所公开的技术的实践。在其他示例中，引线16可以包括少于三个起搏/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。起博/感测电极28a、28b和30可以沿引线16的长度定位在其他地方，例如，在除颤电极24a远端、在除颤电极24b近端、和/或在电极24a与24b之间。例如，引线16可以包括在除颤电极24a与24b之间的单个起博/感测电极28，并且在除颤电极24a的远端或除颤电极24b的近端不包括任何起搏/感测电极。在其他示例中，引线16可以包括在除颤电极24a与24b之间的仅单个起博/感测电极28并且包括在除颤电极24a远端和/或在除颤电极段24b近端的其他(多个)离散电极。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施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10可以包括类似于引线16的第二心血管外电刺激和感测引线。第二引线可以例如侧向地延伸至患者12的后部，并且包括形成电极向量的一个或多个电极，其中，引线16的电极24a、24b、28a、28b和/或30中的一个或多个电极用于根据本文所公开的技术来提供起搏。在一些实例中，引线16的电极24a、24b、28a、28b和/或30可以被成形、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、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icd14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。icd14可以经由包括电极28a、28b和30与icd14的壳体15的组合的感测向量的组合来获得与心脏26的电活动相对应的电信号。例如，icd14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测的心脏电信号、或者使用在电极28a、28b和30中的任意一个或多个电极与icd14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，icd14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。icd14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便监测异常节律，比如，心动过缓、室性心动过速(vt)或心室纤颤(vf)。icd14可以对心率和/或心脏电信号的形态学进行分析，从而根据多种快速心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速心律失常。在美国专利号7,761,150(ghanem等人)中描述了用于检测快速心律失常的一种示例技术。icd14响应于检测到快速心律失常(例如，vt或vf)而生成并递送电刺激治疗。icd14可以经由除颤电极24a和24b中的一个或两个和/或壳体15来递送一个或多个复律电击或除颤电击。icd14可以将电极24a和24b单独或一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送复律电击或除颤电击。icd14还可以使用由包括电极24a、24b、28a、28b和/或30中的一个或多个电极和/或icd14的壳体15的各种电极向量中的任意一者中的一者或多者形成的治疗向量来生成并递送除了复律电击或除颤电击之外的电刺激脉冲，包括心动过缓起搏脉冲、抗心动过速起搏(atp)脉冲、由于房室传导阻滞或电击后心搏停止期间的起搏脉冲、用于vf感应的突发递送、和/或在用于vf感应的t电击之前的夹带起博脉冲。如以下所描述的，icd14可以被配置成使用低压治疗模块或高压治疗模块以及从电极24a、24b、28a、28b、30和壳体15之中选择的起搏电极向量来选择起搏输出配置以用于递送起搏治疗(例如，atp、电击后或房室传导阻滞期间的心搏停止起搏、或心动过缓起搏)或用于递送包括在t电击或高频突发脉冲(例如，50hz突发脉冲)之前的夹带起搏脉冲的快速心律失常感应序列。icd14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12身体的左侧。在一些实例中，icd14可以植入在患者12的左腋后线与左腋前线之间。然而，icd14可以植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，icd14可以植入在胸肌区中的皮下袋中。在这种情况下，引线16可以在皮下或肌肉下从icd14朝胸骨22的胸骨柄延伸并且在皮下或肌肉下从胸骨柄向下弯曲或转向并且延伸到期望位置。在又另一个示例中，icd14可以置于腹部。引线16同样可以植入在其他心血管外位置中。例如，如关于图2a至图2c描述的，引线16的远端部分25可以植入在胸骨下空间中的胸骨/胸腔胸骨下面。外部设备40被示出为通过通信链路42与icd14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icd14进行通信以便经由通信链路42发射和接收数据的其他部件。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或通信频带)在icd14与外部设备40之间建立通信链路42。外部设备40可以体现为在医院、诊所或医生办公室中使用的编程器，用于从icd14检索数据并且对icd14中的操作参数和算法进行编程以便控制icd功能。外部设备40可以用于编程由icd14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icd14中。icd14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icd14中检索。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icd14检索的心脏电信号以便通过夺获阈值测试期间由icd14递送的起搏脉冲来确认心脏夺获。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至图2c是采用与图1a至图1b中示出的安排不同的植入配置而植入有icd系统10的患者12的概念图。图2a是植入有icd系统10的患者12的正视图。图2b是植入有icd系统10的患者12的侧视图。图2c是植入有icd系统10的患者12的横向视图。在此安排中，系统10的引线16至少部分地植入在患者12的胸骨22下面。引线16皮下地或肌肉下地从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可以看作为侧向地由胸膜39、后向地由心包膜38、并且前向地由胸骨22定界。在一些实例中，前纵膈36的前壁也可以由胸横肌和一根或多根肋软骨形成。前纵隔36包括一定量的疏松结缔组织(比如，蜂窝组织)、脂肪组织、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织、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的远端部分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。被植入成使得远端部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。在图2a至图2c中展示的示例中，引线16基本上居中定位在胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可以植入成使得其侧向地从胸骨22的中心偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，从而使得引线16的远端部分25处于胸腔32(除了或代替胸骨22)下面/下方。在其他示例中，引线16的远端部分25可以被植入到其他心血管外胸腔内位置中(包括胸膜腔)或者在心脏26的心包38的周界周围并在其附近但通常不在其内。在上述并入的参考中总体上公开了可以结合本文所描述的心脏起搏技术使用的其他植入位置以及引线和电极安排。尽管以上关于图1a、图1b和图2a至图2c描述了示例心血管外位置，但是本公开的起搏技术可以用于与常规心脏内起搏脉冲相关联的起搏幅值和/或宽度不足以夺获患者的心脏(包括心包空间内)的其他实施方式中。图3是展示了具有替代性电极安排的植入式电引线16的另一示例的远端部分25'的概念图。在本示例中，远端部分25'包括两个起搏/感测电极28a和28b以及两个除颤电极24a和24b以及对应的导体(未示出)，以便提供如以上结合图1a、图1b以及图2a至图2c所描述的电刺激和感测功能。然而，在本示例中，电极28b在近端除颤电极24b的近端，并且电极28a在近端除颤电极24b的远端，从而使得电极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可以包括位于除颤电极24a远端的第三起博/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3的示例中的电极28b)的近端侧的远端部分25'可以小于或等于15cm并且可以小于或等于13cm和/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使能对心脏26进行高效起搏的起搏向量。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起搏/感测电极使能从各种电极间间距之中进行选择，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)。icd14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icd14的壳体15。例如，icd14可以经由起搏电极向量使用低压治疗模块来递送起搏脉冲，在所述电极向量中，电极28a或28b之一被选择作为阴极，并且电极28a和28b中的另一个被选择作为阳极。低压治疗递送电极向量的其他示例可以包括：电极28a或28b之一或两者组合地被选择作为阴极(或阳极)，除颤电极24a、24b或壳体15之一被选择作为阳极(或阴极)。icd14可以使用高压治疗模块使用起搏电极向量来递送起搏脉冲，所述电极向量将除颤电极24a和24b之一或两者用作阴极(或阳极)并且将icd14的壳体15用作阳极(或阴极)。icd14被配置成判定哪个起搏向量以及低压治疗模块和高压治疗模块中的哪一个治疗模块用于例如根据本文所描述的技术来递送心脏起搏脉冲。图4是展示了具有类似于图3电极安排、但具有引线体18'的非线性或曲线远端部分25”的电极安排的心血管外引线16的另一示例的远端部分25”的概念图。引线体18'可以被预先形成为沿着远端部分25”具有正常曲线、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”型曲线的正常曲线远端部分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'的正常笔直或线性近端部分的中心轴线31对准，以使得除颤电极24a'和24b'的中点与电极28a'和28b'侧向地偏移。除颤电极24a'和24b'沿着引线体远端部分25”在同一方向上远离中心轴线31和电极28a'和28b'而侧向延伸的对应c型部分被定位。在未决美国专利公开号2016/0158567(marshall等人)中总体上公开了可以利用本文中描述的起搏技术来实施的心血管外引线的其他示例，所述心血管外引线包括由引线体的曲线、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。图5是根据一个示例的icd14的示意图。封闭在壳体15(在图5中示意性地示出为金属壳电极)内的电子电路包括协作地监测一个或多个心脏电信号、判定何时需要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。icd14耦合至诸如承载心血管外电极24a、24b、28a、28b和30的引线16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。icd14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。icd14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icd14的电路(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电池或不可再充电电池。电源98与其他模块80、82、84、86和88中的每一个之间的连接将根据图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耦合至包括在治疗递送模块84中的低压(lv)充电电路和高压(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中示出的功能块表示包含在icd14中的功能，并且可以包括实施能够产生归属于本文的icd14的功能的模拟电路和/或数字电路的任何离散和/或集成电子电路部件。如本文使用的，术语“模块”指代专用集成电路(asic)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享、专用或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他适合部件。用于实施本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由所述设备中采用的特定系统架构以及由icd14采用的特定检测和治疗递送方法来确定。在考虑到本文中的公开的情况下，在任何现代icd系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以实现所述功能在本领域技术人员的能力之内。存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁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icd模块执行归属于icd14或那些icd模块的各种功能。存储指令的非暂态计算机可读介质可以包括以上所列出的介质中的任何介质。归于本文所述的模块的功能可以体现为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或其任何组合。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。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施的操作。控制模块80与治疗递送模块84以及电感测模块86通信，以便感测心脏电活动、检测心律并且响应于感测到的心脏信号而控制心脏电刺激治疗的递送。治疗递送模块84和电感测模块86电耦合至由引线16承载的电极24a、24b、28a、28b和30(图1a和图1b中所示的)、以及壳体15，所述壳体可以充当公共电极或接地电极或者充当用于递送用于递送cv/df电击脉冲的有源金属壳电极。电感测模块86可以选择性地耦合至电极28a、28b、30和壳体15，以便监测患者心脏的电活动。电感测模块86可以另外选择性地耦合至电极24a和/或24b。感测模块86被使能选择性地监测从可用电极24a、24b、28a、28b、30和壳体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、28b、30和壳体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、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成对从耦合至对应感测通道的所选电极接收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，所述心脏事件检测电路用于从跨所选(多个)感测电极向量所产生的所接收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。感测心脏事件(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(诸如所感测到的r波)用于检测对由icd14递送的起搏脉冲的夺获。治疗递送模块84包括用于使用从电极24a、24b、28a、28b、30和15中选择的心血管外起搏电极向量来递送低压起搏脉冲的低压(lv)治疗模块85。lv治疗模块85可以被配置成递送低压起搏脉冲，例如，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值的电压。在适当的时间，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。lv治疗模块85能够采用一个或多个低压起搏输出配置进行操作。在一个示例中，lv治疗模块85可以被启用以采用第一低压起搏输出配置递送低压、单脉冲起搏脉冲。当心脏26的夺获阈值高于由lv治疗模块85可产生的最大单脉冲起搏脉冲输出时，lv治疗模块85可以被启用以采用第二低压起搏输出配置递送包括两个或更多个融合单独脉冲的复合起搏脉冲。融合起搏脉冲通过以下操作来递送：顺序地对包括在lv治疗模块85中的至少两个保持电容器或至少两个保持电容器组合进行放电以递送在时间上融合的至少两个单独脉冲，从而产生具有大于由lv治疗模块84可产生的单脉冲起搏脉冲的最大脉冲能量的脉冲能量的复合起搏脉冲。例如，融合起搏脉冲的总脉冲宽度长于由lv治疗模块84可产生的最大单脉冲起搏脉冲宽度。当即使在单脉冲的最大可用脉冲幅值和宽度下给定电压幅值的单脉冲起搏脉冲也无法夺获心脏时，具有相同电压幅值的复合起搏脉冲在复合起搏脉冲宽度上递送的总脉冲能量可能大于心脏的夺获阈值。脉冲电压幅值可以是患者可忍受的最大电压幅值或可从lv治疗模块84获得的最大脉冲幅值(其在一些示例中可以是8v或10v)。在其他示例中，lv治疗模块85可以仅采用一种低压起搏输出配置进行操作，例如，仅单脉冲低压起搏输出配置、仅低压融合起搏输出配置或某种其他的低压起搏输出配置。在另一示例中，lv治疗模块85可以能够采用多于两种不同的可选低压起搏输出配置进行操作。高压(hv)治疗模块83包括一个或多个高压电容器。当检测到可电击节律时，(多个)hv电容器由hv充电电路充电至根据编程电击能量的电压电平。所述hv充电电路可以包括变压器，并且可以是由控制模块80控制的处理器受控充电电路。在检测到来自治疗递送模块84的表明(多个)hv电容器已经达到递送编程电击能量所需的电压的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发对所述hv电容器进行放电。以这种方式，控制模块80控制高压治疗模块83的操作，以便使用除颤电极24a、24b和/或壳体15来递送cv/df电击。当由lv治疗模块85采用低压起搏输出配置递送的起搏脉冲未充分夺获心脏26时，hv治疗模块83可以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值的电压。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。与低压起搏输出配置相比，当对(多个)hv电容器进行放电时，可以在高压起搏输出配置中利用更长的脉冲宽度，同时仍然维持大于起搏夺获阈值的脉冲电压幅值。由于(多个)hv电容器的更高电容(以及因此更高的rc时间常数)，更长的脉冲宽度是可得到的。如此，lv治疗模块85可以能够产生高达并且包括10v的最大脉冲电压幅值。最大单脉冲起搏脉冲宽度可以是2ms。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值，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，示例可用脉冲宽度范围可以是2ms至20ms。可用于递送高压起搏脉冲的最大电压幅值的示例可以是40v。当患者可以忍受相对较高起搏脉冲电压幅值(例如，大于10v)时，可以在高压起搏输出配置期间使用相对较短起搏脉冲宽度(例如，2ms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。由hv治疗模块83递送的起搏脉冲将具有在毫焦耳范围内或至少几十毫焦耳的脉冲能量。例如，当起搏电极向量阻抗在400欧姆到1000欧姆范围内时，由hv治疗模块83生成的具有10v幅值和20ms脉冲宽度的起搏脉冲可以在2毫焦耳至5毫焦耳的范围内。对于如在前一示例中给出的类似起搏负载范围，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。对于400欧姆到1000欧姆的起搏负载，由lv治疗模块83递送的幅值为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。相比而言，使用心内膜电极或心外膜电极所递送的起搏脉冲可以在毫焦耳的数量级上，例如，对于幅值为2v、脉冲宽度为0.5ms并且被跨400欧姆到1000欧姆的起搏电极向量阻抗施加的典型心内膜起搏脉冲为2微焦耳至5微焦耳。如以下将描述的，控制模块80可以使用hv治疗模块83通过以下方式来启用高压起搏输出配置：至少施加启用包括在hv治疗模块83中的开关电路以将(多个)hv电容器耦合至起搏电极向量所需的最小电流。还分别结合图9和图11描述了包括在hv治疗模块83和lv治疗模块85中的电路。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。如以下结合图10所描述的，控制模块80可以在高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使用阻抗测量结果来设置包括在hv治疗模块83中的可变分流电阻。可变分流电阻可以与起搏负载并联并且被设置成等于或小于起搏负载阻抗，以便贯穿由hv治疗模块83递送的起搏脉冲的持续时间来维持通过hv治疗模块开关电路的电流，从而促进跨起搏负载两端的适当电压信号以便夺获患者的心脏。由控制模块80利用以检测心律并递送电刺激治疗和快速性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可以从外部设备40接收下行链路遥测并向所述外部设备发送上行链路遥测。在一些情况下，遥测模块88可以用于向植入在患者12体内的另一医疗设备发送通信信号并且从所述另一医疗设备接收通信信号。图6是在控制模块80选择低压融合起搏输出配置时可以由icd14的lv治疗模块85使用心血管外电极生成并递送以便起搏心脏26的复合起搏脉冲50的一个示例的描绘。起搏脉冲50是包括四个脉冲52a、52b、52c和52d的复合起搏脉冲，这四个脉冲各自经由在lv治疗模块85的电容器阵列中所包括的对应输出电容器通过跨所选起搏电极向量对lv保持电容器(或并联lv保持电容器的组合)进行放电而被单独地递送。对单个lv保持电容器(或同时对并联lv保持电容器的组合)进行放电引起lv治疗模块85对单个低压起搏脉冲的递送。在一种低压起搏输出配置中，lv治疗模块85被启用以跨所选起搏电极向量以顺序方式对多个lv保持电容器进行放电，以使得多个单低压起搏脉冲被顺序地递送从而产生引发心肌的单一诱发响应的复合起搏脉冲50。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。每个对应脉冲的衰减部分56a、56b、56c和56d根据lv治疗模块85的放电电路的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分别与分别紧接在之前的脉冲52a、52b和52c的终止沿60a、60b和60c在时间上一致。最后脉冲52d的终止沿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每个脉冲的前沿58a至58d处达到最大脉冲幅值66，衰减周期在前沿58a至58d之间，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可以被设置以将恰好在下一个单独脉冲之前的每个单独脉冲52a至52d的最小脉冲幅值68维持在最小幅值阈值以上，从而确保在复合脉冲50中递送的总脉冲能量能够成功夺获并起搏心脏26。单独的脉冲宽度62可以是固定的，例如，在一些示例中高达2ms，以使得当四个融合的连续脉冲52a至52b如图6的示例中所示的那样被递送时总脉冲宽度高达8ms。单独脉冲宽度62可以是在跨起搏电极向量对单个保持电容器进行放电时可从lv治疗模块85获得的最大脉冲宽度。可以通过如由放电电路的rc时间常数确定的起搏脉冲的衰减率来限制这个最大单脉冲宽度。对于给定起搏脉冲宽度，起搏夺获阈值幅值可以被标识为引发心肌组织的诱发响应(去极化)的最低起搏脉冲幅值。通过rc时间常数确定的单起搏脉冲的衰减率可以使起搏脉冲的幅值在可到达实现针对给定起搏脉冲幅值的心肌夺获所需的单起搏脉冲宽度之前下降至心肌起搏夺获阈值幅值以下。如果起搏脉冲幅值被设置为最大可用值，例如，8伏特或10伏特，则如由rc时间常数确定的单起搏脉冲的最大起搏脉冲宽度可能不足以使用所选心血管外起搏电极向量来递送夺获心脏所需的脉冲能量。如此，可能需要总脉冲宽度大于单起搏脉冲的最大可用脉冲宽度的复合起搏脉冲来实现足以夺获心脏的总脉冲能量。单独地递送的脉冲在时间上融合以使得单独的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52a至52d可能具有小于起搏夺获阈值的脉冲能量。可以基于以下各项来选择以融合顺序递送的单独脉冲的数量(其在一些示例中可以大于或小于四)：针对给定的脉冲幅值66而夺获心脏所需的总起搏脉冲宽度64；以及在不允许最小脉冲幅值68在融合脉冲之间的时间段上下降至防止脉冲具有用于夺获心肌的累积剂量效应的最小幅值阈值以下的情况下可以达到的最大单独脉冲宽度62。例如，可以防止最小脉冲幅值68在各个脉冲之间达到0v，并且可以将所述最小脉冲幅值维持在幅值阈值以上，所述幅值阈值可以被限定为编程脉冲幅值66的一定百分比，例如，编程脉冲幅值66的25％、50％或其他所选百分比。对应脉冲52a至52c的终止沿60a、60b和60c与对应后续脉冲52b、52c和52d的前沿58b、58c和58d在电子电路的限制内几乎是同时发生的。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单独脉冲52a至52d，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，即使当被单独地递送的或在时间上更远间隔开的每个单独的脉冲52a至52d可能不足以夺获和起搏心脏时，复合脉冲仍然夺获心脏。可以通过跨具有相同极性(在所示示例中为正向)的起搏电极向量顺序地耦合不同的电容元件(单个电容器或者两个或更多个电容器的组合)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被充电至峰值电压幅值66。在一些示例中，同一电容器或者电容器组合可能无法用于递送两个连续单独脉冲(例如，脉冲52a和52b)，因为将电容器(或电容器组合)充电至峰值电压幅值66发生在发起单独脉冲52a至52d中的每一个对应单独脉冲之前。同一电容器或同一电容器组合可以用于通过在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。每个单独脉冲52a至52d在图6中被示出为具有相同的峰值电压幅值66。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、或者患者可忍受的最大电压幅值。可以通过设置脉冲52a至52d的单独脉冲数量和单独脉冲宽度来控制复合起搏脉冲50的总脉冲能量。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(和/或极性)。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。在一些示例中，可以在复合起搏脉冲50的递送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，启动下一个单独脉冲。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。当启动下一个脉冲52b时，第一脉冲52a被截断，从而使得脉冲52a的终止沿60a和第二脉冲52b的前沿58b同时发生。起搏脉冲50之后是再充电脉冲69，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。再充电脉冲69可以在lv治疗模块85的输出电容器已经在起搏脉冲50的递送期间被充电的情况下允许所述电容器被动地放电以促进电荷中性，并且可以减少起搏电极的极化伪像。在其他示例中，复合起搏脉冲50的单独脉冲52a至52d可以重叠，因为脉冲52b、52c和52d的前沿58b、58c或58d可以分别略微先于对应先前脉冲52a、52b和52c的对应终止沿60a、60b或60c。尽管单独脉冲52a至52d被示出为各自具有相等的单独脉冲宽度62，但可以设想，单独脉冲52a至52d可以具有不同的单独脉冲宽度，这可以基于被放电以产生单独脉冲52a至52d的保持电容器或保持电容器组合的有效电容。例如，可以通过以下操作来产生8.0ms的复合起搏脉冲：递送通过以顺序方式对两个不同的保持电容器进行放电产生的各自具有2.0ms的脉冲宽度的两个单独脉冲，然后递送通过同时对两个并联的保持电容器进行放电产生的具有4.0ms的第三单独脉冲。在美国临时专利申请号62/262,412(代理人案卷号：c00012192.usp1)以及相应的美国专利申请号xx/xxx,xxx(与此同一天提交的代理人案卷号：c00012192.usu2)中总体上公开了这种类型的复合脉冲和用于产生包括以融合顺序的方式递送的多个单独脉冲的复合起搏脉冲的其他技术。复合起搏脉冲50被产生以提供具有总复合起搏脉冲宽度64内的总脉冲能量的起搏脉冲，所述起搏脉冲足以通过产生心脏的诱发去极化响应来夺获心脏。如以下所描述的，当低压单脉冲起搏输出配置并不满足起搏夺获阈值标准时，可以由控制模块80来选择低压融合起搏输出配置。可替代地，lv复合起搏脉冲输出配置可以是仅lv起搏输出配置。图7是在控制模块80选择高压起搏输出配置时可以由icd14的hv治疗模块83使用心血管外电极生成并递送以便起搏心脏26的高压起搏脉冲70的一个示例的描绘。当确定由lv治疗模块85递送的低压起搏脉冲不足以通过低压单脉冲起搏输出配置或低压融合起搏输出配置来夺获心脏26时，控制模块80被配置成自动启用hv治疗模块83来递送心脏起搏脉冲。hv治疗模块83可以产生具有编程起搏脉冲幅值72的高压起搏脉冲70，所述编程起搏脉冲幅值大于lv治疗模块85可以产生的最大电压幅值但是比对心脏26进行复律或除颤所需的cv/df电击脉冲的电压幅值小得多。例如，高压起搏脉冲幅值72可以大于或等于10v且可以高达40v(包括后者在内)，或者在其他示例中可以是从10v到30v。在另一示例中，高压起搏脉冲幅值大于8v，高达并且包括40v。高压起搏脉冲70可以具有小于心脏26的除颤阈值的脉冲能量。在所示的示例中，起搏脉冲70具有10v的脉冲电压幅值和20ms的脉冲宽度74。在另一示例中，起搏脉冲70具有等于或在10v与20v之间的脉冲电压幅值以及10ms的脉冲宽度。脉冲宽度74可以取决于起搏脉冲幅值72，以使得由具有幅值72和宽度74的脉冲70递送的总起搏脉冲能量能够成功夺获和起搏心脏26，但是可以小于除颤阈值。在一些示例中，脉冲宽度74可以从1ms直到并且包括10ms，但可以短于或长于本示例范围。脉冲宽度74可以根据针对编程起搏脉冲幅值72而确定的脉冲宽度阈值来进行设置。例如，如果脉冲幅值被设置为20v，则可以在起搏夺获阈值测试期间确定成功夺获心脏的最小脉冲宽度。可以以长于夺获阈值脉冲宽度的安全起搏裕度来设置起搏脉冲宽度74。可替代地，当hv治疗模块83被启用以采用高压起搏输出配置来递送起搏脉冲时，可以首先设置脉冲宽度74，并且可以将脉冲幅值72设置为在使用所选脉冲宽度74进行的起搏夺获阈值测试期间得出的夺获阈值脉冲幅值以上的安全裕度的幅值。如所示出的，起搏脉冲70是具有第一正向部分70a和第二负向部分70b的双相起搏脉冲。可以由hv治疗模块83通过控制包括在hv治疗模块83中的开关电路来产生双相起搏脉冲70。hv治疗模块83的开关电路可以被控制以在电容器放电期间反转所递送脉冲的极性以产生双相脉冲。在一些示例中，可以在给定的电压阈值处反转极性。被充电至脉冲电压幅值72的hv电容器继续针对起搏脉冲宽度74的剩余部分70b进行放电。如可以在图7中观察到的，正向部分70a的结束电压幅值是负向部分70b的起始电压幅值，因为，在开关电路反转起搏脉冲70的极性之后，同一(多个)电容器继续放电。相比而言，图6的复合起搏脉冲50的单独脉冲52a至52d各自通过切换到已被充电到脉冲电压幅值66的不同电容器(或电容器组合)以开始下一个单独脉冲而产生。通过以下方式来产生每个单独脉冲52a至52d：跨起搏电极向量对不同电容器(或电容器组合)进行放电，从而产生各自具有与脉冲幅值66相等的前沿脉冲幅值的单独脉冲。在其他示例中，高压起搏脉冲70可以通过开关电路的控制而作为单相脉冲、其他多相脉冲或其他形状的脉冲来递送。图8是一种用于选择用于由icd14递送心血管外心脏起搏脉冲的起搏输出配置的方法的流程图100。在一些患者体内，可以使用单个非融合低压起搏脉冲来实现对心脏26的夺获。这种情况下，控制模块80可以使用lv治疗模块85将起搏输出配置配置为低压单脉冲起搏输出配置。在其他患者体内，起搏夺获阈值可以大于由lv治疗模块85产生的单脉冲的最大输出。换言之，起搏夺获阈值大于最大可用脉冲幅值和/或例如当跨起搏电极向量对单个保持电容器进行放电时大于由lv治疗模块85产生的最大可用单脉冲宽度。在这种情况下，控制模块80启用更高能量起搏脉冲输出配置而不是低压单脉冲起搏输出配置。可用的更高能量起搏脉冲输出配置可以包括低压融合起搏脉冲输出配置，在所述低压融合起搏脉冲输出配置中，由lv治疗模块85来递送复合起搏脉冲(比如图6中所示的复合起搏脉冲50)。另一种更高能量起搏脉冲输出配置可以是高压起搏脉冲输出配置，在所述高压起搏脉冲输出配置中，由hv治疗模块83来递送高压起搏脉冲(例如，图7中所示的脉冲70)。如本文所使用的，“高压起搏脉冲”由hv治疗模块83通过对被充电至比lv治疗模块85中所包括的lv电容器可以被充电到的最大电压更大的电压的hv电容器进行放电而产生的起搏脉冲。如以下所描述的，hv治疗模块83包括具有变压器的hv充电电路，所述变压器用于在处理器的控制下增大可用于对hv电容器进行充电的电压。相比之下，lv治疗模块85包括lv充电电路，所述lv充电电路可由状态机控制并且使用电源98的电池电压的一定倍数，例如，电池电压的四倍。为了确定最适当的起搏输出配置，可以执行使用可用起搏输出配置中的一个或多个进行的起搏夺获阈值测试。可以在以下情况下执行起搏夺获阈值测试：在icd植入之后；在预定周期性基础上；在检测到或预测到心律需要治疗、检测到失夺获、或检测到引线问题或者可能指示失夺获的其他状况时。控制模块80确定能够可靠地夺获和起搏心脏同时使产生起搏脉冲所需能量最小化并且使由心血管外起搏脉冲导致的患者不适最小化的适当起搏输出配置。控制模块80从使用lv治疗模块85的至少一种低压起搏输出配置以及使用hv治疗模块83的一种高压起搏输出配置之中选择所述起搏输出配置。(多种)低压起搏输出配置以及高压起搏输出配置可以使用起搏电极向量来递送起搏脉冲，所述起搏电极向量是从由耦合至icd14的心血管外引线(例如，结合图1a至图4示出并描述的引线16)承载的任何心血管外电极中选择的。在一个示例中，低压起搏输出配置经由电极28a或28b中的一个或多个电极或壳体15例如在作为阴极(或阳极)的电极28a和28b之一与作为阳极(或阴极)的壳体电极之间、或者在作为阴极(或阳极)的电极28a与作为阳极(或阴极)的电极28b之间递送起搏脉冲。高压起搏输出配置可以经由除颤电极24a和24b——一个除颤电极充当阳极(或阴极)，而另一个除颤电极充当阴极(或阳极)——来递送起搏脉冲，或者可以在成对的除颤电极24a或24b之一与壳体15之间来递送起搏脉冲。低压起搏输出配置和高压起搏输出配置不限于与特定起搏电极向量一起使用。用于低压起搏输出配置和高压起搏输出配置的起搏电极向量可以基于个体患者需求以及所使用的特定引线和电极配置及其在患者体内的放置来选择。开始于框102处，控制模块80可以启动低压单脉冲起搏夺获阈值测试。lv治疗模块85可以被控制以根据夺获阈值测试算法来递送低压单脉冲起搏脉冲，以便判定是否可以使用在用于使用低压单脉冲起搏输出配置的可接受夺获阈值限制内的脉冲幅值和脉冲宽度来实现成功夺获。当控制模块80被配置成控制lv治疗模块85以便根据夺获阈值搜索算法来递送起搏脉冲时，可以由icd14自动执行在框102处执行的lv单脉冲起搏夺获阈值测试，包括由控制模块80进行的自动夺获检测。在其他示例中，lv单脉冲起搏阈值测试以及本文所描述的其他夺获阈值测试可以响应于从外部设备40接收的用户输入的编程命令以半自动方式来执行。在一些示例中，起搏夺获阈值测试在框102处以相对较低的起搏脉冲幅值(例如，1v)以及最大可用脉冲宽度(例如，1.5ms或2.0ms)开始。可以由控制模块80例如基于在递送起搏脉冲之后的预期时间间隔内从由感测模块86接收的心脏电信号中检测到诱发r波来自动地检测夺获。可替代地，夺获可以由观察由感测模块86提供的ecg信号的用户手动地验证并且由遥测模块88传输至外部设备40。用户可以向外部设备40中输入被传输回icd14、指示确认夺获的命令。如果在起始脉冲幅值和最大脉冲宽度下未检测到或验证夺获，则脉冲幅值可以以1v的增量或其他电压步长增大，直到实现夺获、或直到达到最大测试脉冲幅值。在一些示例中，最大测试脉冲幅值是可从lv治疗模块85获得的最大脉冲幅值。在其他示例中，最大测试脉冲幅值是可从lv治疗模块85获得的最大幅值减去预定安全裕度。如果在至少为在最大可用脉冲幅值以下的安全裕度的脉冲幅值下无法实现夺获，则对于使用低压单脉冲起搏输出配置的心血管外起搏可以认为所述夺获阈值是不可接受的。在一个示例中，编程安全裕度被设置为等于心血管外起搏的起搏夺获阈值。换言之，最终起搏脉冲幅值被设置为夺获阈值电压幅值的两倍。例如，如果夺获阈值为3v，则安全裕度也为3v，使得起搏脉冲幅值被设置为6v。如果起搏夺获阈值幅值被确定为5v，则所需安全裕度也为5v，从而产生10v的起搏脉冲幅值，这可能超过lv治疗模块85的最大可用脉冲幅值。在其他示例中，安全裕度可以是大于脉冲幅值夺获阈值的固定增量，例如，大于起搏幅值夺获阈值2v。如果起搏夺获阈值加上安全裕度等于或超过可用于lv治疗模块85的最大可用脉冲幅值，则在框104处，起搏夺获阈值可以被确定为对于低压单脉冲起搏而言是不可接受的。控制模块80前进至框110以针对低压融合起搏脉冲执行起搏阈值测试。在其他示例中，控制模块80可以通过控制lv治疗模块85在可用于低压单脉冲的最大输出下递送测试起搏脉冲来开始在框102处执行的lv起搏阈值测试。例如，最大输出可以是幅值为8v且脉冲宽度为1.5ms或2.0ms的脉冲。控制模块80基于检测到来自由感测模块86接收的心脏电信号的起搏脉冲之后的r波或者基于接收到用户的手动配置来判定这种最大输出起搏脉冲是否夺获心脏26。如果在lv治疗模块85的最大输出(即，最大可用脉冲幅值和最大可用脉冲宽度)下递送的单脉冲起搏脉冲并未夺获，则起搏夺获阈值大于低压单脉冲起搏输出配置的可用脉冲能量。对于实施如在框104处确定的这种输出配置而言，所述夺获阈值是不可接受的。控制模块80前进至框110以使用低压融合起搏输出配置来执行起搏阈值测试。如果在框102处执行的lv起搏阈值测试期间最大脉冲输出确实夺获心脏，则可以通过以递减的方式减小脉冲幅值和/或脉冲宽度来减小起搏脉冲输出，直到由控制模块80基于由感测模块86接收的心脏电信号(或手动配置)而检测到失夺获。在其他示例中，在框104处执行的起搏阈值测试可以包括从起始脉冲宽度开始的渐增脉冲宽度和/或从起始脉冲宽度开始的渐减脉冲宽度。例如，脉冲幅值可以从至少为在最大可用脉冲幅值以下的安全裕度的起始脉冲幅值开始增大，并且起搏脉冲可以针对一个或多个脉冲宽度以给定的测试电压幅值而被递送。如果起搏脉冲幅值达到最大测试幅值并且夺获未被检测到，则脉冲宽度可以从起始脉冲宽度开始增大到高达最大测试脉冲宽度。起搏夺获阈值可以针对给定脉冲宽度被确定为最小脉冲幅值，或者针对引起夺获的给定脉冲幅值被确定为最小脉冲宽度。在框104处，控制模块80将起搏夺获阈值与可接受阈值标准相比较。施加至阈值测试结果的可接受阈值标准可以包括最大可接受脉冲幅值和/或最大可接受脉冲宽度。例如，如果夺获阈值不是至少在最大可用脉冲幅值以下的幅值安全裕度和/或在最大可用脉冲宽度以下的时间间隔安全裕度，则夺获阈值对于低压单脉冲起搏输出配置而言是不可接受的。在一个示例中，当脉冲宽度是可从lv治疗模块85获得的最大脉冲宽度时，可接受夺获阈值标准包括小于可从lv治疗模块85获得的最大起搏脉冲幅值一半的脉冲幅值夺获阈值。为了说明，如果lv治疗模块85的最大输出能力为8v、2.0ms的起搏脉冲，则当脉冲宽度为2.0ms时，可接受夺获阈值标准需要在4v或更小的脉冲幅值下成功夺获。如果在框102处确定的起搏夺获阈值满足在框104处施加的可接受夺获阈值标准，则在框106处，控制模块80启用来自lv治疗模块的低压单脉冲起搏。在框108处，设置了用于控制由lv治疗模块85递送的心血管外起搏的lv起搏参数。在框104处设置的lv起搏参数可以基于夺获阈值结果。例如，起搏脉冲幅值可以被设置为大于脉冲幅值夺获阈值的安全裕度，并且起搏脉冲宽度可以被设置为用于确定脉冲幅值夺获阈值的测试脉冲宽度或设置为最大可用脉冲宽度。在一个示例中，在框108处设置的lv起搏参数包括将脉冲幅值设置为夺获阈值幅值的两倍并且将脉冲宽度设置为最大可用脉冲宽度。应当认识到，在一些示例中，如果在框104处未满足夺获阈值标准，则可以使用不同的起搏电极向量和/或在重新定位心血管外引线16之后重复低压单脉冲起搏阈值测试。当不同的起搏电极向量和/或不同的引线位置可以启用时，可以实现使用低压单脉冲起搏输出配置的成功夺获。如果在框104处无法满足低压单脉冲起搏输出配置的夺获阈值标准，则在框110处，控制模块80启动低压融合起搏阈值测试。可以通过控制lv治疗模块85以在起始测试脉冲幅值和起始复合脉冲宽度下递送测试复合起搏脉冲来启动低压融合起搏阈值测试。起始复合脉冲宽度由所递送的单独脉冲的数量及其对应的单独脉冲宽度来限定。例如，起始测试脉冲幅值可以处于最大可用脉冲幅值(例如，8v)或处于至少为小于lv治疗模块85的最大可用脉冲幅值的安全裕度的较低脉冲幅值。如果递送各自具有2.0ms的单独脉冲宽度的高达四个连续融合脉冲，则起始测试复合脉冲宽度可以是可用的最大复合脉冲宽度，例如，8ms。在其他示例中，最大复合脉冲宽度可以是10ms、12ms或更多。可替代地，起始复合脉冲宽度可以小于可用的最大复合脉冲宽度，例如，针对4ms的复合脉冲宽度的各自2ms的至少两个单独融合脉冲。在一些示例中，起始测试脉冲是在仍然满足夺获阈值标准的可用的最大幅值和/或复合脉冲宽度输出设置下来递送的。例如，起始脉冲幅值可以是小于最大可用脉冲幅值的幅值安全裕度，和/或起始复合脉冲宽度可以是小于由lv治疗模块85可产生的单独顺序脉冲的最大数量(或最大复合脉冲宽度)的脉冲数量(或时间间隔)安全裕度。可以针对低压单脉冲起搏输出配置的脉冲幅值和/或脉冲宽度来限定安全裕度。类似地，可以针对低压融合起搏输出配置的脉冲幅值和/或复合脉冲宽度(或单独脉冲的总数量)来限定安全裕度。可以针对低压单脉冲起搏输出配置和针对低压融合起搏输出配置相同地或唯一地限定这些脉冲幅值安全裕度和脉冲宽度安全裕度。脉冲幅值安全裕度可以被限定为固定电压或被限定为脉冲幅值夺获阈值的一定百分比。在低压融合起搏输出配置的情况下，脉冲宽度安全裕度可以以毫秒来限定，或者被限定为脉冲宽度夺获阈值的百分比、或被限定为(各自具有一定单独脉冲宽度的单独脉冲的)脉冲数量。由控制模块80例如基于从由感测模块86在起搏脉冲之后接收的心脏电信号中感测的r波和/或基于对由感测模块86接收的心脏电信号进行的其他分析来自动检测由测试复合起搏脉冲对心脏26进行的夺获。可替代地，通过用户与外部设备40进行交互来验证夺获。如果在递送满足在框112处施加的可接受夺获阈值标准的复合起搏脉冲之后验证夺获，则在框114处，控制模块80启用低压融合起搏输出配置。可接受夺获阈值标准可以包括最大脉冲幅值夺获阈值和/或最大复合脉冲宽度夺获阈值。例如，脉冲幅值夺获阈值或复合脉冲宽度阈值之一或两者可以被要求至少为小于最大可用脉冲幅值和/或小于最大可用复合脉冲宽度的对应安全裕度。为了说明，当递送最大复合脉冲宽度时，在框112处施加的可接受夺获阈值标准可能需要脉冲幅值夺获阈值等于或小于最大可用脉冲幅值的50％。例如，如果低压融合起搏输出配置的最大输出为具有8v幅值和8ms复合脉冲宽度的复合脉冲，则当总复合脉冲宽度为8ms时，在框112处施加的可接受夺获阈值标准可以是4v的最大脉冲幅值阈值。如果可接受夺获阈值标准被满足，则在框114处，控制模块80启用低压融合起搏输出配置。如以下所描述的，可以由控制模块80通过启用或激活包括在lv治疗模块85中的开关来启用低压融合起搏输出配置，所述开关允跨所选起搏电极向量来将许多个lv保持电容器顺序地放电至单个输出线。用于递送低压融合起搏向量的所选起搏电极向量可以与将在低压单脉冲起搏输出配置已经被启用时所使用的起搏电极向量相同。换言之，可以控制这两种不同的低压起搏输出配置以使用相同或不同的起搏电极向量。这两种低压起搏输出配置(以及高压起搏输出配置)并不是由任何特定起搏电极向量所限定的或者并不限于任何特定起搏电极向量。如本文所使用的，“起搏输出配置”指的是如何由lv治疗模块85或hv治疗模块83产生起搏脉冲。起搏输出配置并不是由递送通过所选起搏输出配置产生的起搏脉冲所使用的特定起搏电极向量所限定的或者并不限于所述特定起搏电极向量。在框116处，由控制模块80来设置低压融合起搏控制参数。这些控制参数可以包括起搏脉冲幅值和复合起搏脉冲宽度。起搏脉冲幅值可以被设置为在脉冲幅值夺获阈值的对应安全裕度以上或被设置为最大可用脉冲幅值，例如，8v。复合起搏脉冲宽度可以被设置为长于脉冲宽度夺获阈值的对应安全裕度，或者被设置为最大可用复合脉冲宽度或脉冲数量，例如，8ms或四个单独脉冲。复合起搏脉冲宽度可以被设置为可用于单起搏脉冲的最大脉冲宽度的至少两倍，其中，复合起搏脉冲包括至少两个融合单独脉冲。如果在框110处执行的融合起搏阈值测试并未导致在框112处夺获阈值标准被满足，则控制模块80可以使用不同的起搏电极向量和/或在重新定位心血管外引线16之后重复融合起搏阈值测试。当不同的起搏电极向量和/或不同的引线位置可用时可以实现使用低压融合起搏输出配置的成功夺获。如果融合起搏阈值测试仍然未导致在框112处夺获阈值标准被满足，则在框120处，控制模块80启用高压起搏输出配置。如以下所描述的，由控制模块80启用高压起搏输出配置可以包括：设置可变分流电阻以用于至少将最小电流递送至包括在hv治疗模块83中的开关以便在起搏脉冲期间将期望开关维持在激活或闭合状态。可以在框122处执行夺获阈值测试以确定在框124处设置的适当的高压起搏控制参数。可以通过以下方式来执行夺获阈值测试：控制hv治疗模块83递送一个或多个起搏脉冲，并由控制模块80自动地或如之前在本文中所描述的由用户手动地判定夺获是否发生。在一个示例中，hv治疗模块83可以被配置成递送在10v至40v的范围内(包括两端值)的起搏脉冲。可以通过以下方式来发起夺获阈值测试：递送具有在可从hv治疗模块83获得的最小起搏脉冲幅值处或附近的脉冲幅值(例如，10v)的测试起搏脉冲。还可以在相对较窄或最小可用起搏脉冲宽度下来递送测试脉冲。在一个示例中，在框122处在夺获阈值测试期间递送的起始测试脉冲为具有2ms脉冲宽度的10v脉冲。如果实现夺获，则在框124处设置用于高压起搏输出配置的起搏控制参数。在说明性示例中，当10v、2ms的脉冲成功夺获心脏26时，在框124处设置的起搏控制参数可以包括10v的脉冲幅值和10ms的脉冲宽度。起搏脉冲的前沿电压幅值可能由于对诸如骨骼肌等可兴奋组织的心外夺获而对患者造成疼痛或不适。如此，hv起搏控制参数可以包括被设置为在相对短测试脉冲宽度(例如，2ms)下夺获患者的心脏的最小脉冲幅值的起搏脉冲幅值以及被设置为大于测试脉冲宽度的相对大安全裕度的起搏脉冲宽度。安全裕度可以是固定间隔，例如，6ms、8ms、10ms或大于测试脉冲宽度的其他预定间隔。可替代地，安全裕度可以被限定为测试脉冲宽度的一定倍数，比如两倍、三倍、四倍、五倍或其他预定倍数。在一些示例中，可以限定最大脉冲宽度限制。在一个示例中，在2ms的脉冲宽度下执行夺获阈值测试，并且将8ms的安全裕度添加到2ms测试脉冲宽度以将高压起搏脉冲宽度设置为10ms。hv起搏脉冲的前沿电压在起搏期间未增大到夺获阈值幅值以上，但这种情况下使用的较大脉冲宽度安全裕度提供了成功夺获心脏的较高可能性。如果起始测试脉冲并未夺获心脏，则控制模块80可以控制hv治疗模块83在更高电压幅值和/或脉冲宽度下递送测试起搏脉冲。在一个示例中，用于高压起搏输出配置的阈值测试包括在10v的起始脉冲幅值下递送具有2ms的脉冲宽度的起搏脉冲并且增大电压直到脉冲幅值夺获阈值被识别达到2ms起搏脉冲的最大值40v。在框124处设置的起搏控制参数包括将起搏脉冲幅值设置为起搏夺获阈值电压幅值和10ms的起搏脉冲宽度。在一些情况下，除了将起搏脉冲宽度设置为10ms(其可以是用于高压起搏输出配置的最大可用起搏脉冲宽度)之外，还可以在框124处将幅值安全裕度添加至脉冲幅值夺获阈值以设置起搏脉冲幅值。在其他示例中，更长的起搏脉冲宽度可以是可用的，但对于给定起搏脉冲幅值，长于10ms的起搏脉冲的所递送能量可能由于起搏脉冲的衰减率而不会显著增加。在框126处，当基于夺获阈值测试而选择高压起搏输出配置时，控制模块80可以实现对包括在hv治疗模块83中的高压保持电容器的自动完成式(top-off)充电。当采用高压起搏输出配置递送起搏脉冲时，hv治疗模块83的高压保持电容器可以在预期所需的起搏治疗时被充电。在第一起搏脉冲之前，对高压保持电容器(例如，图9的电容器210)的充电可以自动完成至编程起搏脉冲电压幅值。例如，可以在递送起搏脉冲之前或在预期需要递送起搏脉冲时高达一秒内启用自动完成式充电，所述起搏脉冲可以是针对夺获阈值测试、atp、电击后起搏、心动过缓起搏或快速心律失常感应而递送的一系列脉冲的第一起搏脉冲。如此，可以由控制模块80启用hv治疗模块83以在可能不需要电击治疗时并且响应于选择高压起搏输出配置来执行电容器电荷的自动完成式充电。以这种方式，在调度起搏脉冲时能够容易地从hv治疗模块递送起搏脉冲能量。在启用所选起搏输出配置和相应的起搏控制参数(在框106和108处或在框114和116处或在框120和124处)之后，在框130处，icd14根据需要按照编程起搏治疗或快速心律失常感应协议来递送起搏脉冲。心动过缓起搏脉冲、atp脉冲、电击后或房室传导阻滞期间的心搏停止起搏脉冲、t电击递送之前的用于快速心律失常感应的夹带脉冲、用于快速心律失常感应的突发脉冲、或其他起搏治疗或快速心律失常感应序列可以根据编程起搏控制参数(包括时序间隔，诸如室性较低速率间隔、房室起搏间隔、atp脉冲间间隔等)使用所选起搏输出配置来递送。可以设想，在一些示例中，在框108、116或124之一处设置的起搏参数可以包括启用和/或禁用一个或多个起搏治疗。例如，如果利用对于较短的时间间隔而言是可忍受但患者在相对较长的时间段内不能忍受的相对较高起搏幅值来启用高压起搏输出配置，则可以启用具有相对较短持续时间的atp治疗。同样可以(或可替代地)启用可以挽救生命的电击后或房室传导阻滞期间的心搏停止起搏。可以禁用可在延长的时间段上递送的心动过缓起搏。如此，在框124处由控制模块80设置hv起搏参数可以包括启用atp治疗和/或心搏停止起搏并禁用心动过缓起搏。当在心搏停止备用起搏间隔(例如，1.5秒到2秒时)上未感测到r波时，可以提供心搏停止起搏。另一方面，如果启用低压单脉冲或低压融合起搏输出配置，则可以在框108或116处启用心动过缓起搏和/或可能在相对较长时间段(例如，几分钟或几小时)上延伸的其他起搏治疗，除了在患者对由lv治疗模块85递送的心血管外起搏脉冲具有高度耐受性的情况下的atp和心搏停止起搏或其他较短持续时间或挽救生命的起搏治疗之外。如果所选低压起搏输出配置造成患者不适，则可以在框108或116处禁用心动过缓起搏，而启用atp和/或心搏停止起搏治疗。应当认识到，在一些患者体内，即使使用hv起搏输出配置也仍然可能无法实现对心脏26的可靠夺获。即使实现夺获，相对较高的起搏夺获阈值也可能超过由对周围骨骼肌的心外夺获而导致的可忍受的疼痛程度。在这种情况下，可以禁用hv起搏输出配置以使得心血管外起搏治疗并不由icd14来递送。在一些情况下，对引线16的重新定位和/或选择不同的起搏电极向量可以在舒适的起搏输出水平下启用夺获。尽管图8被描述为包括两种低压起搏输出配置，但所描述的技术可以利用仅单种低压起搏输出配置(例如，仅低压单脉冲起搏输出配置或仅低压融合起搏输出配置)或者多于两种低压起搏输出配置。同样地，可以存在所述技术可用于多于一种高压起搏输出配置的情况。图9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200。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包括经由脉冲宽度控制开关206耦合至开关电路204的hv电容器210，所述脉冲宽度控制开关用于将hv电容器210耦合至电极24a、24b和/或壳体15以向患者的心脏26递送期望的hv电刺激脉冲。hv电容器210被示出为单个电容器，但应当认识到，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是一系列三个具有148微法拉的有效电容的电容器。开关电路204可以采用h桥的形式，所述h桥包括通过来自处理器和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可以被实施为硅控整流器(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。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，通过来自处理器和hv治疗控制模块230的信号来控制开关电路204以将hv电容器210电耦合至治疗递送向量以便跨选自电极24a、24b和/或壳体15的向量对电容器210进行放电。通过打开(即，断开或禁用)和闭合(即，接通或启用)开关电路204的适当开关以将期望电信号传递至治疗递送电极向量来将所选电极24a、24b和/或壳体15耦合至hv电容器210。电信号可以是用于在检测到vt或vf时终止室性快速性心律失常的单相、双相或其他形状的cv/df电击信号。例如，当需要双相cv/df电击时，开关212a、212b和212c中的一个可以与开关214a、214b和214c中的一个同时闭合，而不同时闭合分别跨给定电极24a、24b或壳体15的“a”、“b”或“c”开关两者。例如，为了使用电极24a和壳体15递送双相脉冲，可以闭合开关212a和214c以便递送双相脉冲的第一相位。在所述第一相位之后打开开关212a和214c，并且闭合开关212c和214a以便递送双相脉冲的第二相位。在本示例中，开关212b和214b保持打开或禁用，在治疗递送向量中不选择或不使用电极24b。在其他示例中，电极24b可以被包括而非电极24a，或者可以通过在所述第一相位期间闭合开关212b并且在说明性双相脉冲的第二相位中闭合开关214b来与电极24a同时激活。当控制模块80启用高压起搏输出配置时，电容器210在处理器和hv治疗控制模块230的控制下通过hv充电电路被充电至编程起搏脉冲幅值。由处理器和hv治疗控制模块230在适当的时间控制开关212a至212c和214a至214c打开或闭合以便通过跨由心脏26表示的起搏负载以及所选起搏电极向量对电容器210进行放电来递送单相起搏脉冲、双相起搏脉冲或其他期望起搏脉冲。电容器210跨用于编程起搏脉冲宽度的起搏电极向量而耦合。在所示示例中，可以使用由引线16承载的电极24a和24b来启用高压起搏输出配置。可以通过保持开关212c和214c打开来使壳体15不被使用。取决于icd14和引线16的植入位置以及壳体15与电极24a和24b之一或两者之间的所产生电刺激递送向量，当壳体15被包括在起搏电极向量中时可能发生对骨骼肌的更大募集。沿着在引线16的远端部分25与壳体15之间延伸的向量可以放置与沿着沿引线远端部分25在这两个电极24a与24b之间延伸的向量相比更大量的骨骼肌组织。在图1a至图2c的示例配置中，例如，与包括壳体15的起搏电极向量相比，可以在电极24a与24b之间递送起搏脉冲以限制骨骼肌的募集。在其他电极配置和植入位置中，用于由hv治疗模块83递送心血管外起搏脉冲的电极可以被选择用于提供使包括在起搏电极向量中的骨骼肌的量最小化同时将足够的能量引导至心脏26以便夺获和起搏心脏的递送向量。可以通过产生正向部分在电极24a与24b之间递送双相起搏脉冲(如图7的脉冲70)，所述正向部分是通过闭合用于脉冲宽度74的第一部分70a的开关212a和开关214b以便跨通过心脏26的电极24a和24b对hv电容器210进行放电所产生的。打开开关212a和214b，并且闭合开关212b和214a，以便递送双相起搏脉冲70的负向相位部分70b。在脉冲宽度74失效时，例如，基于包括在处理器和hv治疗控制模块230中的脉冲宽度定时器的超时，打开开关电路204的所有开关。在起搏脉冲之间，只要未检测到vt或vf，hv电容器210就可以被充电至编程起搏脉冲幅值。hv充电电路240从电源98(图5)接收电压调节信号。hv充电电路240包括用于使电源98的电池电压升压的变压器242，以便实现将电容器210充电至比电池电压大得多的电压。在处理器和hv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何时被充电至编程电压。自动完成信号被传递至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)中总体上公开了一种高压充电电路的一个示例及其操作。虽然未在图9的示例中示出，但在其他示例中，电极28a、28b和30可以经由包括在开关电路204中的附加开关而选择性地耦合至hv治疗模块83，以使得可以使用包括电极28a、28b和/或30的起搏电极向量来递送hv起搏脉冲。当电极24a和24b被选择作为起搏电极向量的阳极和阴极(或者分别为阴极和阳极)时，hv电荷存储和输出模块202被示出为包括与示意性地被示出为心脏26的起搏负载并联的分流电阻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，则示意性地示出分流电阻252。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。当电容器210被放电时，开关212a至212c以及开关214a至214c可能需要最小电流量来使其保持闭合(即，接通或启用)以使电流通过。此最小电流可以大致是10毫安的数量级。取决于起搏负载阻抗和其他条件，在电容器210跨所选起搏向量被放电时，经过开关212a至212c以及214a至214c中的被启用开关的电流可能会降至使所述开关保持闭合所需的最小电流以下。如果经过对应开关的电流降至使所述开关保持闭合所需的最小电流以下，则所述开关可能会打开(或变为禁用)，从而导致起搏脉冲的过早截断，这可能导致失夺获。如此，最小起搏脉冲电压幅值可以被设置用于高压起搏输出配置，以便降低在电容器放电期间产生的电流降至在编程起搏脉冲宽度期间维持开关电路204的被启用开关的稳定状态所需的最小电流以下的可能性。分流电阻250或252可以是可变电阻，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。以这种方式，可以将通过开关电路204的电流维持在用于在起搏脉冲期间维持开关电路204的被启用开关的稳定状态所需的最小电流处或以上。如果分流电阻250高于跨心脏26的起搏电极向量阻抗，则施加至开关电路204的所选开关的电流可能会降至维持所选开关的启用状态所需的最小值以下。如果分流电阻250或252低于起搏电极向量阻抗，则通过对电容器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与心脏26之间的起搏电极向量)，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可以被配置成从阻抗测量模块90中检索起搏电极向量阻抗测量结果并且将分流电阻250(或252)设置成与起搏电极向量阻抗相匹配。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。如果起搏幅值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值以下，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值的范围可以在患者之间变化并在患者体内在不同时间变化，因此可以提供可变分流电阻以使能选择用于对通过开关电路的所需电流进行分流的适当电阻。然而，可以设想，在一些示例中，可以提供固定的电阻分流。例如，在起搏负载阻抗较高时将电流分流至开关电路所需的电阻可能在起搏负载阻抗相对较低时仍然将某些电流分流至开关电路。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值)来确定。图10是一种可以作为在图8的框120处启用高压起搏输出配置的一部分由icd14执行的方法的流程图400。在框402处，处理器和hv治疗控制模块230可以控制hv治疗模块83以便向开关电路204施加电流。电流被施加至开关212a至212c和214a至214c中的所选开关，以便启用或激活所选开关从而选择期望的起搏电极向量。为了将开关电路204的被启用开关维持在接通或闭合状态，需要一定的最小电流。如果电流太小，则开关可能会打开。在框404处，处理器和hv治疗控制模块230可以从开关电路204接收指示所选开关是接通或启用的反馈信号。如果开关电路204的所选开关并未由在框402处施加的电流启用，则可以在框405处增大所施加电流。反馈信号可以是开关电路204中的采样电流信号或采样阻抗信号。一旦启用期望开关，就可以在框406处在处理器和hv治疗控制模块230的控制下由阻抗测量模块90来进行阻抗测量。在一些示例中，在框410处，调整可变分流电阻250以匹配所测量的起搏电极向量阻抗。当电容器210跨起搏负载进行放电时，通过设置可变分流电阻250以匹配起搏负载电阻，开关电路204的被启用开关将通过所需最小电流来保持启用。在另一示例中，对从hv电荷存储和输出模块202到起搏负载的输出线上的电流进行采样。如果采样电流为零，则分流电阻250减小。在其他示例中，在框408处，控制模块80可以控制高压治疗模块83来执行起搏幅值阈值测试。如果电容器210的维持被施加用于启用开关电路204的开关的最小电流所需的最小电荷电压大于起搏幅值夺获阈值，则可以将可变分流电阻250调整为一个小于起搏负载阻抗的电阻。低于起搏负载电阻的分流电阻将使电流分流远离起搏负载并且由此减小跨起搏电极向量递送至患者的心脏的能量。例如，为了施加和维持使开关电路204的所选开关保持启用所需的最小电流，可能需要电容器210的最小10v电荷。在阈值测试期间，如果具有最小10v幅值和相对较短的脉冲宽度(例如，2ms)的起搏脉冲夺获了患者的心脏26，则脉冲幅值夺获阈值可以小于10v，并且当使用更长的脉冲宽度(例如，10ms)时，甚至很可能小于10v。可以通过以下方式来测试更低能量的起搏脉冲：减小可变分流电阻，以使得一些起搏能量跨分流电阻器250而不是跨起搏电极向量被分流。如果夺获仍然发生，则起搏夺获阈值小于电容器210的产生用于启用电路204的开关212a至212c和214a至214c的最小电流所需的最小电压电荷。如果情况如此，则当电容器210被充电至最小电压并且跨起搏负载进行放电时，可变分流电阻250可以在框410处被调整为一个小于起搏电极向量阻抗的电阻以便减小递送至心脏26(以及周围骨骼肌)的能量。如果脉冲幅值夺获阈值等于或大于电容器210的最小电荷电压，则可变分流电阻可以被设置为与起搏电极向量阻抗相匹配。如此，与起搏电极向量并联设置的可变分流电阻250可以由处理器和hv治疗控制模块230基于起搏电极向量阻抗进行调整(例如，匹配起搏电极向量阻抗)。在其他示例中，可变分流电阻250是基于起搏电极向量阻抗和脉冲幅值夺获阈值而设置的。当脉冲幅值夺获阈值等于或大于电容器210的维持到开关电路204的开关的最小所需电流所需的最小电荷电压时，可变分流电阻250可以被设置为与起搏电极向量阻抗相匹配。当脉冲幅值夺获阈值小于电容器210的最小所需电荷时，可变分流电阻250可以被设置为一个小于起搏电极向量阻抗的值。在一些示例中，当启用高压起搏输出配置时，针对由icd14递送的每个起搏脉冲来执行由流程图400示出的过程中的一些或全部，包括在框406处测量阻抗以及在框410处基于起搏电极向量阻抗来调整可变分流电阻。以这种方式，可以针对每个起搏脉冲在逐个脉冲的基础上调整可变分流电阻以匹配(或在一些情况下为小于)起搏负载电阻，并且由此使开关电路204的开关中的任何一个开关由于低电流量而被无意地禁用(这可以引起未被传递或过早被截断的起搏脉冲以及失夺获)的可能性最小化。图11是根据一个示例的lv治疗模块85的概念图。lv治疗模块85可以包括电容器选择和控制模块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幅值。保持电容器612、614、616和618经由对应的开关622、624、626和628耦合至对应的输出电容器632a至632d(统称为632)、636或638以便递送低压起搏脉冲。保持电容器612、614、616和618中的每一个的电容都小于hv治疗模块83的高压电容器210的有效电容。例如，保持电容器612、614、616和618中的每一个都可以具有高达6微法拉、高达10微法拉、高达20微法拉或其他所选电容的电容，但是所有保持电容器都具有显著小于高压电容器210的有效电容的电容。电源98(图5)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模块504中的状态机来控制，以便使用电源98的电池电压的一定倍数(例如，电池电压的四倍)对所有或所选保持电容器612、614、616和618进行充电。lv充电电路514根据需要对电容器612、614、616和/或618进行充电，以用于根据所选低压起搏输出配置来递送低压起搏脉冲(单起搏脉冲或复合起搏脉冲)。在一些示例中，lv治疗模块85包括三个起搏通道602、604和606。当对应的保持电容器612、616或618分别跨输出电容器632、636或638被放电时，每个起搏通道能够产生单起搏脉冲。起搏通道602包括备用保持电容器614，所述备用保持电容器可以用于例如在选择低压单脉冲起搏输出配置时递送备用起搏脉冲。备用保持电容器614可以用于在选择低压融合起搏输出配置时递送复合起搏脉冲的单独脉冲。取决于耦合至icd14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输出信号线路。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路642a至642d，所述多条可选择起搏输出信号线路可以经由闭合电极选择开关634a至634d中的一个或多个来选择性地耦合至保持电容器612和备用保持电容器614。例如，可以将由引线16承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至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被示出为具有经由对应开关626和628被耦合至对应保持电容器616和618的单条输出信号线路646和648。在其他示例中，所有三个起搏通道602、604和606可以设置有单条输出信号线路或多条输出信号线路，以便使能从耦合至icd14的多个心血管外电极(例如，图1a至图4中示出的引线16的电极24a、24b、28a、28b和30中的任一个)之中选择起搏电极向量。当由控制模块80启用低压单通道起搏输出配置时，起搏通道602、604和606中的任何一个可以用于递送单起搏脉冲。当对应的开关622、624、626或628闭合时，可以通过经由对应的输出电容器632、636或638跨所选起搏电极向量对保持电容器612、614、616或618中的一个进行放电来递送单起搏脉冲。可以经由对应的电极选择开关634a至634d来选择用于递送来自起搏通道602的起搏电流的输出线路642a、642b、642c或642d。当需要起搏脉冲并将其维持在有效的启用状态直到单起搏脉冲宽度失效时，可以在适当时间由电容器选择和控制模块504来启用使能分别对保持电容器612、614、616或618进行放电的开关622、624、626或628。例如，在图1a至图2c中示出的示例中，起搏通道602可以耦合至起搏/感测电极28a，起搏通道604可以耦合至起搏/感测电极28b，并且起搏通道606可以耦合至起搏/感测电极30。如果附加起搏/感测电极可用，或者如果除颤电极24a和24b还用于起搏，则附加电极或除颤电极24a和24b可以耦合至起搏输出通道，比如通道602，以便提供多个可选择的起搏电极向量。当控制模块80选择低压融合起搏输出配置时，起搏通道602、604和606由开关620a至620d和630捆绑在一起，以便使能跨所选起搏电极向量从单条输出信号线路646递送单独脉冲。例如，控制模块80可以通过激活开关620a至620b和630来启用低压融合起搏输出配置以便将起搏输出线路642a至642d和起搏输出线路648捆绑至起搏通道604。控制模块80控制电容器选择和控制模块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至634d)，以便将对应的保持电容器612、614、616或618耦合至输出信号线路646以递送融合单独脉冲序列从而产生复合起搏脉冲。在各示例中，取决于与icd14一起使用的特定起搏通道和引线和电极配置，可能不需要图11中示出的一些电极选择开关。此外，认识到的是，当选择低压融合起搏输出配置时，在电容器阵列610中可以包括少于四个保持电容器或多于四个保持电容器以用于递送融合起搏脉冲的序列。电容器选择和控制模块504通过控制对应的开关622、624、626和628来选择哪些保持电容器612、614、616和618以及以什么序列耦合至输出线路646。可以通过以下方式递送脉冲序列来产生复合起搏脉冲：通过顺序地启用或闭合对应的开关622、624、626和628来跨对应的输出电容器632、636和638一次一个(或者一次一个组合)地顺序地对保持电容器612、614、616和618进行放电。例如，顺序地对保护电容器612、614、616和618中的至少两个进行放电，以产生由至少两个融合单独脉冲产生的复合起搏脉冲。输出线路646可以电耦合至由引线16承载的起搏阴极电极，并且由引线16承载的返回阳极电极(或壳体15)可以耦合至地。起搏阴极电极和返回阳极电极可以对应于在一个示例中如图3或图4中示出的电极28a和28b，或者可以对应于从图1a至图4中示出的电极24a、24b、28a、28b、30和/或壳体15中选择的任何起搏电极向量。在一些示例中，通过以下操作来递送低压融合起搏脉冲：从起搏通道604和606顺序地递送单独脉冲，然后是通过同时对电容器612和614两者进行放电而通过起搏通道602递送的第三更长的单独脉冲。对于8ms的复合起搏脉冲宽度，前两个单独脉冲的脉冲宽度可以是2.0ms，并且第三脉冲的脉冲宽度可以是4.0ms。并联电容器612和614的较高电容在维持成功夺获心脏的脉冲幅值的同时允许第三单独脉冲的脉冲宽度更长。全部三个单独脉冲都经由输出线路646被递送，因为输出配置开关620和630被启用用于低压融合起搏输出配置。在其他示例中，顺序地对保持电容器612、614、616和618中的所选电容器进行放电。例如，为了递送复合起搏脉冲(比如图6中的脉冲50)，以融合顺序一次一个地对保持电容器612、614、616和618中的每一个进行放电2.0ms以便递送具有8ms脉冲宽度的复合起搏脉冲。每个保持电容器612、614、616和618被充电至针对低压融合起搏输出配置而设置的起搏脉冲幅值，例如，8v或更小，所述设置可以基于融合起搏夺获阈值测试和lv治疗模块85的最大可用脉冲幅值。在以上并入的美国专利申请62/262,412(代理人案号：c00012192.usp1)以及相应美国专利申请号xx/xxx,xxx(与此同一天提交的代理人案号：c00012192.usu2)中总体上公开了可以结合本文所公开的技术使用的lv治疗模块和复合起搏脉冲技术的其他示例。图12是一种由icd14执行的、用于选择本文所描述的起搏输出配置之一以便由治疗递送模块84来递送心血管外起搏脉冲的方法的流程图700。可以在初始植入icd14时、在其后周期性地、和/或在确定需要起搏脉冲递送时执行流程图700的方法。在框702处，控制模块80选择起搏输出配置。控制模块80从至少第一低压起搏输出配置和高压起搏输出配置之中选择起搏输出配置。在一些示例中，控制模块80从lv治疗模块85的单脉冲起搏输出配置、lv治疗模块85的复合脉冲起搏输出配置、以及hv治疗模块83的高压起搏输出配置中进行选择。在一些示例中，控制模块80基于编程的选择来选择起搏输出配置，并且在其他示例中，控制模块80基于由icd14执行的测试(例如，如以上结合图8所描述的基于夺获阈值测试)来主动选择起搏输出配置。如果所选起搏输出配置不是低压起搏输出配置(框704的“否”分支)，则在框710处，控制模块80控制hv治疗模块83根据起搏协议来递送一个或多个心血管外起搏脉冲。可以控制hv治疗模块83经由变压器242将hv电容器210(图9)充电至起搏脉冲幅值，并且经由开关电路204启用hv电容器210的放电从而递送(多个)心血管外起搏脉冲。如以上结合图10所描述的，可以通过设置可变分流电阻250/252而在起搏脉冲宽度上将开关电路204中所包括的开关维持在激活状态。在一些情况下，hv电容器210被充电至提供用于在起搏脉冲宽度的持续时间上将开关电路204的所选开关维持在激活(闭合)状态所需的电流所需的最小电压。在其他示例中，hv电容器210可以被充电至大于提供用于将所选开关维持在激活状态的电流所需的最小电压、但小于生成具有满足患者的除颤阈值的电击能量的除颤或复律电击所需的电压的起搏脉冲电压幅值。如果在框704处选择低压起搏输出配置，并且所选配置是单脉冲起搏配置(框706的“是”分支)，则在框708处，控制模块80控制lv治疗模块85以根据起搏协议来递送一个或多个单脉冲心血管外起搏脉冲。通过将lv治疗模块85的一个保持电容器充电至起搏脉冲电压幅值并在一定起搏脉冲宽度上对所述保持电容器进行放电来递送单脉冲起搏脉冲，所述起搏脉冲宽度可以是如以上结合图8所描述的可从lv治疗模块85获得的最大起搏脉冲宽度。如果选择低压起搏输出配置，而不是单脉冲起搏配置(框706的“否”分支)，则在框714处，控制模块80控制lv治疗模块85来递送复合脉冲起搏。根据起搏治疗协议递送了一个或多个复合起搏脉冲，每一个复合起搏脉冲均包括在复合起搏脉冲宽度内递送的两个或更多个融合单独脉冲。如以上结合图11所描述的，通过对lv治疗模块85的至少两个不同的保持电容器进行充电并在公共输出线路上在时间上顺序地对所述至少两个不同的保持电容器进行放电来递送每个复合起搏脉冲。在一些示例中，控制模块80可以被配置成从hv治疗模块83的高压起搏输出配置与单种低压起搏输出配置中进行选择，所述单种低压起搏输出配置可以是lv治疗模块85的单脉冲起搏输出配置或融合起搏输出配置。icd14被配置成从至少第一低压起搏输出配置和高压起搏输出配置之中选择起搏输出配置，以便向患者的心脏提供心血管外起搏，其方式为使得节省icd电池寿命、最小化患者的不适、同时促进通过所递送起搏脉冲而对患者心脏的可靠夺获。因此，在前面的描述中已经参照具体实施例给出了一种用于使用心血管外icd系统来递送心脏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。当前第1页12当前第1页12