源线、或用于在设备14和外部编程器20之间的遥测传输的遥测电路。
[0032]图2是包括在具有常规电容器配置且采用用于对电容器充电的常规变压器耦合的示例性医疗设备中的现有技术的电子电路600的示意图。电子电路包括协作地监测ECG、确定复律一除颤冲击或起搏何时是必须的、和递送规定的复律一除颤和起搏治疗的软件、固件、和硬件。现有技术电子电路的许多方面并且特别是在由封闭的虚线602限定的区域中所示的那些方面可适当地与本公开的示例性实施例中所阐述的方面结合使用。
[0033]如图2所示，例如，电子电路600包括一个或多个电源，诸如低压电池610和高压电池612。低压电池610为设备电路和起搏输出电容器供电以按照本领域已知的方式供应起搏能量。在线670上提供的信号VBATT的控制下，诸如与起搏相关联的低压部件由低压充电电路668充电至预编程的电压电平。低压电源668向低电压1C、混合电路、和电子电路的分立部件提供经调节的功率。
[0034]应当理解，例如，虽然图2的现有技术系统包括低功率和高功率治疗两者，但本发明可被用于仅提供一种治疗(诸如，高功率除颤治疗)的设备中。
[0035]在图2中，与起搏/设备定时电路616结合的感测放大器614处理在由选定的一对皮下电极28所定义的特定ECG感测矢量上发展出的远场ECG感测信号，或任选地，处理虚拟信号(如果选定的话)。通过开关矩阵/MUX618以提供对感兴趣的EGM信号的最可靠感测的方式作出感测电极对的选择，该感兴趣的EGM信号将是被认为冒心脏纤颤风险的患者的R波。远场ECG信号通过开关矩阵/MUX 618传输至感测放大器614的输入，该感测放大器614与起搏器/设备定时电路616结合来评估所感测到的EGM。心动过缓、或心搏停止通常由起搏器定时电路616和/或控制电路620内的逸博(escape)间隔定时器所确定。起搏触发信号被应用至起搏脉冲发生器622，该起搏脉冲发生器622在连续R波之间的间隔超过逸博间隔时生成起搏刺激。通常暂时提供心动过缓起搏以在递送可当心脏恢复回正常功能时导致心脏缓慢跳动的复律一除颤冲击后，维持心输出量。可通过如在授权给Lee等人的美国专利 N0.6，236，882 “Noise Reject1n for Monitoring ECGs (用于监测 ECG 的噪声抑制)”中所描述的适当抑制和可扩展调节周期的使用来有助于在存在噪声的情况下感测皮下远场信号。
[0036]例如，因变于在从起搏器/设备定时616和感测放大器电路614输出至定时和控制电路620的R波感测事件信号之间的间隔，在控制电路620中确定恶性快速性心律失常的检测。可使用诸如组织颜色、组织氧合、呼吸、患者活动等的补充传感器来有助于用于施加或阻止除颤治疗的决策，如在授权给Alt的美国专利N0.5，464，434 “MedicalIntervent1nal Device Responsive to Sudden Hemodynamic Change (响应于突然血液动力学变化的医疗介入设备)”中所一般描述地那样。传感器处理单元662经由数据总线628将传感器数据提供至微型计算机624。
[0037]在微型计算机624中协作地执行在检测算法标准的性能中的某些步骤，微型计算机624包括微处理器、RAM和ROM、相关联的电路、和可经由遥测接口(未示出)编程到RAM中的存储的检测标准。经由双向数据/控制总线628在微型计算机624和定时和控制电路620、起搏定时/放大器电路616、和高压输出电路626之间交换数据和命令。起搏器定时/放大器电路616和控制电路620以较慢的时钟速率时钟记时。微型计算机624通常是休眠的，但一旦接收到下行遥测编程指令或一旦递送心脏起搏脉冲时通过由每个R波感测事件发展的中断通过快速时钟来唤醒和操作微型计算机624，以执行任何必要的数学计算、以执行心动过速和纤颤检测过程、并来更新由起搏器/设备定时电路616所监测和控制的时间间隔。
[0038]例如，在授权给Keimel的共同转让的美国专利N0.5，354，316 “Method andApparatus for Detect1n and Treatment of Tachycardia and Fibrillat1n (用于检测和治疗心动过速和纤颤的方法和装置)”、授权给Olson等人的美国专利N0.5,545,186 “Pr1ritized Rule Based Method and Apparatus for Diagnosis andTreatment of Arrhythmias (用于诊断和治疗心律失常的基于优先级规则的方法和装置)”、授权给 Olson 等人的美国专利 N0.5，855，593“Pr1ritized Rule Based Method andApparatus for Diagnosis and Treatment of Arrhythmias (用于诊断和治疗心律失常的基于优先级规则的方法和装置)”、授权给Bardy等人的美国专利N0.5, 193, 535 “Methodand Apparatus for Discriminat1n of Ventricular Tachycardia from VentricularFibrillat1n and Treatment Thereof(用于区分心室性心动过速与心室纤颤的方法和装置及其治疗)”中阐述了在快速性心律失常的检测中采用和执行的微型计算机624和控制电路620的算法和功能。可从用于使心房和心室快速性心律失常彼此区分和与在’ 316、’ 186、’ 593和’ 535专利中呈现的高速率窦性心率相区分的综合算法中选择用于检测心室纤颤和恶性心室心动过速的特定算法。
[0039]该检测算法是尚度敏感和特定于存在或不存在的危及生命的室性心律失常的情况，例如，室性心动过速(VT)和心室纤颤(VF)。当检测到恶性心律失常时，高压电容器630、632、和634由高压充电电路充电至预编程的电压电平。通常认为维持高压输出电容器630、632、和634上的恒定电荷是低效率的。替代地，当控制电路620发出在线640上传递至高压充电电路638的高压充电命令HVCHG时开始充电，并且借助于双向控制/数据总线642和来自HV输出电路626的反馈信号VCAP来控制充电。高压输出电容器630、632、和634可以是薄膜、铝电解、或湿钽构造。
[0040]高压电池612的负极端子直接耦合至共同接地(Vrc)。开关电路644常开使得高压电池612的正极端子断开与高压充电电路638的正电源输入的连接。高压充电命令HVCHG还经由导体646传导至开关电路644的控制输入，并且开关电路644响应于将正高压电池电压EXT B+连接至高压充电电路638的正电源输入而闭合。开关电路644可以是，例如，场效应晶体管(FET)并且其源到漏路径中断了 EXT B+导体646且其栅极接收导体640上的HVCHG信号。高压充电电路638藉此呈现准备好开始采用来自高压电池612的充电电流对高压输出电容器630、632、和634充电。在具有起搏和复律/除颤两者的实施例中，电路可采用OR门664实现以在LVCHG信号和HVCHG信号之间切换。
[0041]高压输出电容器630、632、和634可被充电至非常高的电压，例如，700 - 3150V，以通过在皮下复律一除颤电极648和650的电极对之间的身体和心脏放电。高压电容器630、632、和634通过高压充电电路638和如在授权给Wielders等人的共同转让的美国专利 N0.4，548，209 “Energy Converter for Implantable Card1verter (用于可植入复律器的能量转换器)”中详细描述的高频高压变压器652充电。通过分别与电容器630、632、和634相关联的高压变压器652的多个次级绕组互连的二极管654、656和658维持适当的充电极性。如上所述，电容器电荷的状态由在高压输出电路626内的电路所监测，该高压输出电路626将指示电压的VCAP、反馈信号提供至定时和控制电路620。当VCAP信号匹配经编程的电容器输出电压(即，复律一除颤峰值冲击电压)时，定时和控制电路620终止高压充电命令HVCHG。
[0042]控制电路620然后产生控制信号NPULSE I，控制信号NPULSE I被施加至高压输出电路626用于触发复律或除颤冲击的递送。特定地，NPULSE I信号触发电容器630、632、和634的放电。以这种方式，控制电路620用于控制高压输出级626的操作，高压输出级626在耦合至HV-1和COMMON输出的复律一除颤电极对648和650之间递送高能复律一除颤冲击。
[0043]因此，设备14监测患者的心脏状态并响应于检测到需要复律一除颤的快速性心律失常通过复律一除颤电极648和650发起复律一除颤冲击的递送。高HVCHG信号使高压电池612通过开关电路644与高压充电电路638连接并开始对输出电容器630、632和634的充电。充电继续直到由VCAP信号反映了经编程的充电电压，在该点处控制和定时电路629将HVCHG信号设置为低、终止充电并打开开关电路644。通常地，充电周期仅花费十五至二十秒，并且很少发生。设备14可被编程成试图以如上描述的方式与所检测的R波定时同步地将复律冲击递送至心脏，或可被编程或制造成在不尝试使递送同步至所检测的R波的情况下以如上描述的方式将除颤冲击递送至心脏。与快速性心律失常的检测和复律一除颤冲击的递送相关的事件数据可被存储在RAM中以上行遥测传输至如本领域众所周知的外部编程器，以帮助患者的心脏状态的诊断。基于预防而接收设备14的患者将被指示向主治医生报告每个这种事件以进一步评估患者的状况并且评价对植入更复杂的可植入心脏除颤器设备(ICD)的需要。在其他实施例中，将发生没有事件数据的存储。
[0044]图3是示出了根据本公开的充电电路40的一个实施例的示意图。充电电路40可被耦合至图2中所示的区域602中的元件或根据本发明的类似的MD系统。如图2所示，常规的充电电路606包括具有初级绕组652a和多个次级绕组652b、652c、和652d的变压器652。次级绕组的数量对应于输出电容器的数量以用于保持用于通过MD递送治疗的电荷。换言之，具有串联硬连接的输出电容器的常规的MD电路已需要多个次级变压器绕组以将电容器充电至期望的电压电平。
[0045]发明人已观察到，对提供多个次级变压器绕组的需要已转换为庞大的变压器。此夕卜，由于需要多个变压器次级绕组耦合至输出电容器的每一个的输出电容的串联排列，在常规充电电路中对输出电容器充电所需的电源电压必须被保持在相对高的值。在常