植入式医疗设备系统中的抗心动过速起搏控制的制作方法

本公开总体上涉及用于使抗心动过速起搏(atp)治疗延迟并基于atp递送标准来确定是递送还是取消延迟的atp治疗的植入式医疗设备系统和方法。

技术背景

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心律时，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为正常的心脏节律。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。心血管外icd系统利用位于心血管系统外部的治疗递送电极，这避免了必须将植入式引线和电极引入患者血流中。与使用与心脏组织接近或紧密接触的电极(诸如，心内膜电极或心外膜电极)所递送的电刺激治疗相比，使用心血管外电极递送的电刺激治疗可能需要更高的电压以便变得有效。

技术实现要素：

总体上，本公开涉及用于通过植入式医疗设备系统来控制atp向患者心脏的递送的技术，该植入式医疗设备系统在一些示例中可以包括心血管外icd。根据本文公开的技术操作的植入式医疗设备系统被配置成检测快速性心律失常并使atp治疗延迟达延迟时段。该系统在延迟时段期间确定心脏电信号是否满足atp递送标准，并且如果递送标准未被满足，则取消atp治疗。

在一个示例中，本公开提供了一种植入式医疗设备系统，其包括：感测模块，该感测模块被配置成从患者的心脏接收心脏电信号并从该心脏电信号感测心脏事件；治疗递送模块，该治疗递送模块被配置成生成脉冲以用于经由起搏电极向量将抗心动过速起搏(atp)治疗递送给患者的心脏；以及控制模块，该控制模块被耦合到感测模块和治疗递送模块。控制模块被配置成根据心脏电信号检测快速性心律失常，并响应于检测到快速性心律失常而开始atp治疗延迟时段。控制模块确定在atp治疗延迟时段期间由感测模块接收到的心脏电信号是否满足atp递送标准，并且响应于满足atp递送标准，而控制治疗递送模块递送延迟的atp治疗。控制模块响应于不满足atp递送标准，而取消延迟的atp治疗。

在另一示例中，本公开提供了由植入式医疗设备系统执行的方法。该方法包括根据心脏电信号检测快速性心律失常，并响应于检测到快速性心律失常而开始atp治疗延迟时段。该方法进一步包括：确定在atp治疗延迟时段期间接收到的心脏电信号是否满足atp递送标准，并且响应于满足atp递送标准，而控制治疗递送模块递送延迟的atp治疗。该方法包括响应于不满足atp递送标准，而取消延迟的atp治疗。

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，其存储一组指令，该组指令在由植入式医疗设备系统的控制模块执行时，使得该系统根据由感测模块从患者的心脏接收到的心脏电信号检测快速性心律失常，并且响应于检测到快速性心律失常而开始atp治疗延迟时段。进一步使该系统：确定在atp治疗延迟时段期间由感测模块接收到的心脏电信号是否满足atp递送标准，并且响应于满足atp递送标准，而控制治疗递送模块递送延迟的atp治疗。该指令进一步使系统响应于不满足atp递送标准，而取消延迟的atp治疗。

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被阐述。

附图说明

图1a和图1b是根据一个示例的心血管外icd系统的概念图。

图2a-2c是以不同的植入物配置植入有图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-2c的系统的icd的示意图。

图6是被耦合到处理器和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atp递送的方法的流程图。

图8是根据另一示例的用于控制atp递送的方法的流程图。

图9是用于响应于取消atp治疗而调整快速性心律失常检测参数的方法的流程图。

图10是经静脉icd系统400的一个示例的示意图，在该经静脉icd系统400中可以实现本文公开的用于控制atp治疗的各方面。

图11a和图11b是包括心血管外icd和心内起搏器的植入式医疗设备系统的示意图。

图12是根据另一示例的用于通过植入式医疗设备系统控制atp治疗的方法的流程图。

图13是根据另一示例的用于通过植入式医疗设备系统控制atp治疗的方法的流程图。

具体实施方式

总体上，本公开描述了用于通过植入式医疗设备系统控制atp递送的技术。这些技术可以在多种植入式医疗设备(imd)系统中实现，这些imd系统能够检测快速性心律失常并且生成和递送电刺激脉冲以用于终止快速性心律失常，这些imd系统诸如，经静脉icd系统、包括心内起搏器的icd系统、以及心血管外icd系统。

在一些示例中，该系统包括心血管外icd，该心血管外icd被配置成使用植入的心血管外电极来递送atp。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(在胸腔和胸骨的外部)或在胸内(在胸腔或胸骨的下方)，但是通常不与心肌组织紧密接触。

在包括将起搏电极定位成与心肌组织接触或紧密接近的经静脉引线或心内起搏器的imd系统中，低电压治疗模块可以递送atp起搏脉冲。结合图10和图11示出和描述了可以使用低电压治疗模块并且根据本文公开的技术来递送atp治疗的imd系统的示例。

在心血管外icd系统中，可以从lv治疗模块递送atp，或者从高电压(hv)治疗模块递送atp，特别是当从使用相对较低的电压电容器的低电压起搏电路递送的起搏脉冲没有夺获心脏时。当所递送的脉冲的能量大于夺获阈值并导致心肌组织的去极化(通常被称为“诱发响应”)时，实现了夺获。在心血管外icd系统中，可需要用于递送高电压心脏复律/除颤(cv/df)电击的hv治疗模块来递送心脏起搏脉冲，因为心血管外起搏电极向量的起搏夺获阈值可能高于从低电压起搏治疗模块可获得的起搏脉冲能量。icd的hv治疗模块通常包括hv电容器，该hv电容器可充电至电击电压振幅以用于递送电击脉冲以使心脏复律或使心脏除颤。hv电容器可以被充电到小于电击电压振幅的起搏电压振幅以用于递送atp在一些示例中，被配置成根据本文公开的技术控制atp治疗递送的icd可以经由植入的心血管外电极从hv治疗模块递送atp脉冲，该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icd14。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的情境中描述图1a和图1b。

icd14包括壳体15，壳体15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(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)。在本文所述的示例中，壳体15可用作有源罐电极，以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。icd14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极，而不是用作单个电极。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，氮化钛，例如以用于减少极化伪影。

icd14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17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。如将在本文中进一步详细描述的，壳体15可以容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、传感器、电信号感测电路、治疗递送电路、电源和其他合适的部件。

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可以一起形成除颤电极，因为它们被配置成同时被激活。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，电极24a和24b中的每个电极可以被独立地激活。在一些实例中，除颤电极24a和24b被耦合至电隔离导体，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，被同时激活以便形成公共阴极或阳极)或用作分开的除颤电极(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，其中壳体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电击(例如，心脏复律或除颤电击)。电极24a和24b可以是细长的线圈电极，并且与低电压起搏和感测电极相比，通常具有相对高的表面积以用于递送高电压电刺激电击。然而，除了高电压电击之外或代替高电压电击，电极24a和24b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24a和24b限制成仅在高电压cv/df电击治疗中使用。如本文所述，电极24a和/或24b可以在起搏电极向量中使用，以用于从高电压治疗模块递送心血管外起搏脉冲，该高电压治疗模块还用于递送cv/df电击。

电极28a、28b和30是具有相对较小的表面积的电极，以用于递送相对低的电压起搏脉冲并用于感测心脏电信号。电极28a、28b和30被称为起搏/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、或起搏和感测功能这两者。

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，而电极30位于除颤电极24a的远侧。在图1a和图1b的示例中，电极28a和28b被示为环形电极，并且电极30被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icd14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如，朝着患者12的剑突20)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，诸如在胸骨22上方，偏移到胸骨22的右侧或左侧，从胸骨22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icd14的位置或其他因素。

导电体(未示出)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内的细长电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24a、24b、28a、28b和30电耦合至icd14的电路系统(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/或起搏/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/或起搏/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是本质上是示例性的，并且不应当被认为限制本文所公开的技术的实践。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可以沿着引线16的长度位于其他地方，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之间的单个起搏/感测电极28，并且在除颤电极24a的远侧或除颤电极24b的近侧无起搏/感测电极。

在其他示例中，引线16可仅包括在除颤电极24a与除颤电极24b之间的单个起搏/感测电极28，并且在除颤电极24a的远侧和/或除颤电极24b的近侧包括另外的离散电极(多个)。在共同转让的美国专利公开第2015/0306375号(marshall等人)和美国专利公开第2015/0306410号(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。

在另其他示例中，图1a和图1b的icd系统10可包括与引线16类似的第二心血管外电刺激和感测引线。第二引线可以例如在患者12的后面侧向地延伸，并且包括一个或多个电极，该一个或多个电极与引线16的一个或多个电极24a、24b、28a、28b和/或30中的一个或多个一起形成电极向量，以用于根据本文公开的技术提供心脏起搏。

icd14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，icd14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，icd14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可以被植入在胸部区域中的皮下袋(pocket)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。在又另一示例中，icd14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-2c所描述的，引线16的远侧部分25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)或另一涂覆材料(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。在环形电极的情况下，例如，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局部环形电极。当icd14经由电极24a、24b、28a、28b和/或30递送起搏脉冲时，可以通过使电极24成形、定向或部分绝缘以将电能量聚焦或引导朝向心脏26来减少由起搏脉冲引起的周围骨骼肌的募集(recruitment)(这可能使患者感到不适)。

icd14可经由一个或多个感测电极向量获得与心脏26的电活动相对应的电信号，该一个或多个感测电极向量包括icd14的电极28a、28b和30以及壳体15的组合。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和/或壳体15中的一个或多个组合)的感测向量来获得心脏电信号。

icd14分析从感测向量中的一个或多个接收到的心脏电信号，以监测异常节律，诸如心动过缓、室性心动过速(vt)或室性纤颤(vf)，以用于检测对心脏起搏或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。在美国专利第7,761,150号(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。

icd14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icd14可经由除颤电极24a和24b中的一个或两个和/或壳体15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或vf，抗心动过速起搏(atp)脉冲在cv/df电击之前被递送，并可能终止快速性心律失常，从而排除了对电击的需要。

可以使用包括电极24a、24b、28a、28b和/或30中的一个或多个和/或icd14的壳体15的电极向量来递送atp脉冲。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，并且可以在准备hv治疗模块以用于递送atp并且确认atp递送标准被满足之后控制高电压治疗模块递送atp。

外部设备40被示出为通过通信链路42与icd14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icd14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将用于根据本文公开的技术(包括atp方案)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icd14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icd14检取的心脏电信号以便通过在夺获阈值测试期间确认由icd14递送的起搏脉冲进行的心脏夺获。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-2c是以与图1a-1b中所示的布置不同的植入物配置植入有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下方。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-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之外的或代替胸骨22的胸腔32下方/以下。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入到其他心血管外、胸内位置(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。可以与本文所述的心脏起搏技术结合使用的其他植入物位置以及引线和电极布置通常被公开在以上标识的参考文献中。尽管以上相对于图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以用于心血管外起搏应用的其他实现中。

图3是示出具有替代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以及两个除颤电极24a和24b以及相应的导体(未示出)，以提供电刺激和感测功能，如以上结合图1a、图1b和图2a-2c所述的。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远侧的第三起搏/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实现对心脏26的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以上标识的参考文献中提供的示例中的任何示例相对应。例如，引线16的从远端到最近侧电极(例如，图3的示例中的电极28b)的近侧的远侧部分25'可以小于或等于15cm以及可以小于或等于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实现对心脏26的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/感测电极实现了从各种电极间间距之中的选择，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icd14的壳体15。如本文所公开的，可以响应于检测到快速性心律失常而从hv治疗模块递送atp。可以经由选自心血管外电极24a、24b、28a、28b、30和壳体15的起搏电极向量来递送atp。用于从hv治疗模块递送atp的起搏电极向量可以位于除颤电极24a与除颤电极24b之间，一个作为阳极，而另一个作为阴极，或者位于作为阴极(或阳极)的除颤电极24a和24b中的一个或两个与作为阳极(或阴极)的icd14的壳体15之间。在一些情况下，起搏/感测电极28a、28b和/或30可被包括在起搏电极向量中，该起搏电极向量用于递送由hv治疗模块生成的atp，如本文所述。

图4是示出心血管外引线16的另一示例的远侧部分25”的概念图，心血管外引线16具有与图3的电极布置类似的电极布置，但是具有引线体18'的非线性或弯曲的远端部分25”。引线体18'可以被预成形为沿着远侧部分25”具有正常曲线、弯曲、蜿蜒、波状或锯齿形形状。在该示例中，沿着引线体18'的预成形曲线部分携载除颤电极24a'和24b'。起搏/感测电极28a'被携载在除颤电极24a'与除颤电极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′可被形成为具有包括两个“c”形曲线的通常弯曲的远侧部分25”，所述两个“c”形曲线一起可类似于希腊字母“ε”。除颤电极24a'和24b'各自由引线体远侧部分25”的两个相应的c形部分携载，并在相同方向上延伸或弯曲。在所示的示例中，起搏/感测电极28a'在携载电极24a'的c形部分的近侧，并且起搏/感测电极28b'在携载电极24b'的c形部分的近侧。起搏/感测电极24a'和24b'与引线体18'的通常笔直或线性的近侧部分的中心轴线31大致对齐，使得除颤电极24a'和24b'的中点从电极28a'和28b'侧向偏移。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形部分在相同方向上侧向延伸，远离中心轴线31和电极28a'和28b'。在未决美国专利公开第2016/0158567号(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icd14的示意图。封围在壳体15(在图5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。icd14被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。

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，以用于跨治疗递送电极向量来递送驱动信号，并且测量所产生电压以确定电极向量的电阻抗。

电源98根据需要向icd14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被耦合到被包括在治疗递送模块84中的用于分别对lv和hv电容器进行充电的低电压(lv)和hv充电电路，或者被耦合到被包括在治疗递送模块84中的用于产生电刺激脉冲的其他能量存储设备。

图5所示的功能框表示系统10的icd14中包括的功能，但是也表示可以被包括在根据本文公开的用于控制atp治疗的技术进行操作的其他imd系统(诸如分别在图10和图11中示出的系统400和500)中的功能。在一些imd系统中，诸如图11a和图11b所示的包括icd14和心内起搏器512的系统500，由图5中所示的模块表示的功能可以跨被包括在imd系统中的不止一个植入式医疗设备分布。图5所示的功能框和模块可以包括实现能够产生归因于本文的icd14的功能的模拟和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。如本文所使用的，术语“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、或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的部件。被采用来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所采用的特定系统架构以及由imd系统所采用的特定检测和治疗递送方法来确定。鉴于本文的公开内容，在任何现代imd系统的情境中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icd14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上文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部件实现。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被电耦合到由引线16(图1a和图1b所示的)携载的电极24a、24b、28a、28b和30和壳体15(壳体15可以用作公共电极或接地电极或用作有源罐电极)，以用于递送cv/df电击脉冲。

电感测模块86可以被选择性地耦合到电极28a、28b和30和壳体15，以便监测患者的心脏的电活动。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可以包括开关电路系统，以用于选择电极24a、24b、28a、28b、30和壳体15中的哪些被耦合到感测放大器或感测模块86中所包括的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选定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，电感测模块86包括多个感测通道，以用于从选自电极24a、24b、28a、28b、30和壳体15的多个感测向量来获取心脏电信号。每个感测通道可以被配置用于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、整流器，该整流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。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(crossing)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，感知到的r波)用于检测对由icd14递送的起搏脉冲的夺获。

控制模块80被配置成分析从感测电路86接收的信号以用于检测快速性心律失常发作。在一些示例中，对从感测电路86接收到的r波感知事件信号的计时被控制模块80用于确定连续的r波感知事件信号之间的rr间期(rri)。控制模块80可以包括比较器和计数器，该计数器用于对落入各种频率检测区中的rri进行计数，以用于确定心室率或执行其他基于频率或基于间期的评估，以用于检测和区分vt和vf。

例如，控制模块80可以将rri与一个或多个快速性心律失常检测间期区进行比较，该一个或多个快速性心律失常检测间期区诸如，心动过速检测间期区(其可以被划分为慢速和快速心动过速检测间期区)以及纤颤检测间期区。落入检测间期区中的rri由相应的vt间期计数器或vf间期计数器进行计数，并且在一些情况下，在控制模块80中所包括的组合vt/vf间期计数器中进行计数。当间期计数器达到检测阈值(有时被称为“要检测的间期的数量”或“nid”)时，控制模块80可以检测到室性快速性心律失常。控制模块80可以被配置成执行其他信号分析，以用于在检测vt或vf之前确定是否满足其他检测标准，诸如，r波形态标准、开端(onset)标准和/或噪声或过感测拒绝标准。

在某些患者中，可启用用于vt和vf两者的检测和治疗。在其他患者中，可以启用vf检测和治疗，但可以禁用vt检测和治疗。在这两种情况中的一种情况或两种情况下，可以启用atp治疗以用于在检测到之后进行递送。根据编程的治疗方案，可以在vt和/或vf检测之后采用本文公开的用于控制atp治疗的技术。当启用atp治疗时，控制模块80基于在检测到快速性心律失常(例如vt或vf)之后从电感测模块86和/或治疗递送模块84接收到的输入来确定是递送还是取消atp治疗。

治疗递送模块84可以包括低电压(lv)治疗模块85，以用于使用选自电极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。在适当时间处，lv治疗模块85将电容器(多个)耦合至起搏电极向量以便向心脏26递送起搏脉冲。

hv治疗模块83包括一个或多个高电压电容器，该一个或多个高电压电容器具有比lv治疗模块85中所包括的电容器(多个)更高的电容和更高的额定电压。当检测到可能是快速vt或vf的可电击节律时，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。当检测到来自治疗递送模块84的反馈信号时，控制模块80施加信号以触发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，控制模块80控制高电压治疗模块83的操作，以使用除颤电极24a、24b和/或壳体15来递送cv/df电击。

hv治疗模块83可以用于递送心脏起搏脉冲，包括atp脉冲。在这种情况下，hv电容器(多个)被充电到起搏电压振幅，该起搏电压振幅远低于用于递送电击治疗的电压，但可高于由lv治疗模块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。在一些情况下，hv电容器可被充电至8至10伏以用于递送atp，但具有更高的电容，能够比lv治疗模块85递送更长的脉冲宽度。

与由lv治疗模块85递送的起搏脉冲相比，可以产生具有更高的电压振幅和/或相对更长的脉冲宽度的脉冲，以用于递送更高的能量起搏脉冲以夺获心脏。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治疗模块85可以能够产生高达8v或高达并且包括10v的最大脉冲电压振幅。在一些示例中，由lv治疗模块85产生的最大单脉冲起搏脉冲宽度可以高达2ms或高达4ms。lv治疗模块85可以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个体脉冲以递送夺获心脏的累积的复合起搏脉冲能量。以上标识的美国专利公开第2017/0157413号和在美国专利公开第2017/0157399号中总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。当患者可以忍受相对较高的起搏脉冲电压振幅(例如大于10v)时，在hv治疗模块83进行起搏期间可以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的起搏脉冲宽度，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心脏复律/除颤电击。例如，可以在hv治疗模块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750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治疗模块83生成的、具有10v振幅和20ms脉冲宽度的、使用除颤电极24a和24b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治疗模块83使用除颤电极24a和24b(或24a'和24b')递送的起搏脉冲可以低至1毫焦耳。由hv治疗模块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28a、28b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。相比之下，通过经静脉icd系统或心内起搏器(例如分别如图10和图11所示的)中所包括的lv治疗模块使用心内膜电极递送的起搏脉冲可以在微焦耳的数量级，例如，对于振幅为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膜起搏脉冲，为2微焦耳至5微焦耳。

相比于由lv治疗模块85经由起搏电极向量(包括起搏/感测电极28a、28b或30(相对较高的阻抗))递送的电流，hv治疗模块83可经由较低阻抗起搏电极向量(例如，在除颤电极24a与24b之间或在24a'与24b'之间)递送更多的电流，即使起搏电压振幅是相同的。

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，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模块80。

如结合图6所描述的，当hv治疗模块83将起搏脉冲递送到心脏26时，控制模块80可以使用阻抗测量来设置hv治疗模块83中所包括的可变分流电阻。可变分流电阻可以与起搏负载并联，并且被设置为在由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，从而促进起搏负载两端的适当的电压信号，以用于夺获患者的心脏。

由控制模块80使用以用于检测心律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传输和接收通信信号。

图6是被耦合到处理器和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耦合到电极24a、24b和/或壳体15，以将期望的电刺激脉冲递送到患者的心脏。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是具有148至155微法拉的有效电容并且具有高的额定电压的一连串(aseriesof)三个电容器，以使得能够充电至800v或更高的有效电荷。相比之下，被包括在lv治疗模块85中的通过状态机或电容器电荷泵电路充电至电池电压的倍数的保持电容器可具有高达6微法拉的电容、高达10微法拉的电容、高达20微法拉或其他选定的电容的电容，但是所有电容具有显著小于高电压电容器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被充电至递送cv/df电击所需的电击电压振幅。

hv充电电路240从电源98(图5)接收电力以用于根据需要对电容器210充电。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，处理器和hv治疗控制230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。在美国专利第8,195,291号(norton等人)中总体上公开了高电压充电电路及其操作的一个示例。

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电耦合至治疗递送向量，以使电容器210跨选自电极24a、24b和/或壳体15的向量放电。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-212c和214a-214c可被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。通过打开(即，断开或禁用)以及闭合(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，该治疗递送电极向量可以是电击电极向量或与电击电极向量相同或不同的起搏电极向量。尽管仅将电极24a、24b和壳体14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28a、28b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vt或vf检测而确定需要起搏治疗时，hv治疗模块83可以根据编程的atp方案递送一系列单相或双相起搏脉冲。下文结合例如图7、图8和图12的所附流程图描述了用于确认atp递送标准和控制对atp治疗递送的计时的方法。

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，而无需同时闭合给定的电极24a、24b或壳体15两端的“a”、“b”或“c”开关中的两个。为了使用电极24a和壳体15来递送双相脉冲，例如，可以闭合开关212a和214c以递送双相脉冲的第一相位。在第一相位之后打开开关212a和214c，并且闭合开关212c和214a以递送双相脉冲的第二相位。在该示例中，开关212b和214b保持打开或禁用，其中电极24b未在治疗递送向量中被选择或使用。在其他示例中，可包括电极24b而不是电极24a，或者电极24b可通过在说明性双相脉冲的第一相位期间闭合开关212b并且在第二相位中闭合开关214b而与电极24a同时被激活。当脉冲电压振幅根据编程的“倾斜(tilt)”或起搏脉冲的前导(leading)电压振幅的百分比衰减时，双相脉冲的第一相位可以被终止。例如，当脉冲电压振幅已经衰减到前导电压振幅的50％时，第一相位可以被终止。

响应于检测到针对其atp起搏治疗被启用的快速性心律失常，控制模块80在处理器和hv治疗控制模块230的控制下，通过将电容器210的电荷调整至编程的起搏电压振幅来准备hv治疗模块83以递送atp。在一些实例中，hv电容器210可以通过hv充电电路240被充电到起搏电压振幅。在其他时间处，hv电容器210在被充电用于先前的治疗(例如，先前的起搏治疗或cv/df电击递送)或用于电容器维护之后，可以保留残余电荷。在这种情况下，可以通过将hv电容器210电耦合至图6中示意性示出的非治疗性负载205以用于倾倒(dump)能量以将hv电容器210的电荷从残余电荷减少到起搏电压振幅，来将hv电容器210调整至起搏电压振幅。非治疗性负载205可以是治疗递送模块84中的电阻器或电阻器组，并且在一些示例中可以利用分流电阻器250和252。电荷倾倒开关207可以由处理器和hv治疗控制230闭合，以通过非治疗性负载205对hv电容器210进行放电。

在确认hv电容器210已经达到起搏电压振幅之后，并且如结合以下所述的技术(包括图7)描述的atp治疗递送所需的任何atp递送标准确认之后，递送atp脉冲。通过处理器和hv治疗控制模块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26所呈现的起搏负载和选定的起搏电极向量放电来递送单相、双相或其他期望的atp脉冲。通过控制脉冲控制开关206，电容器210跨选定的起搏电极向量被耦合达编程的起搏脉冲宽度。

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被示出为包括与起搏负载并联的可选分流电阻250，该起搏负载被示意性地示出为心脏26。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，在起搏电极向量包括电极24b和壳体15的情况下，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。

开关212a-212c和开关214a-214c可需要最小的电流以使它们保持闭合(即，接通或启用)以用于在电容器210放电时传递电流。该最小电流可以在大约10毫安的量级。取决于起搏负载阻抗和其他条件，当电容器210跨选定的起搏向量放电时，流经开关212a-212c和214a-214c中的被启用的开关的电流可下降至保持开关闭合所需的最小电流以下。如果流经相应开关的电流下降到保持开关闭合所需的最小电流以下，则开关可能断开(或变为禁用)，从而导致起搏脉冲过早截断，这可能会导致失夺获。这样，可以设置最小起搏脉冲电压振幅以用于从hv治疗模块83递送起搏脉冲，以便降低电容器210放电期间产生的电流下降到在编程的起搏脉冲宽度期间维持开关电路系统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，使得跨心脏26、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的电流维持在用于在起搏脉冲期间维持开关电路系统204中的被启用的开关的稳定状态所需的最小电流处或以上。分流电阻250可以被设置为如下的电阻：将流至开关电路系统204的选定开关的电流维持在将选定开关保持在闭合或启用状态中所需的最小电流之处或之上。

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)，从而可能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检取起搏电极向量阻抗测量，并设置分流电阻250(或252)以匹配起搏电极向量阻抗。

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中的选定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。如果起搏振幅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-212c和214a-214c时使这些开关保持接通的最小电流所需的最小电压振幅以下，则可以通过将可变分流电阻250(或252)设置为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振幅的范围可在各患者之间变化以及在一患者体内随时间变化，因此可以提供可变的分流电阻以启用对合适的电阻的选择，以用于对通过开关电路系统204的所需电流进行分流。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，当起搏负载阻抗较高时，将电流分流至开关电路系统204所需的电阻仍可以在当起搏负载阻抗相对较低时将一些电流分流至开关电路系统。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振幅)来确定。

经由开关电路系统204被耦合到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。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。根据icd14和引线16的植入位置以及壳体15和电极24a、24b、28a、28b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。在图1a-2c的示例配置中，例如，可在电极24a与24b之间、在电极28a与28b之间、在电极28a与24a之间或在电极28b与24b之间递送起搏脉冲，以与包括壳体15的起搏电极向量相比限制骨骼肌募集。在其他电极配置和植入位置中，用于通过hv治疗模块83递送心血管外起搏脉冲的电极可以包括壳体15，并且可以被选择为提供起搏电极向量，该起搏电极向量使得在搏脉冲递送期间募集的骨骼肌的体积最小化，同时仍将足够的能量引导至心脏26以用于夺获并起搏心脏。

图7是根据一个示例的用于通过hv治疗模块83控制atp治疗递送的方法的流程图100。在框102处，控制模块80监测从感测电路86接收到的心脏电信号(多个)以用于检测快速性心律失常。如上所述，控制模块80可以至少确定从感测电路86接收到的连续r波感知事件信号之间的rri，以用于检测室性快速性心律失常。控制模块80可包括快速性心律失常间期计数器，以用于在确定rri落入vt间期区和/或vf间期区时对rri进行计数。如果启用vt检测，并且vt内部计数器达到为检测vt而设置的要检测的间期的阈值数量(nid)，则可以在框104处检测到vt。如果vf间期计数器达到为检测vf而设置的nid，则可以在框104处检测到vf。在其他示例中，控制模块80可以被配置成对心脏电信号(多个)的感知波形和/或更长的区段执行附加的信号分析，诸如用于确认r波或区分室上性快速性心律失常的形态分析、用于电噪声检测的分析、t波过感测检测、和/或其他信号分析。可以以各种组合对一个或多个感测电极向量信号执行附加的信号分析。快速性心律失常检测方法的示例大体被公开在如下专利中：美国专利第6,393,316号(gillberg等人)；美国专利第7,031,771号(brown等人)；美国专利第8,160,684号(ghanem等人)；美国专利第8,437,842号(zhang等人)和美国临时专利公开第2018/0028087号。

如果在框104处检测到快速性心律失常，则控制模块80在框105处根据编程的治疗方案确定是否启用atp治疗。如在框105处确定的，如果编程的治疗方案包括在尝试cv/df电击之前进行atp递送，则控制模块80可以前进至框110以准备hv治疗模块83的hv电容器以用于atp递送。如果在快速性心律失常检测之后atp不被启用用于递送，则控制模块80可以控制hv治疗模块83以根据编程的电击能量将hv电容器210充电至电击电压振幅并且在框109处递送cv/df电击。在治疗递送之后，控制模块80返回到框102，以监测心脏信号以用于重新检测快速性心律失常发作是否未被成功终止，或者如果快速性心律失常发作被终止，则检测未来的新的发作。

如果在框105处启用atp，则控制模块80在框106处使atp治疗延迟达一时间段，在该时间段期间，控制模块80可以确定是否满足atp递送标准和/或可以准备hv电容器210以用于atp递送。控制模块80可以可选地基于hv电容器210的电荷在框107处确定是否满足电荷调整标准。例如，在框107处，如果hv电容器210的电荷大于电荷调整阈值，则可以确定电荷调整标准未被满足。

在一些情况下，hv电容器210可以保留来自在前治疗或电容器维护充电的残余电荷，该残余电荷大于要用于递送atp的编程起搏电压振幅。在一些情况下，可以在高电压治疗或电容器维护充电之后倾倒残余电荷，以使得hv电容器210能够就绪以用于充电到起搏电压振幅。然而，在检测到快速性心律失常并需要atp时，hv电容器210上可能保留有残余电荷。通过电荷倾倒通过非治疗性负载来将hv电容器电荷从相对高的电压调整到用于atp的起搏电压振幅的过程可能会导致快速性心律失常检测与治疗递送之间的不可接受的延迟时间。因此，在一些示例中，如果hv电容器电荷大于电荷调整阈值，则控制电路80可以在框108处取消atp治疗并且前进至框109，以递送在被编程用于治疗检测到的快速性心律失常的治疗的菜单中的下一治疗，例如，电击治疗。

用于确定是否满足用于从hv治疗模块83及时递送atp的电荷调整标准的电荷调整阈值可以是预定电压，该预定电压大于起搏电压振幅并且小于与编程的电击能量相对应的电击电压振幅。例如，可以将hv电容器电荷与起搏电压振幅加上预定的电荷差进行比较。在一些示例中，预定的电荷差可以在20伏至40伏的量级上。在其他示例中，电荷调整阈值可以是电击电压振幅的预定百分比或起搏电压振幅的预定百分比，例如是起搏电压振幅的两倍。

在仍其他示例中，可以在框107处确定在快速性心律失常检测的时间处的hv电容器电荷与编程的起搏电压振幅之间的差，并且可以将该差与电荷调整阈值进行比较。如果该差不大于电荷调整阈值，则控制模块80可以前进至框110以准备hv电容器210以用于atp递送。可以基于通过非治疗性负载倾倒电压差所需的持续时间来定义电荷调整阈值。如果该差大于电荷调整阈值，则倾倒过量电荷所需的时间可能会无法接受地延迟用于终止检测到的快速性心律失常的治疗。在那种情况下，控制模块80可以前进到框108并取消atp治疗。

为了说明，如果hv电容器210被充电至520v，并且编程的atp起搏电压振幅为20v，则电荷差为500v。取决于非治疗性负载的rc时间常数，用于倾倒过量的500v电荷的时间可以约为15秒，这可能是对治疗递送的无法接受的长延迟。在这种情况下，控制模块80将做出决定以分别在框108和109处取消atp并递送电击治疗。然而，如果在检测到快速性心律失常的时间处hv电容器电荷为50v，而atp起搏电压振幅为20v，则通过非治疗性负载倾倒过量的30v所需的时间可以约为2秒。在这种情况下，控制模块80可以前进到框110以开始准备hv电容器210以用于atp递送。可以基于可以在预定的可接受的atp延迟时间内通过非治疗性负荷205来倾倒的电荷差来设置电荷调整阈值。可接受的atp延迟时间可以是10秒、8秒、5秒、3秒、2秒或其他预定时间间期。

在另一示例中，控制模块80可以基于hv电容器电荷与atp起搏电压振幅之间的电荷差以及hv电容器210的已知rc时间常数和非治疗性负载，来确定倾倒过量电荷的估计时间。可以根据存储器82中存储的针对一系列不同的电荷差值的查找表来计算或获取估计的电荷倾倒时间。当估计的电荷倾倒时间小于或等于预定的可接受治疗延迟时间时，可以在框107处确定满足电荷调整标准。

在一些示例中，可以以在用于atp的编程起搏电压振幅的容限范围之处或之内的脉冲电压振幅来递送atp脉冲。例如，可以将电压容限设置为固定的电压区间或编程的atp起搏电压振幅的百分比。在框107处确定是否满足电荷调整标准可以基于编程的起搏电压振幅加上容限。例如，可以将容限设置为固定值，例如5伏，或者设置为编程起搏电压振幅的百分比，例如20％。在一些示例中，容限可以是零。如果快速性心律失常检测的时间处的hv电容器电荷与起搏电压振幅加容限之间的电荷差小于电荷调整阈值，或者用于将电荷倾倒至起搏电压振幅加上容差以下的时间小于或等于可接受的治疗延迟时间，则在框107处可以确定满足电荷调整标准。

在框110处，控制模块80控制hv治疗模块83，以通过将hv电容器210的电荷调整至编程的起搏电压振幅或在起搏电压振幅的预定容限内，来准备hv电容器210以用于atp的递送。当快速性心律失常检测的时间处的hv电容器电荷小于起搏电压振幅时，hv电容器210可需要被充电至编程的起搏电压振幅，以用于递送atp脉冲。在其他时间处，在先前的cv/df电击或其他先前的治疗之后或在电容器维护充电之后，可能会保留残余电荷。如果hv电容器210的残余电荷大于用于atp递送的编程起搏电压振幅，但是在框107处满足电荷调整标准，则通过控制hv电荷存储和输出模块202在框110处通过使hv电容器210通过非治疗性负载205(图6)放电来倾倒能量，来将hv治疗模块83调整至起搏电压振幅。

处理器和hv治疗控制模块230可以监测hv电容器210的电压，并在电容器电压达到起搏电压振幅时终止能量倾倒。在一些实例中，在能量倾倒期间，电容器电压可能下降到起搏电压振幅以下，并且可以控制hv充电电路240以将hv电容器210再充电到起搏电压振幅。在其他实例中，一旦hv电容器电荷达到编程的起搏电压振幅加上容限，控制模块230就可以确定hv电容器已准备好并就绪用于atp治疗递送。如果电荷倾倒到编程起搏电压振幅所需的时间超过可接受的atp治疗延迟时间，则当hv电容器电荷达到起搏电压振幅加上容限(例如5v或其他固定值或起搏电压振幅的预定百分比(例如，20％))时，可以终止电荷倾倒。

当在框110处发生hv电容器准备的同时控制模块80等待atp治疗延迟时段时，控制模块80可以在已做出vt或vf检测之后在框112处确定一个或多个rri。响应于来自处理器和hv治疗控制模块230的指示以下内容的信号：hv电容器电荷处于起搏电压振幅处(或在起搏电压振幅的电压容限内)并且就绪以用于atp递送(框114)，控制模块80在框116处确定是否满足atp递送标准。在框116处，可以将在hv电容器准备期间确定的rri中的一个或多个与同步间期进行比较。将紧接在确认hv电容器电荷处于起搏电压振幅处之后的至少最早的rri或紧接在确认hv电容器电荷处于起搏电压振幅之前的最新的rri与同步间期进行比较。如果阈值数量的rri大于同步间期，则在框116处可以不满足atp递送标准。

可以由控制模块80在框116处基于检测到的快速性心律失常的频率来建立同步间期。例如，可以根据预定数量的紧接在vt或vf检测(或重新检测)之前的rri确定平均或中值rri。在一个示例中，使用在检测之前的六个最新的rri来用于确定同步间期。可以丢弃六个rri中的最小值和最大值，并确定其余四个rri的平均rri。可以将固定间期(例如60ms)加到平均值以确定同步间期。

在其他示例中，可以由控制模块80在框116处基于最长的编程的快速性心律失常检测间期来建立同步间期。当vt检测被启用时，同步间期可以是vt检测间期或vt检测间期加上固定间期。例如，如果最大vt检测间期是360ms，则同步间期可以是vt检测间期加上固定间期(例如0至60ms)。如果vt检测未被启用，则同步间期可以是最长的vf检测间期(例如320ms)加上固定间期(例如0到60ms)。

在一些示例中，除非在检测之前的最后的rri具有大于范围阈值的范围，否则在框116处基于检测到的频率(例如使用最新的六个(或其他预定数量的rri))来确定同步间期。例如，如果在检测之前的最后六个rri中的最大rri和最小rri彼此之间的差距在50ms之内，则基于其余四个rri的平均值(被称为“截尾平均值(trimmedmean)”)来确定同步间期。如果六个rri中最大rri和最小rri相距超过50ms，则基于检测到的节律的最长检测间期加上固定间期来确定同步间期。在仍其他示例中，控制模块80可以将同步间期确定为最大检测间期和截尾平均值中的最大的一个。例如，如果基于vf间期区中的rri检测到快速性心律失常，则可以将同步间期设置为最大纤颤检测间期或截尾平均值(以较大者为准)加上60ms。

如果在框116处阈值数量的在hv电容器准备期间确定的rri小于同步间期，则满足atp递送标准。在一个示例中，如果在快速性心律失常检测之后以及在hv电容器准备期间(和/或之后)确定的y个rri中至少有x个小于或等于同步间期，则满足atp递送标准。x和y的值可以是可编程的，其中x可以是一个或多个，并且y是等于或大于x的任何值。例如，可要求4个rri中的3个小于同步间期，但是可以使用其他比率或百分比。

在一些情况下，hv电容器准备期间可能不会达到y个rri。如果当在框114处hv电容器就绪以用于atp递送时发生少于y个rri，则控制模块80可以确定最新的rri并将其与同步间期进行比较。如果最新的rri小于同步间期，则在框116处满足atp递送标准。在其他示例中，atp递送标准要求紧接在hv电容器准备完成之前和/或之后的两个或更多个最新rri小于同步间期。

在其他示例中，atp递送标准可要求至少最新的rri大于最小atp起搏间期或最小同步间期以用于递送atp。如果最新的rri或阈值数量的确定的rri短于最小同步间期，则在框116处可以不满足atp递送标准。在一些实例中，例如，如果发生心搏停止，则控制模块80可能无法确定足够数量的rri来用于确定是否满足atp递送标准。在这种情况下，可以在框116处确定未满足atp递送标准。

响应于满足atp递送标准，在框118处递送atp。hv治疗模块83被控制为递送与最近的感知r波同步的第一atp脉冲，该最近的感知r波按照被确认为小于(或等于)同步间期的rri发生。通过以下操作来将第一atp脉冲与感知r波同步：将第一atp起搏间期设置为小于检测到的快速性心律失常的频率(并且小于同步间期)的间期，并在起搏间期期满时递送第一atp脉冲。根据编程的atp方案通过经由开关电路系统204使hv电容器210放电，来递送第一atp脉冲和后续的atp脉冲，例如，以比检测到的快速性心律失常频率更快的频率并且根据编程的起搏电压振幅和起搏脉冲宽度被递送的具有6至10个脉冲的脉冲串。

递送atp脉冲中的具有脉冲电压振幅的至少第一前导脉冲。hv电容器210可以在递送在前的atp脉冲之后，在每个atp脉冲之前被再充电至起搏电压振幅，以递送具有起搏电压振幅的所有atp脉冲。在其他示例中，可以以起搏电压振幅来递送第一脉冲，并且可以以不同的电压振幅来递送后续的脉冲。后续的脉冲可以例如以较低的电压振幅被递送，并且可以具有与前导atp脉冲相同的脉冲宽度或比前导atp脉冲更长的脉冲宽度。可以以相对较高的起搏电压振幅来递送前导atp脉冲，以确保夺获并起搏控制心律。在atp递送之后，控制模块80返回到框102以继续监测心脏信号以用于检测或重新检测快速性心律失常。

如果在框116处不满足atp递送标准，则在框120处抑制延迟的atp治疗。控制模块80可以返回到框102以继续监测心脏信号。检测到的快速性心律失常可能已减慢或自发终止，使得不再需要atp。当atp治疗被抑制时，hv电容器210可以被保持在框110处执行的hv电容器准备期间所达到的起搏电压振幅处，使得如果重新检测到快速性心律失常或在需要其他治疗之前检测到后续的快速性心律失常，则hv治疗模块83就绪以在atp递送标准确实变得被满足的情况下递送atp。

在其他情况下，在框120处取消atp之后，可以在框105处将快速vt或vf检测为需要电击治疗的可电击的节律。在这种情况下，控制模块80可以在不递送atp的情况下前进到框109，并且可以将hv电容器210从取消atp之后保持的起搏电压振幅充电到与编程的电击能量相对应的电击电压振幅。随后在框109处递送cv/df电击脉冲。

图8是根据另一示例的用于控制由icd14进行的atp递送的方法的流程图150。在流程图150中的框102-110、116、118和120处执行的操作可以大体上与图7中示出并且在以上描述的相同编号的框相对应。在图8中，控制模块80在框212处确定rri，以确定自从在框104处检测到快速性心律失常以来，检测的快速性心律失常的频率是否已改变或处于稳定。在框212处，控制模块80可以确定该频率是稳定的、减慢的还是加速的。可以通过确定同步间期(如上所述)，并将在hv电容器准备期间确定的rri与同步间期和/或基于同步间期的其他阈值间期进行比较，来做出此确定。如果在hv电容器调整期间确定的预定百分比的rri在与检测到的快速性心律失常频率相对应的间期范围内或在基于同步间期的间期范围内，则可以将心率确定为是稳定的。间期范围可以从加速阈值间期延伸到减慢阈值间期。

如果预定百分比的所确定的rri或y个所确定的rri中的x个长于减慢阈值间期，则在框212处可将快速性心律失常频率确定为是减慢的。控制模块80可以将减慢阈值间期确定为同步间期加上一时间间期，例如同步间期加上30至80ms。预期可以使用其他方法来检测检测到的快速性心律失常的减慢的频率，例如，通过将连续的rri彼此进行比较、将rri与移动平均值进行比较、或用于检测快速性心律失常检测之后的rri与快速性心律失常检测之前的rri相比的增大趋势的其他技术。

如果预定百分比的rri或y个rri中的x个短于加速阈值间期，则可将快速性心律失常频率确定为加速频率。可以将加速阈值间期设置为同步间期减去一时间间期，例如，比同步间期少30至80ms。在该说明性示例中，如果预定百分比的rri或y个rri中的x个落在减慢阈值间期与加速阈值间期之间的范围(其可以被称为稳定频率间期范围)内，则可将快速性心律失常频率确定为是稳定的。

如果在框212处确定该频率是稳定的，则控制模块80可以在框218处确定hv电容器是否就绪。如果hv电容器尚未达到起搏电压振幅，则控制模块80可以返回到框110以继续调整hv电容器电荷并且在框212处继续将rri与频率标准进行比较。

如果频率是稳定的并且hv电容器就绪，即框218的“是”分支，则控制模块80可以前进到如以上结合图7所述的在框116处验证是否满足atp递送标准。在一些示例中，可以基于确定稳定频率来确定满足atp递送标准。可以在框118处递送atp治疗，其中第一atp脉冲与在hv电容器就绪之后以小于或等于同步间期的rri发生的最早的感知r波同步。

如果该频率是不稳定的(框212的“否”分支)，例如，如果基于未保持在间期范围内的感知事件间期该频率是减慢的或加速的，则在一些示例中，可以在框220处终止hv电容器准备。例如，如果电荷被倾倒以用于将hv电容器210调整至起搏电压振幅，则可以终止电荷倾倒。如果hv电容器210被充电到起搏电压振幅，则充电可以被终止。如果该频率是减慢的，则心律失常可能会自发终止，并且可能不需要治疗。

然而，如果该频率是加速的，则可能仍需要治疗。在加速频率的情况下，即使在框120处取消了atp，也可以在框220处完成将电容器充电到至少起搏电压振幅。可以预料到需要治疗而将hv电容器电荷保持在起搏电压振幅处。如果在确定出该频率是加速的时间处电荷倾倒正被执行，则可以在框220处终止电荷倾倒，并且可以预料到需要治疗而保持hv电容器210的残余电荷。

在框220处终止或完成电荷调整的任何一种情况下，都可以在框120处取消atp，因为可能不再需要治疗(如果该频率是减慢的话)或可能需要不同的治疗(如果该频率是加速的话)。控制模块80返回到框102以分析心脏信号以用于重新检测快速性心律失常，该快速性心律失常可能已终止、保持在原始vt或vf检测区中、或在vt区内加速或从vt区加速到vf区。通过重新检测快速性心律失常，可以针对加速的节律递送最合适的治疗，并避免递送潜在的次优或不必要的治疗。

图9是用于响应于取消atp治疗而调整检测参数的方法的流程图300。流程图300的过程提供了可以响应于在图8的框212(再次在图9中示出)处确定出非稳态而执行的附加步骤。响应于确定该频率不稳定，即框212的“否”分支，控制模块80可以由于不稳定频率而在框304处确定atp是否已被取消了阈值次数。在一些示例中，框212处的确定包括如上所述地确定该频率是否是减慢的或加速的。

如果在框212处该频率不稳定并且是减慢的，则如结合图8所述，取消atp。如果尚未抑制或取消atp阈值次数(框304)，则在框308处不对快速性心律失常检测标准进行调整。如结合图8所述，控制模块80在取消atp治疗后返回到监测心脏电信号，以确定快速性心律失常是否自发终止或使用相同的快速性心律失常检测标准是否仍然检测到vt。

如果如框304处所确定的atp由于减慢的频率而被抑制或取消了阈值次数，则控制模块80可以在框306处调整快速性心律失常检测标准。例如，如果在hv电容器准备期间已经检测到单态vt并且由于单态vt的减慢频率而抑制atp，则vt检测标准可以被调整为增加控制模块80检测vt所花费的时间，例如通过增大nid。例如，如果atp由于单态vt的减慢的频率而已经被抑制了三次，则在框306处可以增大用于检测vt的nid。

在其他示例中，如果在框212处该频率被确定为不稳定的并且是加速的，则如上所述的抑制atp，并且控制模块80可以前进到框304以确定atp是否响应于hv电容器准备期间检测到加速的频率而被抑制了阈值次数。如果atp由于加速的频率而被抑制了阈值次数，则可以在框306处例如通过调整快速vt或vf检测间期和/或减少将快速vt或vf检测为可电击的节律所需的间期的数量来调整检测标准，以使得能够较早地检测到可电击的vt或vf心律。

可以预期，在atp仅由于hv电容器准备期间的频率减慢、仅由于hv电容器准备期间的频率加速、或针对频率减慢的和针对频率加速的两种情况，而被取消了阈值次数之后，可以在框306处调整快速性心律失常检测标准。可以理解，针对减慢的频率和加速的频率的两种情况，不同地调整检测标准。在调整检测标准之前取消atp的阈值次数可以是一次或多次，并且针对频率减慢而言可能与针对频率加速而言是不同的。

在以上描述的示例中，atp由心血管外icd14的hv治疗模块83递送。在其他示例中，本文公开的技术的一些方面可用于控制通过icd14的lv治疗模块85，或通过耦合到携载心内膜电极的一个或多个经静脉引线的icd或起搏器、耦合到携载心外膜电极的一个或多个引线的icd或起搏器、或被配置成递送atp的心内起搏器的类似lv治疗模块进行atp治疗递送。在检测到室性快速性心律失常后的关于是否满足atp递送标准的确定可被执行，以使得能够在检测到的快速性心律失常被确定为自终止或具有不稳定频率时取消延迟的atp。

图10是经静脉icd系统400的一个示例的示意图，在该经静脉icd系统400中可以实现本文公开的用于控制atp治疗的各方面。图10的imd系统400包括icd410，该icd410经由经静脉电引线406、411和416耦合到患者的心脏402。icd410包括连接器块412，该连接器块412可以被配置成接收右心室(rv)引线416、右心房(ra)引线411和冠状窦(cs)引线406的近端，这些引线经静脉前进以用于将用于感测和刺激的电极定位在三个或所有四个心脏腔室中。

rv引线416被定位成使得其远端处于右心室中，以用于感测rv心脏信号并且在右心室中递送起搏或电击脉冲。出于这些目的，rv引线416配备有被示出为环形电极430和尖端电极428的起搏和感测电极。在一些示例中，尖端电极428是可回缩地安装在电极头429内的可延伸螺旋电极。rv引线416被进一步示为携载除颤电极424和426，除颤电极424和426可以是用于递送高电压cv/df脉冲的细长线圈电极。除颤电极424在本文中可被称为“rv除颤电极”或“rv线圈电极”，因为除颤电极424可沿rv引线416被携载成使得当远侧起搏和感测电极428和430被定位用于在右心室中进行起搏和感测时，除颤电极424基本上位于右心室内。除颤电极426在本文中可以被称为“上腔静脉(svc)除颤电极”或“svc线圈电极”，因为除颤电极426可以沿着rv引线416被携载成使得当rv引线416的远端在右心室中前进时除颤电极426至少部分沿着svc定位。

电极424、426、428和430中的每一个被连接到在引线416的主体内延伸的相应绝缘导体。绝缘导体的近端在引线416的近端处被耦合到由近侧引线连接器414(例如df-4连接器)携载的对应连接器，以用于提供到icd410的电连接。应理解，尽管在图10中将icd410示为被耦合到除了rv引线416之外的ra引线411和cs引线406的多腔室设备，但是icd410可以被配置为仅被耦合到rv引线416的单腔室设备并且可被配置成使用电极424、426、428和/或430(以及在一些示例中，壳体415)来执行本文公开的技术，以用于接收心脏电信号以递送包括atp治疗的电刺激治疗。

ra引线411被定位成使得其远端在右心房和上腔静脉附近。引线411配备有起搏和感测电极417和421，起搏和感测电极417和421被示出为尖端电极417(该尖端电极417可以是可回缩地安装在电极头419内的可延伸螺旋电极)以及在近侧与尖端电极417间隔开的环形电极421。电极417和421在右心房中提供感测和起搏，并且各自被连接至ra引线411的主体内的相应绝缘导体。每个绝缘导体在其近端处被耦合至由近侧引线连接器413所携载的连接器。

cs引线406经由冠状窦和心脏静脉418在心脏左侧的脉管系统中前进。cs引线406在图10的示例中被示为具有一个或多个电极408，一个或多个电极408可以与rv线圈电极420或svc线圈电极423结合使用，以用于递送用于心脏复律和除颤治疗的电击。在其他示例中，冠状窦引线406还可以配备有一个或多个电极408，以用于在心脏的左腔室(即左心室和/或左心房)中递送起搏和/或感测心脏电信号。一个或多个电极408被耦合至cs引线406的主体内的相应绝缘导体，该主体提供与近侧引线连接器404的连接。

ra起搏和感测电极417和421以及rv起搏和感测电极428和430可以用作双极对，通常被称为“尖端到环形”配置，以用于感测心脏电信号并递送低电压起搏脉冲，例如，用于如本文所述的快速性心律失常检测之后的atp递送。此外，rv尖端电极428可以与线圈电极424或426一起被选择以用作集成双极对，通常被称为“尖端到线圈”配置，以用于感测心脏电信号。icd410可以例如选择一个或多个感测电极向量，包括在电极428与430之间的尖端到环形感测向量，以及尖端到线圈感测向量，例如在rv尖端电极428与svc线圈电极426之间、在rv尖端电极428与rv线圈电极424之间、在rv环形电极430与svc线圈电极426之间、或在rv环形电极430与rv线圈电极424之间。在一些情况下，电极408、417、421、424、426、428或430中的任一个可以被icd410选择处于单极性感测配置，其中icd壳体415用作中性(indifferent)电极，通常被称为“罐”或“外壳”电极。应认识到，使用由耦合至icd410的引线406、415和416中的一个或多个所携载的各种电极，众多感测和电刺激电极向量是可用的，并且icd410可以被配置成将一个或多个感测电极向量选择性地耦合由壳体15封围的感测电路系统，例如，包括一个或多个放大器、滤波器、整流器、比较器、感测放大器、模数转换器、和/或被配置成获取心脏电信号以用于检测心脏心律失常的其他电路系统的感测电路系统，如以上结合图5总体上所述的。

壳体415封围通常与结合图5描述的各种模块和部件相对应的内部电路系统，以用于感测心脏信号，检测快速性心律失常和控制治疗递送。icd410可以被配置成检测房性快速性心律失常和室性快速性心律失常，并且可以能够递送心房atp和心室atp两者。这样，本文公开的用于在快速性心律失常检测之后使atp治疗延迟并确定是否满足atp递送标准的方法可以应用于房性快速性心律失常检测和心房atp。

在一些示例中，icd壳体415可以与线圈电极424或426中的一个或多个结合用作皮下除颤电极，以用于递送cv/df电击。应认识到，替代的引线系统可以代替图10所示的三引线系统。尽管在图10中示出了特定的多腔室icd和经静脉引线系统400，但是本文描述的用于检测快速性心律失常并基于atp递送标准来控制atp递送的方法可适于与任何单腔室、双腔室或多腔室经静脉icd或起搏器系统一起使用。

图11a是植入式医疗设备系统500的示意图，植入式医疗设备系统500包括如图2a所示被耦合至在胸骨下位置延伸的心血管外引线16的心血管外icd14，以及心内起搏器512。在一些示例中，心内起搏器512可以被配置成经由基于壳体的电极514和516递送心脏起搏脉冲，包括atp脉冲。心内起搏器512可以被配置成检测室性快速性心律失常并递送atp。这样，心内起搏器512可包括感测模块、控制模块和具有lv治疗模块的治疗递送模块，该lv治疗模块通常可与结合图5描述的lv治疗模块85相对应。控制模块可以被配置成以上面结合图5描述的方式根据由感测模块接收到的心脏信号检测快速性心律失常。控制模块可以被配置成在控制lv治疗递送模块递送atp脉冲之前确认满足atp递送标准。心内起搏器512通常可以对应于美国专利第9,468,766号(sheldon等人)中公开的心内起搏器。在一些示例中，可以从系统500中省略icd14，使得提供心内起搏器512以用于检测心律并根据需要递送心脏起搏，包括使用本文公开的技术的atp治疗。

icd14可被包括在系统500中，以根据需要提供高电压心脏复律/除颤治疗。在一些示例中，icd14执行快速性心律失常检测，并且起搏器512可以是触发起搏器，该触发起搏器被配置成从icd14接收用于控制atp脉冲的计时的触发信号。在这种情况下，起搏器512可以被配置成或可以不被配置成检测快速性心律失常。icd14可以检测到快速性心律失常，并生成触发信号，该触发信号被传递到心内起搏器512，以控制由心内起搏器512递送的atp脉冲的计时。在一些示例中，触发信号例如使用无线遥测信号或组织传导通信被直接从icd14传递到起搏器512。

在其他示例中，如图11b所示，imd系统500包括触发信号发射设备520。触发信号发射设备520可以经由控制信号线522被耦合到icd14，以用于从icd14接收控制信号。该控制信号使触发信号发射设备520发射由心内起搏器512接收的触发信号。触发信号可以是组织传导通信信号、声学信号、光学信号或其他无线信号。在接收到触发信号时，起搏器512被触发以递送一个或多个起搏脉冲。尽管触发信号发射设备520被示为经由控制信号线522被耦合到icd14的分开的设备，但是触发信号发射设备520可以是被配置成从icd14接收无线控制信号的无线设备，或者可以被包含在icd壳体15内。植入式医疗设备系统500大体上可以对应于待审美国专利第9,669,224号(carney等人)中公开的触发起搏系统中的任一个。

图12是根据另一示例的用于通过植入式医疗设备系统控制atp治疗的方法的流程图600。在各种示例中，流程图600的方法可以由图1a-2c以及图11a和图11b的icd14、由图10的icd410、由图11a或图11b的心内起搏器512、或者由图11a和图11b的系统500中的icd14和起搏器512的组合执行。在这些示例中，hv治疗模块83或lv治疗模块85可用于递送atp治疗，例如，图5所示的hv治疗模块83或lv治疗模块85。lv治疗模块85可包括一个或多个保持电容器，该一个或多个保持电容器具有比hv治疗模块83的hv电容器210更低的电容和更低的额定电压，因为imd系统中所包括的用于递送atp脉冲的lv治疗模块85未被配置成生成高电压cv/df电击脉冲。由lv治疗模块85生成的起搏脉冲的最大电压振幅可以是8到10v.

在这些示例中，可以不需要将hv电容器电荷调整到起搏电压振幅。用于对lv治疗模块保持电容器进行充电的时间通常最短，使得可以在快速性心律失常检测之后以atp起搏间期递送atp脉冲。然而，即使治疗递送模块就绪以比atp治疗延迟时段更早地递送atp治疗，根据本文公开的技术操作的icd系统也会使启用的atp治疗延迟并确定在atp治疗延迟期间是否满足atp递送标准。这种atp治疗延迟可允许检测到的快速性心律失常自终止，而无需进行治疗。

在框602处，使用以上描述的技术或在并入的参考文献中的任一个中描述的技术监测心脏电信号(多个)以用于检测快速性心律失常。本文所述的说明性示例通常涉及检测室性快速性心律失常和递送心室atp。然而，已认识到，图12的方法和本文公开的其他方法可以与例如使用图10的系统400或图11b的位于心房腔室中的心内起搏器512来检测房性快速性心律失常和控制心房atp治疗递送相对应。如果在框604处检测到快速性心律失常，则控制模块80确定是否启用针对检测到的快速性心律失常的根据存储在存储器82中的编程的治疗的atp治疗。如果没有启用atp，则当包括心脏复律/除颤电击能力时，控制模块80可以在框608处控制治疗递送模块84递送电击治疗。

如果在框605处启用了atp，则控制模块80在框610处使所启用的atp治疗延迟。在imd系统10或500中，icd14可被编程以使用hv治疗模块83递送atp。控制模块80可以通过例如如以上结合图7和图8所描述的，控制hv治疗模块83以准备hv电容器以用于递送atp治疗，来在快速性心律失常检测之后递送启用的atp治疗之前等待。将hv电容器调整到起搏电压振幅的容限内所需的时间可以是atp治疗延迟时段，其可以是可变的时间段，这取决于调整hv电容器电荷所需的时间。

在其他示例中，控制模块80可以在框610处等待递送atp达预定数量的感知心脏事件(例如，预定数量的感知r波和/或p波)、或预定数量的感知心脏事件间期(例如，预定数量的rr间期或pp间期)。在其他示例中，控制模块80可以等待递送atp达被设置为固定时间间期的预定延迟时段，例如1秒、2秒、3秒、5秒或其他预定时间间期。在这些示例中的任何一个中，imd系统10、400或500可以被编程为从诸如lv治疗模块85之类的lv治疗模块递送atp。在atp延迟时段期间可以不需要对hv电容器的准备。

在atp延迟时段期间，控制模块80可以在框612处确定感知事件间期和/或感知事件形态。如以上结合图7和图8所述，可以确定rri并且在框616处，通过将rri与由控制模块80建立的同步间期进行比较来将该rri与atp递送标准进行比较。如果预定数量、百分比或比率的在atp延迟时段期间确定的rri小于同步间期，则在框616处满足atp递送标准。

在其他示例中，采用图12的技术的植入式医疗设备系统可以被配置成确定pp间期、pr间期、rp间期或其他感知心脏事件间期，以用于在框616处确定是否满足atp递送标准。例如，图10的经静脉icd系统可以被配置成从ra引线411感测心房信号，并且在框616处使用心房信号来确定是否满足atp递送标准。atp递送标准可以涉及控制心房atp和/或心室atp的递送。在框604处检测到的快速性心律失常可以是室上性快速性心律失常或室性快速性心律失常。启用的atp之类(框605)可以是心房atp和/或心室atp。

如果在框604处检测到室上性快速性心律失常，并且启用了心房atp，则控制模块可以确定连续的感知p波之间的pp间期，以用于在框616处与同步间期进行比较。如果在框604处检测到室性快速性心律失常，则控制模块可以确定rr间期、pr间期、rp间期、或者rr、pr和/或rp间期的组合，以用于在框616处与用于递送atp的标准进行比较。这样的标准通常可要求预定百分比或预定部分的感知事件间期小于同步间期和/或在指示稳定频率的检测到的快速性心律失常的间期范围内。如果确定pr和/或rp间期是规律且稳定的，则可以满足心房atp递送标准，但由于规律的pr或rp间期可能指示室上性快速性心律失常，因此可不满足心室atp递送标准。

除了在框612处确定心脏感知事件间期之外或作为替代，已构想的是，可以在框612处在atp延迟期间确定感知事件形态特征或度量。在框616处，可以将感知事件形态和/或感知事件间期与atp递送标准进行比较。例如，如果启用心室atp治疗并且在框604处检测到室性快速性心律失常，则可以将atp延迟期间的感知事件的形态相互比较，或者可以将atp延迟期间的感知事件的形态与在快速性心律失常检测之前或在快速性心律失常检测期间确定的形态模板进行比较，以确定该形态是否表示在atp延迟期间和/或自快速性心律失常检测以来未改变的形态。

atp延迟时段可以是可变的时段，其在确定出是否满足atp递送标准时被终止。替代地，可以在预定时间间期、预定数量的感知事件或事件间期之后，或者在将hv治疗模块83用于atp递送的情况下完成电容器准备以用于atp递送时，终止atp延迟时段。如果满足atp递送标准，则在框618处递送atp。在框618处的atp的递送包括将第一atp脉冲与导致atp递送标准被满足的最新感知事件同步或紧接在atp递送标准被满足之后。可以按照atp间期递送第一脉冲，该atp间期基于在atp延迟期间确定的一个或多个心脏事件间期或在框604处使检测到快速性心律失常展现的一个或多个感知事件间期。atp脉冲可以由imd系统的lv起搏电路生成和递送，该lv起搏电路例如图5所示的lv治疗模块85或图10的icd410或图11a或图11b所示的起搏器512中所包括的类似lv治疗模块。

在图11a或图11b的系统中，可以由心内起搏器512递送atp脉冲。心内起搏器512可以包括控制模块，该控制模块被配置成检测快速性心律失常、使atp延迟、并确定是否满足atp递送标准。替代地，心内起搏器512可以被配置成从icd14或触发信号发射设备520接收触发信号，该触发信号用于在icd14确定满足atp递送标准之后触发起搏器512递送atp脉冲。在又另一示例中，icd14可检测快速性心律失常并将触发信号直接或经由触发信号发射设备520传输到起搏器512，以使起搏器512发起atp治疗延迟时段，并确定是否满足atp递送标准以用于在从icd14接收到触发信号之后做出关于是递送还是取消atp的决定。

如果在框616处不满足atp递送标准，则在框620处取消延迟的atp治疗。在递送或取消atp之后，控制模块返回到框602以继续监测心脏信号。这样，可以在包括一个或多个植入式设备的imd系统中实现被配置成执行atp治疗延迟时段以及基于应用到在atp治疗延迟时段期间获取的心脏信号的atp递送标准来执行atp递送确认的imd系统。检测快速性心律失常、开始atp治疗延迟时段、确定是否满足atp递送标准、以及递送(或取消)atp治疗的功能可以由单个设备执行，或分布在被包括在imd系统中的不止一个植入式医疗设备上。

图13是根据又另一示例的用于控制atp治疗的方法的流程图700。在框702处检测到快速性心律失常时，控制模块80可以在框704处确定atp是否被启用用于从hv治疗模块83递送。如果否，则控制模块80可以在框706处根据编程的治疗菜单来递送治疗，所述编程的治疗的菜单可以包括从lv治疗模块85递送的atp和/或来自hv治疗模块83的电击治疗。在框706处，可以在没有atp延迟时段的情况下从lv治疗模块85递送atp。如果例如根据编程的治疗序列未针对检测到的快速性心律失常启用atp治疗，则可以在框706处递送cv/df电击。

在一些情况下，可能已由于在atp延迟时段期间未达到atp递送标准而取消了最大数量的延迟的atp治疗。如果apt被启用从hv治疗模块83被递送，但是atp已被取消了最大次数，则控制模块80可以前进到框706处递送下一治疗，诸如，电击治疗。

如果atp治疗被启用从hv治疗模块83递送，并且尚未达到取消的atp治疗的最大数量，则控制模块80在框708开始atp延迟时段，并在框710处开始对hv电容器进行充电。在该示例中，对hv电容器的充电被执行达预定的充电时间段。在一些情况下，hv电容器可以在预定充电时间段期满之前达到编程的atp起搏脉冲振幅，但是针对atp延迟时段保持在编程的起搏脉冲振幅处。在一个示例中，电容器充电时间段是一秒。在其他示例中，电容器充电时间段可以大于一秒。电容器充电时间段可以被选择为至少足够长到使hv电容器被充电到编程的起搏电压振幅以用于atp治疗递送。

在atp延迟时段期间，控制模块80可以在框712处监测减慢事件。减慢事件可以是大于同步间期(根据以上描述的技术中的任一个建立的同步间期)的rri、例如在ovo起搏模式期间的递送的心室起搏脉冲或期满的心室起搏逸搏间期。如果在电容器充电时间段期间发生减慢事件，则可以由控制模块80对减慢事件进行计数，但是对hv电容器的充电以及将hv电容器电荷维持在起搏电压振幅处持续达预定的固定充电时间段。

当在框714处电容器充电时间段期满时，控制模块80在框716处等待下一心室事件。如果在预定充电时间段期满之后的最早的心室事件是感知r波，则在框718处将以感知r波结束的rri与同步间期进行比较。如果rri小于或等于同步间期，则在框720处将心室事件分类为快速性心律失常事件。

在充电时间段期满之后，控制模块80在框722处确定是否已经检测到所要求数量的快速性心律失常事件。在一个示例中，在充电时间段期满之后仅一个快速性心律失常事件被要求用于满足atp递送标准。在充电时间段期满之后，在框724处从hv治疗模块83递送atp，该atp与第一感知r波同步。在其他示例中，在框724处递送atp之前为了满足atp递送标准，要求两个或更多个快速性心律失常事件，例如，按照小于同步间期的rri发生的两个或更多个r波。如果要求不止一个快速性心律失常事件以用于递送延迟的atp，则过程返回到框716以等待下一v事件。

如果在充电时间段期满之后的第一心室事件是按照大于同步间期的rri发生的感知r波，即在框718为“否”分支，则在框726处将该事件分类为减慢事件。在一些实例中，起搏逸搏间期可以在充电时间段期满之后在没有感知r波的情况下期满。在这种情况下，在框716处的第一v事件可以是递送的心室起搏脉冲。在框718处，心室事件间期，即期满的起搏逸搏间期，大于同步间期，并且在框726处检测到减慢事件。在ovo起搏模式下，在心室起搏逸搏间期期满时可能没有递送心室起搏脉冲，但期满的起搏逸搏间期可以被视为大于同步间期的事件间期，并在框726处被检测为减慢事件。

控制模块80在框728处确定自从atp延迟时段开始以来是否已经计数了阈值数量的减慢事件。在一些示例中，控制模块80在框730处响应于在充电时间段期满之后的单个减慢事件，而取消atp治疗。在其他示例中，在框728处要求至少两个减慢事件，以便在框730处取消atp治疗。一个或多个减慢事件可以在充电时间段期间被检测到，其中至少一个减慢事件在该充电时间段期满之后。例如，如果在充电时间段期间发生至少一个减慢事件并且在充电时间段期满之后的第一心室事件是减慢事件，则在框728处达到atp取消阈值。在其他实例中，如果在充电时间段期间没有发生减慢事件，则在框730处取消atp治疗之前，要求在充电时间段期满之后的两个减慢事件。

在快速性心律失常检测之后以及在充电时间段期满之后发生至少一个快速性心律失常事件之后，atp治疗可在被递送之前被取消多次。在框724处递送atp之后，可以在框702处重新检测快速性心律失常。如果在第一治疗被递送之后重新检测到了快速性心律失常，则控制模块80可以前进到被启用用于治疗检测到的快速性心律失常的编程的治疗的序列中的下一治疗。下一治疗可能是相同atp序列、不同atp序列或电击治疗的第二次尝试。如果在重新检测到快速性心律失常发作之后尝试的下一治疗是使用hv治疗模块83的相同或不同的atp治疗序列，则可重复图13的方法以在atp延迟时段之后递送下一atp治疗，只要在atp延迟时段期间未达到减慢事件的阈值数量。可允许最大数量的取消的atp治疗。如果达到了取消的atp治疗的最大数量，则可以在框702处重新检测到快速性心律失常发作时，在框705处递送cv/df电击。

在图13的示例中，通过开始atp延迟时间段、开始固定的hv电容器充电时间、并验证在固定的hv电容器充电时间之后的至少第一感知心脏事件是快速性心律失常事件，来使从hv治疗模块83启用的atp治疗延迟。响应于在固定的hv电容器充电时间期满之后检测到阈值数量(例如，一个或多个)的快速性心律失常事件，而终止atp治疗延迟时段并且递送延迟的atp治疗。可响应于在固定的hv电容器充电时间期间和/或固定的hv电容器充电时间期满之后检测到阈值数量(例如，两个或更多个)的减慢事件，而终止atp治疗延迟时段并且取消延迟的atp治疗。响应于大于建立的同步间期的每个rri并响应于在固定的电容器充电时间期间和/或在固定的电容器充电时间期满之后发生的每个期满的心室起搏逸搏间期，而检测到减慢事件。

因此，在前述的描述中已经参考具体示例呈现了用于控制和递送atp治疗的imd系统和方法。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。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20一种方法，其包括根据从患者的心脏接收到的心脏电信号检测快速性心律失常；响应于检测到快速性心律失常而开始抗心动过速起搏(atp)治疗延迟时段，以使atp治疗延迟；基于在atp治疗延迟时段期间接收到的心脏电信号，确定是否满足atp递送标准；响应于满足atp递送标准而递送延迟的atp治疗；以及响应于不满足atp递送标准而取消延迟的atp治疗。

示例21示例20的方法，其中确定是否满足atp递送标准包括：在atp治疗延迟时段期间确定感知心脏事件间期，每个感知心脏事件间期被确定为一对连续感知心脏事件之间的时间间期；将确定的感知心脏事件间期与同步间期进行比较；以及响应于阈值数量的确定的感知心脏事件间期小于同步间期，而确定满足atp递送标准。

示例22示例21的方法，进一步包括：响应于预定数量的根据心脏电信号确定的感知事件间期小于快速性心律失常检测间期，而检测到快速性心律失常；以及基于快速性心律失常检测间期和/或小于快速性心律失常检测间期的预定数量的感知事件间期中的至少一部分中的至少一者，来建立同步间期。

示例23示例21-22中任一项的方法，其中确定满足atp递送标准进一步包括：响应于在atp治疗延迟时段期间确定的感知心脏事件间期在间期范围内，而在atp治疗延迟时段期间检测到稳定频率的检测到的快速性心律失常。

示例24示例20-23中任一项的方法，进一步包括：在atp治疗延迟时段期间将高电压电容器的电荷调整至起搏电压振幅，该高电压电容器可充电至电击电压振幅以用于递送心脏复律/除颤电击脉冲，该起搏电压振幅小于该电击电压振幅；确定高电压电容器电荷是否在起搏电压振幅的容限内；以及响应于电容器电荷被调整到起搏电压振幅的容限内，而确定是否满足atp递送标准。

示例25示例24的方法，其中，将高电压电容器电荷调整到起搏电压振幅的容限内包括：通过非治疗性负载倾倒存储在高电压电容器上的残余电荷的一部分。

示例26示例24-25中任一项的方法，其中将高电压电容器电荷调整至起搏电压振幅的容限内包括对高电压电容器进行充电。

示例27示例24-26中任一项的方法，进一步包括：在atp治疗延迟时段期间确定感知心脏事件间期，每个感知心脏事件间期被确定为一对连续感知心脏事件之间的时间间期；通过确定感知心脏事件间期在atp延迟时段期间内未保持在间期范围内，来在atp治疗延迟时段期间检测到不稳定频率的检测到的快速性心律失常；响应于不稳定频率的检测到的快速性心律失常，而终止对电容器电荷的调整；以及响应于检测到不稳定频率而取消atp治疗。

示例28示例24-27中任一项的方法，进一步包括响应于不满足atp递送标准而将高电压电容器电荷保持在起搏电压振幅处。

示例29示例28的方法，进一步包括：在取消atp治疗之后重新检测快速性心律失常；确定重新检测到的快速性心律失常已加速；响应于快速性心律失常已加速，而将高电压电容器从起搏电压振幅充电到电击电压振幅；以及递送具有电击电压振幅的心脏复律/除颤电击脉冲。

示例30示例24-29中任一项的方法，进一步包括：响应于检测到快速性心律失常，而将高电压电容器的电荷与电荷调整标准进行比较；以及响应于不满足电荷调整标准而取消atp治疗。

示例31示例20-30中任一项的方法，进一步包括：在atp治疗延迟时段期间检测不稳定频率的检测到的快速性心律失常；响应于在atp延迟时段期间检测到的快速性心律失常的频率不稳定，而取消延迟的atp治疗；确定atp治疗已被取消阈值次数；以及响应于atp治疗被取消阈值次数，而调整用于检测快速性心律失常的快速性心律失常检测标准。

示例32示例20-31中任一项的方法，进一步包括使atp治疗延迟达预定时间间期、预定数量的感知心脏事件、或电容器充电时间中的一者。

示例33示例20-32中任一项的方法，进一步包括响应于满足atp治疗递送标准而控制心内起搏器递送atp治疗。

示例34示例20-33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atp治疗。

示例35示例20-34中任一项的方法，进一步包括：在atp治疗延迟时段期间在固定的电容器充电时间段期间对治疗递送模块的电容器进行充电；将在固定的电容器充电时间段之后的感知心脏事件分类为减慢事件或快速性心律失常事件中的一者；响应于心脏事件被分类为快速性心律失常事件而确定满足atp递送标准；以及响应于心脏事件被分类为减慢事件而确定不满足atp递送标准。

示例36示例32-35中任一项的方法，进一步包括：响应于：每个感知心脏事件间期大于同步间期，以及每个期满的心脏起搏间期，而在atp治疗延迟时段期间检测到减慢事件。

示例37示例36的方法，进一步包括：响应于在atp治疗延迟时段期间检测到阈值数量的减慢事件，而确定不满足atp递送标准。

示例38一种非瞬态计算机可读存储介质，其包括一组指令，该组指令在由处理器执行时使处理器：根据从患者的心脏接收到的心脏电信号检测快速性心律失常；响应于检测到快速性心律失常而开始抗心动过速起搏(atp)治疗延迟时段，以使atp治疗延迟；基于在atp治疗延迟时段期间接收到的心脏电信号，确定是否满足atp递送标准；响应于满足atp递送标准而递送延迟的atp治疗；以及响应于不满足atp递送标准而取消延迟的atp治疗。