本公开涉及人体植入式医疗设备，并且更具体地涉及在用于提供电治疗输出的植入式医疗设备中实现的电路和技术。
背景技术：
：：人体解剖学包括可以自主地或不自主地执行某些功能的许多类型的组织。在疾病、损伤或天然缺陷之后，某些组织可能不再在一般解剖学规范中操作。例如，器官(如心脏)可能开始经历某些故障或缺陷。这些故障或缺陷中的一些可以用植入式医疗设备进行诊断、纠正或治疗。植入式医疗电引线与各种各样的这些植入式医疗设备一起使用。所述医疗引线可以被配置成允许电极定位在所需的心脏位置，使得所述设备可以监测和/或递送刺激治疗到所需位置。例如，除了递送电刺激之外，植入式引线上的电极还可以检测患者体内的电信号(如心电图)。目前，ICD使用从ICD外壳通过静脉系统延伸到心脏的心内膜或心外膜引线。通过引线定位在心脏中或邻近心脏的电极用于起搏和感测功能。心脏复律和除颤冲击通常施加在由所述引线之一所承载的线圈电极与所述ICD外壳之间，所述ICD外壳用作活性电极。皮下植入式心律转复除颤器(SubQICD)与更常用的ICD的不同之处在于，所述外壳和引线通常是在皮下植入的，使得感测和治疗是在皮下完成的。SubQICD不需要将引线放置在心脏中或与心脏接触。相反，SubQICD利用所述外壳上的一个或多个电极以及携带除颤线圈电极和感测电极的皮下引线。所述植入式医疗设备通常是电池供电的，并且通常利用电容器或其他电荷存储部件来保持电输出以使其对患者可用。由于除颤治疗或其他高电压治疗的性质，对于植入式医疗设备而言，通过从电源汲取而在瞬时需求时提供能量是不实际的。相反，设有附加电路以传递和存储来自所述电源的能量以累积所需的电压电平。然而，将(多个)SubQICD引线和(多个)电极放置在心脏外部对于产生递送适当治疗所需的足够能量水平提出了挑战。如本文所述，本公开解决了本领域中提供用于在SubQICD系统中产生适当的电刺激治疗的电路和技术的需要。技术实现要素：根据本公开的各方面，提供了在植入式医疗设备中实现的用于从多电池单元电源产生电刺激治疗的电路和技术。这种电刺激治疗表现出具有比直接从电池可用的电压更高的电压的输出或具有比直接从电池可用的电流更高的电流的输出。根据本公开的各实施例，植入式医疗设备可以包括以下特征中的一个或多个：(a)变压器，所述变压器具有：磁芯；缠绕在所述芯上的多个初级绕组；以及缠绕在所述芯上并且磁耦合到所述多个初级绕组的多个次级绕组，(b)电源，所述电源至少具有第一电池单元和第二电池单元，所述第一电池单元和所述第二电池单元以并联配置耦合到所述多个初级绕组，(c)多个电容器，所述多个电容器以串联配置耦合，其中，所述多个电容器中的每一个耦合到所述多个次级绕组中的单个绕组，(d)以及低功率电路，所述低功率电路耦合到所述电源以用于控制通过所述变压器从所述电源到所述多个电容器的电荷传递。在本公开的各实施例的进一步方面中，所述植入式医疗设备的低功率电路被配置成控制通过所述变压器从所述第一电池单元和所述第二电池单元中的每一个到所述多个电容器的能量的同时传递。在本公开的各实施例的进一步方面中，所述植入式医疗设备还包括：第一开关元件，所述第一开关元件被配置成选择性地将所述第一电池单元耦合到所述多个初级绕组；以及第二开关元件，所述第二开关元件被配置成选择性地将第二电池单元耦合到所述多个初级绕组。在本公开的实施例的进一步方面中，所述植入式医疗设备还包括用于监测所述第一电池单元和所述第二电池单元中的每一个的充电状态的监测电路。附图说明以下附图是对本公开的具体实施例的说明，并且因此，并不限制本公开的范围。这些附图不是按比例绘制的(除非这样规定)并且旨在与以下详细说明的解释结合使用。将会在以下结合附图来说明实施例，在附图中相同的参考数字/字母表示相同的元件，并且：图1是植入有植入式心脏系统的患者的前视图；图2是植入有植入式心脏系统的患者的侧视图；图3是植入有植入式心脏系统的患者的横向视图；图4描绘了包括在图1-3的心脏系统的植入式心脏除颤器中的操作电路的实施例的示意图；图5示出了根据本公开的实施例的示出图4的操作电路的一部分的示例性示意图；以及图6示出了根据本公开的实施例的示出图4的操作电路的一部分的示例性示意图。具体实现方式图1-3是植入有示例血管外心脏除颤系统10的患者12的概念图。在图1所示的示例中，出于说明的目的，血管外心脏除颤系统10是植入式皮下除颤系统。血管外心脏除颤系统10包括连接到至少一个植入式心脏除颤引线16的植入式医疗设备，如植入式心脏除颤器(ICD)14。图1的ICD14被皮下植入患者12的左侧。除颤引线16连接到ICD14，从ICD14向内侧延伸到患者12的胸骨28和剑突24。在剑突24附近的位置，除颤引线16弯曲或转动并且基本上平行于胸骨28向上在皮下延伸。在图1所示的示例中，植入除颤引线16，使得引线16横向偏移到胸骨28的主体的左侧(即朝向患者12的左侧)。ICD14可以经由双向遥测链路与外部设备4(如患者编程器或临床医生编程器)交互。这样的编程器经由本领域已知的遥测技术与ICD14通信。编程器4从而可以与ICD14建立遥测会话，以向ICD14提供程序、指令、参数、数据和其他信息，并且同样地从ICD14接收状态、数据、参数、程序和其他信息。从ICD14接收的状态信息可以包括关于所述电源(例如电池)的剩余寿命的数据，基于与所述电池处于完全充电状态(“电池容量”)相比的ICD14迄今为止已经由电池传递并消耗的电荷量。状态信息还可以包括用于指示何时必须安排手术来替换ICD14的“选择性替换指示符”(ERI)。状态还可以包括被激活以表示电池寿命结束的“寿命结束”(EOL)。除颤引线16沿着胸骨28放置，使得除颤电极32和第二电极(如ICD14的外壳或罐电极36或放置在第二引线上的电极)之间的治疗载体基本上跨越心脏26的心室。在一个示例中，治疗载体可以被视为从除颤电极32上的点延伸到ICD14的外壳或罐电极36上的点的线。在另一个示例中，除颤引线16可以沿着胸骨28放置，使得除颤电极32与ICD14的外壳或罐电极36(或其他电极)之间的治疗载体基本上跨越心脏26的心房。在这种情况下，血管外ICD系统10可以用于提供心房治疗，如治疗心房颤动的治疗。图1所示的实施例是血管外ICD系统10的示例性构造，并且不应被认为是对本文所描述的技术的限制。例如，虽然示出为在图1的示例中从胸骨28的中线横向偏移，但是可以植入除颤引线16而使得引线16偏移到胸骨28的右侧或胸骨28上方。另外，除颤引线16可以被植入，使得其基本上不平行于胸骨28，而是以一定角度(例如，在近端或远端处与胸骨28侧向成角度)偏离胸骨28。作为另一个示例，除颤引线16的远端可以定位在患者12的第二肋或第三肋附近。然而，除颤引线16的远端可以定位在更上方或更下方，取决于ICD14的位置、电极32、34和30的位置或其他因素。虽然示出ICD14被植入在患者12的腋中线附近，但是ICD14也可以植入在患者12上的其他皮下位置，如患者12的躯干上朝向腋后线的更向后、躯干上朝向腋前线更向前、胸部区域或在其他位置。在胸部植入ICD14的情况下，引线16将沿着不同的路径，例如，跨越上胸部区域并沿着胸骨28向下。当ICD14植入胸部区域中时，所述血管外ICD系统可以包括第二引线，所述第二引线包括沿着患者的左侧延伸的除颤电极，使得所述第二引线的除颤电极沿着患者的左侧定位而用作这种ICD系统的治疗载体的阳极或阴极。ICD14包括形成保护ICD14内的部件的气密密封的外壳。ICD14的外壳可以由导电材料形成，如钛或其他生物相容的导电材料或导电材料和非导电材料的组合。在一些情况下，ICD14的外壳用作与电极32、34或30之一组合使用的电极(有时称为外壳电极或罐电极)，以将治疗递送到心脏26或感测心脏的电活动26。ICD14还可以包括连接器组件(有时称为连接器组或集合)，所述连接器组件包括在除颤引线16中的导体和包括在外壳内的电子部件之间完成电连接的电气馈通件。所述外壳可以包围一个或多个部件，包括处理器、存储器、发射器、接收器、传感器、感测电路、治疗电路和其他适当的部件(这里通常称为模块)。除颤引线16包括引线主体，所述引线主体具有包括被配置成连接到ICD14的连接器的近端以及包括一个或多个电极32、34和30的远端。除颤引线16的引线主体可以由非导电材料形成，包括硅胶、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物以及其他合适的材料，并且成形为形成所述一个或多个导体延伸的一个或多个腔。然而，这些技术并不限于这类结构。虽然除颤引线16被示为包括三个电极32、34和30，但是除颤引线16可以包括更多的或更少的电极。除颤引线16包括一个或多个细长的电导体(未示出)，所述电导体在所述引线主体内从除颤引线16的近端上的连接器延伸到电极32、34和30。换句话说，容纳在除颤引线16的引线主体内的一个或多个细长电导体中的每一个都可以与电极32、34和30中的相应电极接合。当除颤引线16的近端处的连接器连接到ICD14时，各个导体可以经由包括相关联的馈通件的连接器组件中的连接件而电耦合到ICD14的电路(如治疗模块或感测模块)。所述电导体将治疗从ICD14内的治疗模块传输到电极32、34和30中的一个或多个，并且将感测到的电信号从电极32、34和30中的一个或多个传输到ICD14内的感测模块。ICD14可以经由一个或多个感测载体来感测心脏26的电活动，所述一个或多个感测载体包括电极34和30与ICD14的外壳或罐电极36的组合。例如，ICD14可以获得使用电极34和30之间的感测载体感测到的电信号，获得使用电极34和ICD14的导电外壳或者罐电极36之间的感测载体感测到的电信号，获得使用电极30和ICD14的导电外壳或罐电极36之间的感测载体感测到的电信号，或其组合。在一些情况下，ICD14甚至可以使用感测载体来感测心脏电信号，所述感测载体包括除颤电极32，如除颤电极32和电极34或30之一之间的感测载体或除颤电极32和ICD14的外壳或罐电极36之间的感测载体。ICD14可以分析所感测到的电信号以检测心动过速(如心室心动过速或心室纤维性颤动)，并且响应于检测到心动过速，可以产生并向心脏26递送电治疗。例如，ICD14可以经由治疗载体来递送一次或多次除颤电击，所述治疗载体包括除颤引线16的除颤电极32和所述外壳/罐电极。除颤电极32可以例如是细长线圈电极或其他类型的电极。在一些情况下，ICD14可以在传递除颤电击之前或之后递送一次或多次起搏治疗，如抗心动过速起搏(ATP)或休克后起搏。在这些情况下，ICD14可以经由治疗载体来产生和递送起搏脉冲，所述治疗载体包括电极34和30之一或两者和/或所述外壳/罐电极。电极34和30可以包括环形电极、半球形电极、线圈电极、螺旋电极、分段电极、定向电极或其他类型的电极或其组合。虽然在图1的示例中电极34和30都被示为环形电极，但是电极34和30可以是相同类型的电极或不同类型的电极。除颤引线16还可以包括在引线16的远端处或朝向引线16的远端的附接特征件29。附接特征件29可以是环、链环或其他附接特征件。例如，附接特征件29可以是由缝合线形成的环。作为另一个示例，附接特征件29可以是环、链环、金属环、包覆金属或聚合物。附接特征件29可以形成为具有均匀的或变化的厚度和变化的尺寸的多种形状中的任何一种。附接特征件29可以与所述引线成一体，或者可以在植入之前由使用者添加。附接特征件29可以用于帮助植入引线16和/或用于将引线16固定到所需的植入位置。在一些情况下，除颤引线16可以包括除了附接特征件之外或替代附接特征件的固定机构。虽然除颤引线16示出为具有附接特征件29，但是在其他示例中引线16可以不包括附接特征件29。在这种情况下，除颤引线16可以经由过盈配合连接到或固定到植入工具，如本文将更详细描述的。过盈配合(有时也被称为摩擦配合)是两个零件之间的紧固，通过在将所述零件推在一起之后的摩擦来实现，而不是通过任何其他紧固方式来实现。引线16还可以包括在引线16的近端处的连接器，如DF4连接器、分叉连接器(例如DF-1/IS-1连接器)或其他类型的连接器。引线16的近端处的连接器可以包括连接到ICD14的连接器组件内的端口的端子引脚。在一些情况下，引线16可以包括在引线16的近端处的附接特征件，所述附接特征件可以耦合到植入工具以帮助植入引线16。在所述引线的近端处的附接特征件可以与所述连接器分离，并且可以与所述引线成一体或者在植入之前由使用者添加。除颤引线16还可以包括位于电极30附近的缝合套管或其他固定机构(未示出)，其被配置成将引线16固定在剑突或下胸骨位置附近。所述固定机构(例如缝合套管或其他机构)可以与所述引线成一体，或者可以在植入之前由使用者添加。图1中所示的示例在本质上是示例性的，并且不应被认为是对本公开中描述的技术的限制。例如，血管外心脏除颤系统10可以包括多于一个引线。在一个示例中，除了除颤引线16之外，血管外心脏除颤系统10可以包括起搏引线。在图1所示的示例中，除颤引线16皮下植入在例如皮肤和肋骨和/或胸骨之间。在其他情况下，除颤引线16(和/或可选的起搏引线)可以植入在其他血管外位置。在一个示例中，除颤引线16可以至少部分地植入到胸骨下位置。在这种构造中，除颤引线16的至少一部分可以放置在纵膈内的胸骨以下或下方，更具体地是放置在前纵膈中。前纵隔在侧面由胸膜界定，在后面由心包界定，并且在前面由胸骨界定。除颤引线16可以至少部分地植入到其他心外膜位置，即在心脏26的外表面周围但不与心脏26的外表面直接接触的区域中的位置。这些其他心包外位置可以包括在纵隔中但偏离胸骨28，在上纵隔中、在中纵隔中、在后纵隔中、在下丘脑或下剑突区域中、在心尖附近或者在不与心脏26直接接触并且不在皮下的其他位置。在又一些情况下，本文所述的植入工具可以用于在心脏26外的心包或心外膜位置处植入引线。此外，如本文所述的植入工具可以用于在患者12体内的其他位置植入非心脏引线。在一个示例中，引线16可以放置在纵膈内，更具体地是放置在前纵隔中。前纵隔在侧面由胸膜40界定，在后面由心包38界定，并且在前面由胸骨22界定。引线16可以被植入纵膈内，使得经由荧光透视法观察到一个或多个电极32和34位于的心室的心脏轮廓上方。在图1-3所示的示例中，引线16基本上位于胸骨22下方的中心。然而，在其他情况下，可以植入引线16，使得其从胸骨22的中心侧向偏移。虽然本文描述的是植入在胸骨下空间、纵隔或前纵隔中，但是引线16可以植入到其他心包外位置。电极30、32和34可以包括环形电极、半球形电极、线圈电极、螺旋电极、带状电极或其他类型的电极或其组合。电极30、32和34可以是相同类型的电极或不同类型的电极。在图1-3所示的示例中，电极34是线圈电极，并且电极30和34是环形电极或半球形电极。图4是根据本公开的实施例的包括在ICD14中的操作电路48的示意图。应当理解，图4的系统包括低功率电路和高功率电路。本公开可以用在提供高功率电刺激治疗(如高功率除颤治疗)或低功率电刺激治疗(如起搏脉冲)或两者的设备中。因此，操作电路48中的部件可以支持这些治疗中的一个或两个的生成和传递。为了便于描述，本公开将描述仅支持高功率电刺激治疗(如心脏复律和/或除颤刺激治疗)的操作电路48。然而，应当注意，操作电路48还可以提供除颤阈值(DFT)诱导治疗或者休克后起搏(如抗心动过速起搏(ATP)治疗)。操作电路48设有至少一个或多个电源46，所述电源可以包括具有一个或多个电池单元的可再充电和/或不可再充电的电池。如本公开中所使用的，术语“电池单元”是指如本领域中所理解的包括阳极端子和阴极端子的电池的电池单元。在Norton的共同转让的美国专利申请号US2011/0179637“具有低容量电池的植入式医疗设备以及系统(ImplantableMedicalDeviceswithLowVolumeBatteries,andSystems)”中阐述了电池的电池单元的示例，所述申请通过引用结合在此。如以下更详细地描述的，电源46可以采取各种各样的形式。类似地，包括低功率电路60和输出电路56的操作电路48可包括模拟和/或数字电路，可采取各种各样的配置，并且电连接到电源46。设有电源监测电路62来监测来自电源46的剩余电量的量和/或电量耗尽的速率。监测电路62可以通过测量例如指示电源46的剩余电量或放电速率的参数来监测所述电源。监测电路62可以采用涉及利用参数(如电源46的端子之间的电压)来计算电源46(或单个电池单元)的剩余电量或放电速率的指标的技术。在其他实施例中，监测电路62可以替代地或附加地具有测量参数(如从电源46流出的电流)的能力。可以使用任何已知的电池监测技术(如库仑计数或直接电压测量)来监测单个电池单元的充电状态。输出电路56和低功率电路60通常被设为与ICD14相关联的电子器件模块的一部分。一般来说，输出电路56被配置成递送电脉冲治疗，如除颤或心律转复/除颤脉冲。总之，输出电路56负责在ICD14的各个电极28-34(图1)之间施加刺激脉冲能量。如本领域中已知的，输出电路56可以与用于产生适当的输出能量(例如在0.1-40焦耳的范围内)的电容器组(未示出)相关联。类似地，低功率电路60在本领域中是公知的。一般来说，低功率电路60监测心脏活动和输出电路56的信号激活而用于传递适当的刺激治疗。此外，如本领域中已知的，低功率电路60可以从输出电路56中产生预定系列的脉冲作为整个治疗的一部分。在一个实施例中，借助于协作监测EGM、确定何时需要复律或除颤电击以及执行规定的除颤治疗的所存储的软件、固件和硬件来控制ICD14功能。图4的示意图结合了Keimel的共同转让的美国专利号5,163,427“用于提供单次和多次心脏复律和除颤脉冲的装置(ApparatusforDeliveringSingleandMultipleCardioversionandDefibrillationPulses)”以及Keimel的美国专利号5,188,105“用于治疗快速性心律失常的装置和方法(ApparatusandMethodforTreatingaTachyarrhythmia)”中阐述的电路，用于选择性地递送单相的、同时双相的以及顺序双相的心脏复律-除颤刺激治疗，这两项专利都通过引用以其全文结合在此。在示例性实现方式中，IMD14可以使用输出电路56的耦合到端子HV-A的外壳电极36和耦合到节点HV-B输出的至少一个电极(例如电极32)(分别在端子36a和32a处)来递送刺激治疗。在替代实施例中，IMD14可采用附加电极，如耦合到诸如S1、S2(分别在端子30a和34a处)的节点的电极30、34而用于感测或刺激治疗。心脏复律除颤刺激治疗能量和电容器充电电压可以被介导到由具有至少一个与心脏接触的心脏复律-除颤电极的ICD以及大多数具有与皮肤接触的心脏复律-除颤电极的AED所提供的能量和电压。ICD14使用大多数双相波形所需的典型的最大电压为大约750伏特，具有大约40焦耳的相关最大能量。AED所需的典型的最大电压大约为2000-5000伏，取决于使用的波形，最大能量大约为200-360焦耳。本公开的SubQICD14使用在约700至约3150伏范围内的最大电压，并且与约25焦耳至约210焦耳的能量相关联。总高电压电容可以在约50至约300微法的范围内。仅在通过使用ICD14领域中已知的可用检测算法之一对远场心脏ECG进行处理来检测恶性快速性心律失常(例如心室纤维性颤动)时递送这种复律-除颤刺激治疗。在图4中，起搏器定时/感测放大器电路52处理跨越由选定的电极对36、32以及可选的电极对30、34(如果存在的话)限定的特定ECG感测载体形成的远场ECGSENSE信号，如上所述。所述感测电极对的选择通过控制电路54以提供感兴趣的EGM信号的最可靠感测的方式来完成，所述EGM信号将是被认为处于导致猝死的心室纤颤的风险中的患者的R波。远场ECG信号穿过控制电路54到达起搏器定时/感测放大器电路52中的感测放大器的输入。控制电路54可以包括一个或多个微处理器、专用集成电路(ASIC)、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、离散电子部件、状态机、传感器和/或其他电路。控制电路54可以在诸如存储在存储设备(70)内的软件和/或固件指令的编程指令的控制下操作。所述存储设备可以包括用于存储数字数据和编程指令的易失性、非易失性、磁性、光学和/或电气介质，包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存、可移动存储设备等。这些一个或多个存储设备70可以存储由控制电路54执行的程序。存储设备70同样可以存储数据，所述数据可以包括但不限于编程参数、患者信息、从患者感测到的数据以及指示ICD14的状态的状态信息。例如，所述数据可以包括关于用于预测ICD14的电源46中剩余的电荷的电池(或单独的电池单元)的统计信息及其他特征性数据，如以下将更详细地讨论的。所述数据还可以包含用于指示何时需要替换操作的ERI和/或EOL指示符。此信息可以经由外部设备4提供给临床医生或患者。经由控制电路54根据从起搏器定时/感测放大器电路52输出到控制电路54的一个或多个感测信号(例如，R波信号和/或P波信号)来确定恶性快速性心律失常的检测。在授予Stadler的标题为“快速性心律失常终止的检测(DetectionofTachyarrhythmiaTermination)”的美国专利7,103,404中描述了示例性检测算法，所述专利通过引用以其全文结合在此。执行检测算法标准的某些步骤在微型计算机50中协作地执行，包括可以通过本领域中常规的遥测接口(未示出)编程的所存储的检测标准。微型计算机50通常表示存储设备70中的处理器和相关联的存储器。所述存储器可以驻留在微型计算机50内部，或者单独存储在存储装置53中。例如，所述存储器可以包括计算机可读指令，所述计算机可读指令在由处理器执行时使得医疗设备的操作电路和/或任何其他部件执行属于它们的各种功能。例如，所述存储器可以包括任何易失性介质、非易失性介质、磁介质或电介质，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)、闪存或任何其他数字媒体。这种存储器通常将是非暂时性的。处理器可以包括微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或等效离散或集成逻辑电路中的任何一个或多个。在一个或多个示例性实施例中，所述处理器可以包括多个部件，如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC和/或一个或多个FPGA、以及其他离散或集成逻辑电路的任何组合。属于微型计算机50的功能可以实现为软件、固件、硬件或其任何组合。数据和命令经由双向数据/控制总线61在微型计算机50和控制电路54、起搏器定时/放大器电路52和输出电路56之间进行交换。起搏器定时/放大器电路52和控制电路54以慢时钟速率计时。微型计算机50通常处于睡眠状态，但是通过由感测到的心脏事件或接收到下行链路遥测编程指令所产生的中断或者在传递心脏起搏脉冲时由快速时钟唤醒和操作，以执行任何必要的数学计算，执行心动过速和纤维性颤动检测程序，并且更新由起搏/感测电路52中的定时器监测和控制的时间间隔。所述检测算法对存在或不存在威胁生命的室性心律失常(例如室性心动过速(V-TACH)和心室纤维性颤动(V-FIB))是高度敏感的和特异的。如上所述，根据本公开考虑的检测算法可以利用感测到的心脏信号来检测心律不齐。另外，还可以包括用于心房颤动的检测算法。虽然本公开的ICD14可能很少用于实际的猝死事件，但是设计和实施的简单性允许其由除了电生理学家之外的医疗人员以适度的风险在大量患者中使用，具有适度的成本。因此，本公开的ICD14包括对最恶性的节律紊乱的自动检测和治疗。当检测到恶性心动过速时，通过充电电路58将所述输出电路内的高电压电容器(未示出)充电到预编程的电压电平。通常认为在高电压电容器上始终保持恒定电荷是效率低的。相反，当控制电路54发出传递到充电电路58且通过来自HV输出电路56的(多个)双向信号线控制充电的高电压充电命令时启动充电。并不旨在限制，所述高电压输出电容器可以包括膜、铝电解构造或湿钽构造。在授予Nielsen的标题为“用于医疗设备的电容器(CapacitorsforMedicalDevices)”的共同转让的美国专利8,086,312中描述了所述高电压输出电容器的一些示例，所述专利通过引用以其全部内容结合在此。所述高电压输出电容器可以被充电到非常高的电压(例如700-3150V)，以在第一、第二和可选的第三和/或第四皮下心脏复律-除颤电极36、32、30、32中所选的电极对之间通过身体和心脏来放电。以下将讨论示例性充电电路58和输出电路56的细节。所述高压电容器由充电电路58和高频高压变压器充电。所述电容器充电的状态由输出电路56内的电路监测，所述电路向控制电路54提供指示电压的反馈信号。当所接收的信号与编程的电容器输出电压(即心脏复律-除颤峰值冲击电压)匹配时，控制电路54终止所述高电压充电命令。控制电路54然后产生施加到输出电路56的控制信号而用于触发复律或除颤电击的传递。以这种方式，控制电路54用于控制高电压输出级56的操作，其在所选择的一对或多对第一、第二和可选的耦合到HV-A、HV-B的第三和/或第四心脏复律-除颤电极36、32以及可选的耦合到S1、S2端子的电极34、30之间传递高能量心脏复律-除颤刺激治疗，如图4所示。因此，ICD14监测患者的心脏状态，并且响应于需要心脏复律-除颤的快速性心律失常的检测而通过所选择的一对或多对第一、第二、第三和/或第四电极36、32、34和30来启动心脏复律-除颤刺激治疗的传递。通常，所述电容器的充电周期具有较短的持续时间，例如，其可以花费从两秒到约三十秒的任何时间，并且非常少地发生。ICD14可以被编程为试图以如上所述的以与检测到的R波同步的方式向心脏递送心脏复律电击，或者可以被编程或制成以上述方式向心脏递送除颤电击，而没有试图将所述传递同步到检测到的R波。与快速性心律失常的检测和心脏复律-除颤刺激治疗的传递相关的发作数据可以存储在RAM中，用于向本领域中公知的外部编程器传输上行链路遥测，以便于诊断患者的心脏状态。外壳14可以包括遥测电路(图4中未示出)，使得其能够经由双向遥测链路通过外部设备4(图1)进行编程。上行链路遥测允许将设备状态和诊断/事件数据发送到外部编程器，以供患者的医生审查。下行链路遥测允许外部编程器经由医生控制而允许所述设备功能的编程以及对特定患者的检测和治疗的优化。适合于在本公开的实践中使用的编程器和遥测系统多年来是公知的。已知的编程器通常经由诸如蓝牙射频、近场或低频遥测链路之类的双向遥测链路与植入设备通信，使得编程器可以发送控制命令和操作参数值以由所述植入设备接收，并且使得可以向编程器传递诊断和操作数据。本领域技术人员将理解，为了便于讨论，低功率电路60的各个部件，即起动器/感测电路52、控制电路54和微型计算机50被示出为单独的部件。在替代实现方式中，归于这些部件50、52和54的功能可以适当地由一个单独的部件来执行。如上所述，控制电路54和输出电路56执行若干功能。其中之一是监测高电压输出电容器的电容器充电状态。另一个功能是允许能量从所述高电压输出电容器到患者的受控传递。图5更详细地示出了根据本公开的实施例的图4的操作电路48的一部分的示例性示意图。输出电路56允许能量从所述能量存储电容器到患者12的受控传递。输出电路56包括互连的四个支脚80、82、84和86。四个支脚与支脚80和82的互连被配置成沿着支脚84和86平行取向，并且桥接器被设置成与一对平行连接的支脚中的每一个相交。如图5所示，互连支脚被排列以限定可以类似于“H”的包括高侧和低侧的配置。换句话说，四个相互连接的支脚排列成具有限定所述高侧的支脚80和84以及限定所述低侧的支脚82和86。所述交叉的桥接器包括将输出电路56耦合到心脏复律电极36和32的HV-A和HV-B端子。如前所述，患者12可在位于开关80和开关82之间的端子HV-A与位于开关84和开关86之间的端子HV-B之间连接(例如，使用引线/电极36、32和任何其他合适的连接)。支脚80和84耦合到所述能量存储电容器的正端子。可选的放电开关88，如绝缘栅双极晶体管(IGBT)，可以用于从支脚80和84到所述能量存储电容器的正端子的耦合。放电开关88可以由包括在低功率电路60内的控制电路54(图4)控制以在所述电容器放电期间关闭并保持在导通状态。支脚82和86耦合到所述能量存储电容器的负端子。在控制电路54的控制下对开关80、82、84、86中的一个或多个的选择可以用于提供一种或多种功能。例如，在一个或多个配置中的某些开关的选择可以用于提供一种或多种类型的刺激脉冲，或者可以用于提供主动或被动再充电等等。例如，根据实施例，ICD14以下述方式向患者提供双相除颤脉冲。参考图5，一旦所述能量存储电容器被充电到选定的能量水平，开关80、86和88被闭合，以便提供从所述电容器到电极36、32的路径而用于向患者12施加第一相的除颤脉冲。所存储的能量从所述电容器的正端子，通过开关88，通过开关80，穿过患者12，通过开关86返回到所述电容器的负端子。因此，第一相的双相脉冲从电极36到电极32施加正脉冲。在两相除颤脉冲的第一相结束之后，接通开关88、84和82，以开始双相脉冲的第二相。开关84和82提供了向患者12施加负除颤脉冲的路径。参考图5，能量从所述电容器的正端子通过开关88到开关84，穿过耦合到患者12的电极32、36，并通过开关82流出到所述电容器的负端子。所述第二相的除颤脉冲的极性因此在极性上与所述脉冲的第一相位相反。图6是示出IMD14的操作电路48的一部分的示意图。如前所述，操作电路48包括至少一个电源46。电源46可以包括具有至少两个电池单元102a、102b(统称为“102”)的电池。在示例性实施例中，电源46可以是可编程的或静态的，并且可以是开关或线性调节源等。在实施例中，电池单元102向操作电路48供应电力以及用于刺激治疗能量的电荷。电池单元102可以由诸如LiCFx、LiMnO2、LiI2、LiSVO或LiMnO2等本领域已知的材料形成。电池单元102中的每一个耦合到包括在输出电路56(在图6中以虚线示出)中的变压器64。在实施例中，变压器64可以被配置为具有第一初级绕组106a和第二初级绕组106b的双初级变压器。在所述实施例中，电池单元102a耦合到第一初级绕组106a，并且电池单元102b耦合到第二初级绕组106b。在所述实施例中，示出了两个初级绕组106a-b，但是应当理解，在替代实施例中，可以包括将要耦合到具有超过两个电池单元的电源的附加初级绕组。例如，在一个示例实施例中，包括三个电池单元的电源将相应地包括三个初级绕组。变压器64还包括共用芯114和多个次级绕组116a-f。在所述实施例中，示出了六个第二绕组116a-f，但是应当理解，在替代实施例中，所述多个次级绕组可以包括大于两(2)个的任何其他整数的绕组。两个初级绕组106a、106b围绕共用芯114缠绕，并且多个次级绕组116a-f也缠绕共用芯114。因此，所有次级绕组116a-f共享磁通量并输出相同的电压。第一开关108a耦合在所述变压器的第一初级绕组106a和电池单元102a之间。第二开关108b耦合在变压器64的第二初级绕组106b和电池单元102a之间。开关108a、108b中的每一个耦合到充电监控电路，如控制电路54(图4)，其发出用于选择性地致动开关108a、108b中的每一个的控制信号(CS1，CS2)。可以发出控制信号以分别地、同时地或以任何其他所需方式选择性地致动开关108a、108b。例如，可以根据电池单元102中的每一个的剩余电量来发出所述控制信号。在一个示例中，可能期望第一电池单元和第二电池单元102之间的电压差应在预定标准内(如在选定范围内)，或者不大于预定电压值。这样，可以测量和评估第一电池单元和第二电池单元102中的每一个中的总电量，以确定是否满足预定标准。如果满足所述标准，例如，差值在电压值的预定范围内，则可以发出控制信号以同时耦合两个电池单元102，以便同时从两个电池单元102汲取能量。然而，如果不满足标准，例如，差值超过预定电压值，则可以对所述控制信号进行定时以在不同时间耦合电池单元102，以便首先从具有较高能量值的电池单元102汲取能量，直到满足电压差的标准。可以形成电池单元102，使得每个电池单元包括阴极(正)端子和阳极(负)端子。如所描绘的实施例中所示，电池单元102a、102b的阴极端子分别耦合到初级绕组106a和初级绕组106b，并且所述阳极端子都连接到公共节点(如电路接地节点)。开关108a、108b也耦合到所述公共节点。因此，第一电路路径被限定在第一电池单元102a和第一初级绕组106a之间，并且第二电路路径被限定在第二电池单元102b和初级绕组106b之间。在替代实施例中，电池单元102a、102b的阳极端子分别耦合到初级绕组106a和初级绕组106b，并且每个阴极端子连接到公共节点(如所述电路接地节点)。在一个实施例中，开关108同时被致动到导通状态，以使电流能够从两个电池单元102流到变压器64。将第一开关108a致动到闭合位置启动了从第一电池单元102a到第一初级绕组106a的电流，并且将第二开关108b致动到闭合位置启动了从第二电池单元102到第二初级绕组106b的电流。换句话说，开关108a的闭合生成了用于电流从第一电池单元102a到变压器106a的电流路径，而开关108b的闭合生成了用于电流从第二电池单元102b到变压器106b的电流路径。次级绕组116a-f中的每一个都耦合到用于存储由变压器64产生的电荷的电容器。具体地，次级绕组116a耦合到电容器122a，次级绕组116b耦合到电容器122b，次级绕组116c耦合到电容器122c，次级绕组116d耦合到电容器122d，次级绕组116e耦合到电容器122e，并且次级绕组116f耦合到电容器122f。电容器122a-f全部串联耦合。二极管可以可选地耦合在每个次级绕组和相应耦合的电容器之间，以偏置从变压器到每个电容器的电流流动。具体地，二极管120a耦合在次级绕组116a和电容器122a之间，二极管120b耦合在次级绕组116b和电容器122b之间，二极管120c耦合在次级绕组116c和电容器122c之间，二极管120d耦合在次级绕组116d和电容器122d，二极管120e耦合在次级绕组116e和电容器122e之间，并且二极管120f耦合在次级绕组116f和电容器122f之间。在图6的实施例中，为了完整性而示出了二极管，但是应当理解，在替代实施例中，不需要包括二极管120a-f。如图6所示，单元102以并联配置布置，并且每个单元102a、102b同时将电荷递送到其相应的初级绕组106a、106b。虽然在图中未示出，但是可以提供隔离电路以使得电池单元102能够耦合到IMD14的其他电路。这样的隔离电路使得电池单元102能够在高功率电流操作期间递送电流，同时允许在低功率电流操作期间两个电池单元都有助于向其他电路(如操作电路48的电路50、52和/或54(图4中所示))供应电流。高功率电流操作包括将能量传递到变压器64以例如提供除颤治疗和其他电刺激治疗。低功率电流操作包括向低功率电路60的模拟部分和数字部分供电。为了简化描述，未示出电池单元102与操作电路48的所有部件之间的互连。在电池单元102之一故障的情况下，隔离电路110将所述故障电池单元与另一个电池单元隔离。如前所述，低功率电路60还可以包括耦合到输出电路56以监测存储在电容器122中的电压的充电监控电路(例如控制电路54)。存储在电容器122中的电压对应于将以电刺激治疗脉冲的形式递送到患者12的电压。如本领域中已知的，所述电压可以在200V至1800V的范围内。为了便于测量，可以减小待测量的电压的幅度，以使得能够由所述充电监控电路中的部件来测量所述电压，所述部件可以不被额定为在输入处存在的累积电压。在一个实施例中，电阻式分压器124用于测量由电容器122存储的累积电压。电阻式分压器124与电容器122并联耦合，并且电阻式分压器124的输出耦合到充电监控电路。电阻式分压器124和电容器122耦合到公共节点，在这种情况下是接地节点。电阻器分压器124提供分压电压值，分压电压值是具有作为存储在电容器122中的测得的电压的分数的量值的值。换句话说，所述分压电压值具有的幅度小于存储在电容器122中的累积电压的幅度。电阻式分压器124被配置成具有第一电阻器和第二电阻器，所述第一电阻器和第二电阻器的值被选择为使得由电阻式分压器124产生的输出电压成为由电容器122存储的累积电压的一部分。所述充电监测电路基于来自电阻式分压器124的输出电压的值而发出控制用于从第一电池单元102和第二电池单元102传递电荷的接通时间的控制信号CS。特别地，控制信号CS控制开关108a、108b之一的致动持续时间。在本文的公开内容下，提供软件、固件和硬件以完成本发明是在本领域技术人员的能力范围内。为了简洁起见，本文中可能没有详细描述与心室/心房压力感测、IMD信号处理、遥测和系统的其他功能方面(以及所述系统的单独操作部件)相关的常规技术。在此包含的各个附图中示出的连接线旨在表示各种元件之间的示例功能关系和/或物理耦合。应当注意，在本主题的实施例中可以存在许多替代或附加的功能关系或物理连接。所述描述涉及“连接(connected)”或“耦合(coupled)”在一起的元件或节点或特征。如本文所使用的，除非另有明确说明，“连接(connected)”是指一个元件/节点/特征直接连接到另一个元件/节点/特征件(或直接与其通信)，而不一定是机械地。同样地，除非另有明确说明，否则“耦合(coupled)”意味着一个元件/节点/特征件直接或间接地连接到另一个元件/节点/特征件(或直接或间接地与其通信)，而不一定是机械地。因此，尽管图中所示的示意图描绘了元件的示例性布置，但是在所描述的主题的实施例中可以存在另外的介入元件、设备、特征件或部件。虽然本公开容许各种修改和替代形式，但是其具体实施例已经通过附图中的示例示出并且在本文中详细描述。然而，应当理解，本文对特定实施例的描述并不旨在将本公开限制为所公开的特定形式，而是相反地，本发明旨在涵盖落入由所附权利要求限定的本发明的精神和范围内的所有修改、等同物和替代物。当前第1页1 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