本發(fā)明總體上涉及可植入醫(yī)療設(shè)備。具體地，本公開涉及用于由可植入醫(yī)療設(shè)備進行的治療遞送的方法、部件和電路。
背景技術(shù)：
：：人體解剖學(xué)包括許多類型的可主動或非主動執(zhí)行特定功能的組織。在經(jīng)受疾病、損傷、或自然缺陷之后，某些組織可能不再在一般解剖學(xué)規(guī)范內(nèi)操作。例如，如心臟等器官可能開始經(jīng)歷某些衰竭或者缺陷?？梢允褂每芍踩脶t(yī)療設(shè)備(ImplantableMedicalDevice，IMD)來診斷、矯正或者治療這些衰竭或者缺陷中的一些。例如，植入的IMD可以檢測如心室纖顫等心律失常，并且遞送一個或多個電脈沖以停止心律失常并且允許心臟重新建立正常竇性心律。這類IMD的示例包括提供同步復(fù)律電擊和/或異步除顫電擊的皮下可植入復(fù)律器/除顫器(SICD)系統(tǒng)以及提供抗快速性心律失常起搏、同步復(fù)律電擊和異步除顫電擊的附加階段性治療的皮下起搏器/復(fù)律器/除顫器(SPCD)系統(tǒng)。通常，IMD在檢測到心律失常時遞送第一能量水平的第一脈沖，并且如果心律失常沒有停止，則遞送增大的能量水平的附加脈沖，直到心律失常停止或者脈沖的編程進展已經(jīng)耗盡為止。典型地，進行閾值測試以便在結(jié)束心律失常的發(fā)作時對IMD的有效性進行評估。例如，由所述IMD遞送的脈沖的能量水平或波形、用于檢測心室纖維性顫動的所述IMD的敏感度、或者用于遞送所述脈沖的電極的位置可被配置為必須確保所述IMD的有效性?？梢栽谥踩肫陂g、在隨后的隨訪會話期間和/或在由IMD發(fā)起的自動配置會話期間執(zhí)行閾值測試。測試IMD可靠地對心臟進行除顫的能力的一種方法涉及在患者的心臟中誘導(dǎo)心律失常事件，以及之后允許IMD檢測并終止所誘導(dǎo)的心律失常。IMD本身有能力在閾值測試程序期間誘導(dǎo)心律失常。IMD在心動周期內(nèi)的易損期內(nèi)(例如，在T波期間或附近)通過傳遞脈沖、通過傳遞高頻率脈沖串、通過傳遞直流電、或者通過其他已知用于誘導(dǎo)纖顫的方法來誘導(dǎo)心律失常。臨床醫(yī)生可以對用于誘導(dǎo)嘗試等刺激參數(shù)(比如，T波沖擊的時序、幅度或者其他特性)進行編程。如果誘導(dǎo)嘗試失敗，那么使用新的刺激參數(shù)來進行另一次誘導(dǎo)嘗試。當(dāng)誘導(dǎo)嘗試成功時，IMD可能未能檢測心律失?；蛘呶茨芡Ｖ剐穆墒С?。在這種情況下，必須對檢測算法或者脈沖進展進行修改。重復(fù)所述過程，直到發(fā)生成功的心律失常誘導(dǎo)、檢測和除顫從而使得確定IMD的有效性為止。確定IMD的有效性的過程對于臨床醫(yī)生和IMD兩者來說可能是耗時且耗資源的。例如，臨床醫(yī)生將IMD編程成用于執(zhí)行初始心律失常檢測算法，并且響應(yīng)于所檢測的心律失常而對待傳遞的脈沖的初始進度進行編程。之后，臨床醫(yī)生將IMD編程成用于誘導(dǎo)心臟發(fā)生纖顫，從而使得可以對所編程的檢測算法和脈沖進度進行測試。在自動配置會話期間，設(shè)備還可能消耗大量內(nèi)部存儲的能量來執(zhí)行那些功能。因此，仍然需要用于進行治療傳遞的改進電路和方法。技術(shù)實現(xiàn)要素：期望的是執(zhí)行閾值測試以評估由皮下或胸骨下可植入醫(yī)療設(shè)備(SIMD)傳遞的治療的療效。在所述設(shè)備的使用期內(nèi)，可以在植入程序期間、或者在IMD檢查程序期間、或者在IMD的自動配置期間執(zhí)行閾值測試。在此描述的技術(shù)促進了在生成充電電流時對SIMD的充電電路的調(diào)制以用于遞送刺激脈沖波形。本公開的多個方面包括：在遞送所述刺激脈沖波形期間監(jiān)測充電路徑的電參數(shù)，并且基于所述監(jiān)測的電參數(shù)調(diào)制所述充電電路。在一些實施例中，調(diào)制設(shè)備可以耦合至所述充電電路以便對由所述充電電路對能量的生成進行調(diào)節(jié)。在一些方面，所述SIMD包括被配置成用于對充電路徑的電參數(shù)進行測量的監(jiān)測設(shè)備。在一些實施例中，所述監(jiān)測設(shè)備測量流經(jīng)所述充電路徑的電流。所述監(jiān)測設(shè)備被配置成用于測量流經(jīng)所述充電路徑的所述充電電流。在可替代實施例中，所述監(jiān)測設(shè)備被配置成用于測量跨所述充電路徑上的負(fù)載兩端生成的電壓。附圖說明下列附圖展示本發(fā)明的具體實施例，并且因此并不限制本發(fā)明的范圍，但是被呈現(xiàn)以幫助提供正確理解。附圖不是按比例的(除非如此聲明)并且旨在結(jié)合以下具體實施方式中的解釋使用。下面將結(jié)合附圖描述本發(fā)明，其中相同標(biāo)號表示相同元件，并且：圖1是植入有可植入心臟系統(tǒng)的患者的前視圖；圖2是植入有可植入心臟系統(tǒng)的患者的側(cè)視圖；圖3是可植入心臟系統(tǒng)的皮下/胸骨下SIMD的框圖；圖4展示了示例性示意圖，示出了根據(jù)本公開的SIMD的操作電路的一部分；圖5示出了根據(jù)本公開的實施例、圖4的SIMD的操作電路的一部分的示例性示意圖；圖6示出了根據(jù)本公開的可替代實施例、圖4的SIMD的操作電路的一部分的示例性示意圖；圖7A描繪了根據(jù)本公開的實施例生成的電壓波形的示例性曲線圖；圖7B描繪了根據(jù)本公開的實施例遞送的刺激脈沖波形的示例性曲線圖；以及圖8是簡圖，展示了根據(jù)本公開的實施例的任意輸入信號和所產(chǎn)生的由操作電路遞送的遞送波形。具體實施方式在常規(guī)的可植入醫(yī)療系統(tǒng)中，可以由耦合至用于存儲預(yù)定容量的能量的輸出電路的充電電容器來執(zhí)行刺激脈沖波形的生成，其中，所述存儲能量的容量是基于對根據(jù)預(yù)編程治療方案而遞送的能量的需求。例如，這類電容器被充電至預(yù)定容量以便存儲用于根據(jù)所選擇的治療方案對刺激脈沖波形進行遞送的能量的量。根據(jù)本公開的實施例中，可以在遞送刺激脈沖波形期間調(diào)節(jié)用于生成刺激脈沖的電流，同時還考慮在遞送刺激脈沖期間的能量損耗。這種刺激脈沖波形可以被配置為誘導(dǎo)患者體內(nèi)心律失常的誘導(dǎo)刺激脈沖波形。本發(fā)明的對用于刺激脈沖波形的充電電流的實時調(diào)節(jié)進行使能的技術(shù)還促進了輸出電路的部件數(shù)量的減少。而且，電流調(diào)整減小了對充電電路、能量存儲電容器以及輸出電路部件的熱應(yīng)力。目前，如植入式復(fù)律器/除顫器(ICD)等可植入醫(yī)療設(shè)備(IMD)使用從ICD外殼延伸穿過靜脈系統(tǒng)到達心臟的心內(nèi)膜或心外膜引線。由引線定位在心臟中或心臟附近的電極用于進行治療傳遞功能和感測功能。通常，在由所述引線之一承載的線圈電極與充當(dāng)有源金屬殼電極的ICD外殼之間施加復(fù)律沖擊和除顫沖擊。皮下或胸骨下可植入醫(yī)療設(shè)備(SIMD)與更加常用的IMD的區(qū)別在于：通常在皮下植入外殼和引線，從而使得在皮下完成感測和治療。SIMD不需要將引線放置在心臟組織中或心臟組織上。相反，SIMD利用在外殼上的一個或多個電極連同承載用于進行治療傳遞和/或感測的一個或多個電極的一根或多根引線，所述電極和引線被植入在皮下或胸骨下空間中。本公開描述了用于執(zhí)行對SIMD的閾值測試的技術(shù)、部件、設(shè)備和方法。在本公開中，被傳遞用于閾值測試的刺激脈沖將被稱為心律失常誘導(dǎo)刺激脈沖(或者簡稱為誘導(dǎo)刺激脈沖)。在本公開中，“胸骨下空間”是指由在胸骨和體腔之間的下表面所限定的但不包括心包的區(qū)域。換言之，所述區(qū)域位于胸骨的背側(cè)并且位于升主動脈的腹側(cè)。可替代地，可以用如本領(lǐng)域技術(shù)人員所熟知的術(shù)語“胸骨后空間”或者“縱膈”或者“胸骨下”來稱呼胸骨下空間，并且所述胸骨下空間包括被稱為前縱膈的區(qū)域。為便于描述，將在本公開中使用術(shù)語胸骨下空間，可以理解的是所述術(shù)語可與其他前述術(shù)語中的任何術(shù)語互換。在本公開中，術(shù)語“心包外”空間是指在心臟外表面周圍但不與心臟外表面接觸的區(qū)域。被定義為心包外空間的區(qū)域包括在心包的周邊周圍以及在心包的附近但是不與心包接觸的間隙、組織、骨、或者其他解剖學(xué)特征。在本公開中，如刺激幅度、持續(xù)時間、速率和/或波形類型(例如單相、兩相、三相或者多相等)等治療刺激脈沖信息包括在“刺激參數(shù)”的類目下。圖1至圖2是植入有示例性可植入心臟系統(tǒng)10的患者12的概念圖。圖1是植入有可植入心臟系統(tǒng)10的患者12的前視圖。圖2是具有可植入心臟系統(tǒng)10的患者12的側(cè)視圖?？芍踩胄呐K系統(tǒng)10包括連接至引線18的皮下/胸骨下可植入醫(yī)療設(shè)備(SIMD)14。可以利用引線18來進行感測和/或提供如起搏或除顫等電刺激脈沖。引線18包括可以被配置成用于傳遞刺激脈沖的電極32和電極34。此外，或者可替代地，電極32、34可以被配置成用于進行感測。SIMD14可以經(jīng)由傳遞向量/感測向量(包括電極32和電極34與SIMD14的外殼電極或金屬殼電極的組合)來提供刺激脈沖治療和/或感測心臟26的電活動。例如，SIMD14可以傳遞治療或者獲得使用在電極32與電極34之間的傳遞向量/感測向量、或者使用在電極32與SIMD14的導(dǎo)電外殼或外殼電極之間傳遞向量/感測向量、或者使用在電極34與SIMD14的導(dǎo)電外殼或外殼電極之間的傳遞向量/感測向量來感測的電信號。以此方式，可以在ICD系統(tǒng)中提供包括除顫治療、ATP治療或者沖擊后起搏(或者其他起搏治療)的感測脈沖和刺激脈沖，而無需進入脈管系統(tǒng)或心包空間，也無需與心臟緊密接觸。電極32和電極34可以位于引線18的遠(yuǎn)端附近。電極32和電極34可以包括環(huán)形電極、半球形電極、線圈電極、螺旋電極或者其他類型的電極，或者其組合。電極32和電極34可以是相同類型的電極或者不同類型的電極。引線18的引線體還包括通過引線體從SIMD14的在引線近端處提供的連接器組件延伸到電極32，34的一個或多個細(xì)長的電導(dǎo)體(未展示出)。引線18的引線體可以由非導(dǎo)電材料(包括硅酮、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物以及其他適當(dāng)材料)來形成，并且可以被成形為用于形成一個或多個內(nèi)腔，在一個或多個導(dǎo)體在所述一個或多個內(nèi)腔延伸。然而，所述技術(shù)并不限于此類構(gòu)造。包含在引線16和引線18的引線體內(nèi)的一個或多個細(xì)長的電導(dǎo)體可以與電極32，34中的對應(yīng)電極相接合?？梢越?jīng)由在連接器組件中的連接(包括相關(guān)聯(lián)的饋通)來將對應(yīng)導(dǎo)體電耦合至如SIMD14的治療模塊或感測模塊等電路中。電導(dǎo)體將治療從SIMD14內(nèi)的治療模塊傳輸至電極32，34中的一個或多個電極，并且將所感測的電信號從電極32，34中的一個或多個電極傳輸至SIMD14內(nèi)的感測模塊。在圖1和圖2中展示的示例中，在患者12的左腋中線上在皮下植入SIMD14。然而，可以將SIMD14植入在患者12上的其他皮下位置處。如以下將更詳細(xì)地描述的，可以通過在患者的身體上的切口2或4插入引線18以供皮下和/或心包外植入。引線18包括連接至SIMD14的近端以及包括一個或多個電極的遠(yuǎn)端?？梢詫⒁€18植入縱膈內(nèi)，從而使得一個或多個電極32和34位于如經(jīng)由熒光檢查所觀察的心室的心臟輪廓之上。在圖1和圖2中展示的示例中，引線18基本上位于胸骨22下的中心。引線18在皮下從SIMD14向劍突20延伸。在劍突20附近的位置處，引線18在胸骨下空間中靠上向上彎曲或翻轉(zhuǎn)并且延伸。在一個示例中，可以將引線18放置在縱膈36中并且更具體地在前縱膈中。前縱膈側(cè)向地以胸膜為界，向后以心包為界，并且向前以胸骨22為界。然而，在其他實例中，可以植入引線18從而使得所述引線在側(cè)面從胸骨22的中心偏移?？商娲?，可以放置引線18從而使得在電極32，34之一與SIMD14的外殼或外殼電極之間的治療向量基本上橫跨心臟26的心室。盡管在本文中被描述為被植入在胸骨下空間、縱膈或者前縱膈中，但是可以將引線18植入在其他心包外位置中。以上在圖1和圖2中所描述的配置針對經(jīng)由引線18提供心室起搏。在除了或者代替心室起搏之外期望心房起搏的情況下，可以將引線18定位在進一步靠上的位置。被配置成用于將起搏脈沖傳遞至心房和心室兩者的起搏引線可以具有更多電極。例如，起搏引線可以具有位于如經(jīng)由熒光檢查所觀察的心房的心臟輪廓之上的一個或多個電極以及如經(jīng)由熒光檢查所觀察的心室的心臟輪廓之上的一個或多個電極。在一些實例中，可以利用兩根胸骨下起搏引線：一根是被植入從而使得電極位于如經(jīng)由熒光檢查所觀察的心房的心臟輪廓之上的心房起搏引線，并且另一根是被植入以使得電極位于如經(jīng)由熒光檢查所觀察的心室的心臟輪廓之上的心室起搏引線。SIMD14可以包括外殼，所述外殼形成對SIMD14的部件進行保護的氣密密封。SIMD14的外殼可由如鈦等導(dǎo)電材料來形成。SIMD14還可以包括連接器組件(也被稱為連接塊或接頭)，所述連接器組件包括電饋通，通過所述電饋通引線18內(nèi)的導(dǎo)體與包括在殼體內(nèi)的電子部件之間進行電連接。外殼可以封閉一個或多個處理器、存儲器、發(fā)射器、接收器、傳感器、感測電路、治療電路以及如在本領(lǐng)域中熟知的其他適當(dāng)部件。SIMD14被配置成用于被植入在如患者12等患者中。如在圖1中所示出的，可以沿著引線體提供錨定機構(gòu)40以將引線18耦合在接入點4處，通過所述接入點將引線18的遠(yuǎn)端插入胸骨下空間中。接入點4是提供對胸骨下空間的進入的任何位置。在一個示例性實施例中，接入點4位于劍突的附近或者下方(也被稱為“劍突下”)。接入點還可以位于將劍突連接至胸骨的凹口(未示出)。在其他實施例中，還可以通過胸骨柄進入胸骨下空間。錨定機構(gòu)40被固定地耦合至在進入接入點處或附近的胸骨下空間的進入點處的軟骨、肌肉系統(tǒng)、組織或者骨，在所述位置處，引線18的引線體從皮下組織過渡到患者12的胸骨下空間中。在圖1和圖2中展示的示例在性質(zhì)上是示例性的并且不應(yīng)當(dāng)被視為限制在本公開中描述的技術(shù)。在其他示例中，可以將SIMD14和引線18植入在其他位置處。例如，可以將SIMD14植入在右胸部中的皮下袋中。在此示例中，引線18可以在皮下從設(shè)備處朝著胸骨的胸骨柄延伸并且在皮下在下地從胸骨的與胸骨基本上平行的胸骨柄彎曲或翻轉(zhuǎn)并且延伸。此外，應(yīng)當(dāng)注意的是，可能將系統(tǒng)10限制于對人類患者的治療。在可替代的示例中，可以在例如靈長類、犬科、馬科、豬科和貓科動物等非人類患者中實施系統(tǒng)10。這些其他動物可能經(jīng)受可能從本公開的主題中受益的臨床或研究治療。圖3是連接至患者12的SIMD14的框圖。所述SIMD14被示出為具有操作電路，所述操作電路包括經(jīng)由充電電路64連接至能量存儲電容器208a和62b(統(tǒng)稱為“62”)的控制電路60。在SIMD14的操作期間，控制電路60控制SIMD14的各種功能，比如，刺激脈沖傳遞或感測。例如，控制電路60對用于進行閾值測試以將基于所選擇的可能存儲在存儲器中的一個或多個治療程序來傳遞的治療的效率最大化的刺激脈沖的傳遞進行控制。除了其他事項之外，控制電路60發(fā)出用于調(diào)節(jié)充電電路64來將能量存儲電容器208充電至所期望的電壓水平的信號。向所述控制電路60提供對所述電容器208的電壓水平的反饋。在SIMD14中提供電源58，并且可以將所述電源耦合至充電電路64以提供用于生成刺激脈沖的能量?？刂齐娐?0可以包括可以發(fā)出用于對SIMD14的各種功能進行控制的控制信號的任何類型的電路。例如，控制電路60通常表示處理器和相關(guān)聯(lián)的存儲器。例如，存儲器可以包括計算機可讀指令，當(dāng)由處理器執(zhí)行時，所述計算機可讀指令使SIMD14的部件執(zhí)行歸屬于所述部件的各種功能。例如，存儲器可以包括任何非瞬態(tài)計算機可讀存儲介質(zhì)(包括如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、閃存或任何其他數(shù)字介質(zhì)等易失性、非易失性、磁的、光的或電的介質(zhì)中的一個或多個介質(zhì)的任何組合)，唯一例外的是瞬態(tài)傳播信號。為了促進治療傳遞，SIMD14可以響應(yīng)于所感測的生理狀況而傳遞治療。如此，SIMD14可以包括耦合至控制電路60的感測電路74。例如，感測電路74可以包括一個或多個感測放大器電路，所述一個或多個感測放大器電路接收用于監(jiān)測心臟(例如，感測心臟的誘發(fā)反應(yīng))的心臟信號，例如，如在授權(quán)給Peck(佩克)等人的美國專利號5,861,013中或者如在授權(quán)給Keimel(凱梅爾)等人的題為“ApparatusforMonitoringElectricalPhysiologicSignals(用于監(jiān)測電生理信號的裝置)”的美國專利號5,117,824中所描述的，這兩個專利的全部內(nèi)容通過引用結(jié)合在本文中。在本文中，可以將歸屬于SIMD14的功能具體化為一個或多個處理器、硬件、固件、軟件或者其任何組合。將不同的特征描繪成離散的模塊或部件旨在突顯不同的功能方面并且不是必然地暗示這種模塊必須由單獨的硬件或軟件部件實現(xiàn)。而是，與一個或多個模塊相關(guān)聯(lián)的功能可由單獨的硬件或軟件部件執(zhí)行，或者被整合在公共或單獨的硬件或軟件部件內(nèi)。例如，可以在包括在控制電路60中的硬件和軟件中實施用于接收并且轉(zhuǎn)換從其他SIMD模塊或傳感器中接收的模擬電信號的感測電路74。在充電到所期望的水平之后，可以采用刺激脈沖的形式來將存儲在電容器208中的能量傳遞至患者12?？梢詫⒖刂齐娐?0連接至輸出電路72，以控制對刺激脈沖的傳遞。應(yīng)用適當(dāng)?shù)目刂菩盘柺馆敵鲭娐?2采用刺激脈沖的形式來傳遞從電容器208中接收的能量。通過可以從(多條)引線(例如，32，34)上的電極中的一個或多個電極和/或外殼/外殼電極中選擇的一組電極來將能量傳遞至附接至SIMD14的患者12?？刂齐娐?0可以在刺激脈沖的傳送之前以及期間對輸出電路72的完整性。根據(jù)本申請的方面，在圖4-6中公開了SIMD14的部件中的一些部件。為了避免不必要地模糊本公開的創(chuàng)造性方面，應(yīng)當(dāng)理解的是，沒有示出SIMD14的許多其他部件。用于在SIMD14中采用的操作電路的這種附加部件和/或電路配置的示例可以采用從所感測的ECG中檢測快速性心律失常并且在心臟恢復(fù)的同時提供復(fù)律/除顫沖擊以及(根據(jù)需要)沖擊后起搏的已知形式中的任何形式。這種部件包括用于對各種感測和治療傳遞功能進行供電并進行控制的電路。在授權(quán)給Bhunia(布恩亞)的美國專利號7,647,095“MethodandApparatusforVerifyingaDeterminedCardiacEventinaMedicalDeviceBasedonDetectedVariationinHemodynamicStatus(在醫(yī)療設(shè)備中用于基于所檢測的血液動力狀態(tài)的變化來驗證所確定的心臟事件的方法和裝置)”中以及在授權(quán)給Wanasek(萬納塞克)的美國專利號8,155,740“ConstantCurrentPacingApparatusandPacingMethod(恒定電流起搏裝置和起搏方法)”中闡述了被適配成用于利用在本文中所描述的感測和治療傳遞電極來運行的這種電路的示例性簡化框圖，這兩個專利的全部內(nèi)容通過引用結(jié)合在本文中。將理解的是，簡化的框圖沒有示出這種裝置的包括數(shù)字時鐘和時鐘線、用于對電路進行供電并且提供起搏脈沖的低壓電源和電源線、或者用于在SIMD14與外部編程器之間進行遙測傳輸?shù)倪b測電路在內(nèi)的所有常規(guī)部件和電路。圖4展示了示例性示意圖，所述示例性示意圖示出了根據(jù)本公開的實施例的SIMD14的操作電路的一部分。輸出電路72允許對將能量從電容器208傳遞到患者12進行控制?？梢詡鬟f能量以提供SIMD14的一項或多項功能，比如，治療傳遞或者針對起搏治療或除顫治療的閾值測試。共同地，根據(jù)可以被預(yù)編程在SIMD14(比如，上述的處理器和/或存儲器)中并且在SIMD14的操作壽命內(nèi)更新的治療方案來執(zhí)行被傳遞用于各種治療(比如，起搏和除顫)的能量。輸出電路72包括相互連接的四個開關(guān)80，82，84和86。如在圖4中所示出的，開關(guān)80，82，84和86被排列成用于定義通常被稱為“H橋”的配置。換言之，四個相互連接的開關(guān)被排列如下：開關(guān)80和開關(guān)84被連接至高側(cè)并且開關(guān)82和開關(guān)86被連接至低側(cè)。如在圖4中所示出的，開關(guān)80至86的交叉點包括將輸出電路72耦合至治療傳遞和感測電極的HV-A和HV-B端子。通常，SIMD14根據(jù)預(yù)先確定的治療或其他治療方案通過耦合至端子HV-A和端子HV-B的至少兩個電極(例如，經(jīng)由電極32，34(圖1，2)中的一個或多個電極和/或外殼電極)來將刺激脈沖傳遞至患者12。通過放電開關(guān)88將開關(guān)80和開關(guān)84耦合至電容器208的正極端子。在對電容器208進行放電期間，由控制電路60控制放電開關(guān)88被偏置在導(dǎo)通(閉合)狀態(tài)中并且停留在導(dǎo)通狀態(tài)中。開關(guān)82和開關(guān)86被耦合至電容器208的負(fù)極端子。在控制電路60的控制下對開關(guān)80，82，84和86中的一個或多個開關(guān)的選擇可以用于提供一項或多項功能。例如，對在一個或多個配置中的某些開關(guān)的選擇可以用于提供如起搏、復(fù)律或除顫等一種或多種類型的刺激脈沖，或者可以用于進行閾值測試，或者可以用于移除組織到電極(Tissue-To-Electrode)接口的DC極化等。根據(jù)本公開的方面，開關(guān)80，82，84，86被偏置到導(dǎo)通或非導(dǎo)通狀態(tài)之一中，以傳遞一個或多個刺激脈沖來實現(xiàn)SIMD14的各種預(yù)先確定的操作。開關(guān)80至86可以被實施為可以作為電子開關(guān)來操作的功率半導(dǎo)體設(shè)備。功率半導(dǎo)體設(shè)備的示例包括晶閘管、硅控整流器(SCR)、絕緣柵雙極晶體管(IGBT)、金屬氧化物半導(dǎo)體場效應(yīng)晶體管(MOSFET，比如，N溝道或P溝道MOSFET，BiMOSFET)，單獨采用或者與高壓晶閘管或“三端雙向可控硅開關(guān)元件”電串聯(lián)或者具有如跨源極和漏極連接的二極管、體二極管等與其相關(guān)聯(lián)的電流阻斷部件。放電開關(guān)88可以被實施為作為電子開關(guān)來操作的功率半導(dǎo)體設(shè)備(包括例如IGBT、或BiMOSFET、或在本文中公開的其他設(shè)備中的任何設(shè)備)。如在本領(lǐng)域中熟知的，可以基于由控制電路60單獨地、由響應(yīng)于低壓控制信號的專用驅(qū)動電路、或者兩者的組合發(fā)出的信號來將這種半導(dǎo)體設(shè)備切換至導(dǎo)電?？刂齐娐?0發(fā)出使輸出電路72以多種配置中的一種配置進行配置的控制信號，所述多種配置中的每一種配置被選擇用于提供SIMD14的一項或多項功能。例如，根據(jù)一個實施例，SIMD14采用以下方式來向患者提供兩相治療刺激脈沖。充電能量被遞送至電容器208并且開關(guān)80、86和88被偏置到導(dǎo)通狀態(tài)以為了提供從電容器208到電極(例如，32、34)的路徑以用于向患者12施加刺激脈沖的第一相。從電容器208釋放的能量被從電容器208的正極端子傳導(dǎo)通過開關(guān)80、跨患者12、通過開關(guān)86回到電容器208的負(fù)極端子。雙相脈沖的第一相因此跨耦合至端子HV-A和HV-B的電極施加正極脈沖。在電容器208完全放電之前，開關(guān)80和86被偏置到非導(dǎo)通狀態(tài)以備施加雙相脈沖的第二相。例如，根據(jù)一個實施例中，將開關(guān)80-86偏置到非導(dǎo)通狀態(tài)可以通過打開開關(guān)88以便關(guān)斷電流來實現(xiàn)。在其他實施例中，控制電路60可以下發(fā)信號以便控制開關(guān)80-88中的每一個開關(guān)的偏置。在兩相刺激脈沖的第一相位結(jié)束之后，開關(guān)88，84和82被偏置在導(dǎo)通狀態(tài)中以開始兩相脈沖的第二相位。開關(guān)84和82提供路徑以便向患者12施加負(fù)極刺激脈沖。參考圖4，能量從電容器208的正極端子被傳導(dǎo)通過開關(guān)84、跨耦合至患者12的電極導(dǎo)通、并且通過開關(guān)82至電容器208的負(fù)極端子。因此，治療刺激脈沖的第二相位的極性與所述脈沖的第一相位的極性相反。在另一個示例中，SIMD14將執(zhí)行閾值測試以確定治療傳遞的最佳刺激參數(shù)。SIMD14誘導(dǎo)心臟12的纖顫(例如，心室纖顫)，以測試SIMD14檢測和停止纖顫的有效性。SIMD14根據(jù)包括在患者的治療方案中的纖顫誘導(dǎo)協(xié)議來誘導(dǎo)纖顫，并且能夠采用多個纖顫協(xié)議來誘導(dǎo)纖顫。示例性纖顫誘導(dǎo)協(xié)議包括在心動周期的T波期間將電脈沖傳遞至心臟12、傳遞高頻脈沖串、以及傳遞直流電。本公開不限于示例性誘導(dǎo)協(xié)議，并且SIMD14可以根據(jù)在本領(lǐng)域中熟知的許多纖顫誘導(dǎo)協(xié)議中的任何纖顫誘導(dǎo)協(xié)議來誘導(dǎo)纖顫。SIMD14采用在本領(lǐng)域中熟知的一項或多項纖顫檢測技術(shù)來檢測纖顫。SIMD14可以被編程為用于傳遞治療進度(例如，具有增大的能量水平的脈沖)，直到所檢測的心臟12的纖顫停止為止。相應(yīng)地，本發(fā)明的技術(shù)利用在預(yù)先確定的安排中的輸出電路72來根據(jù)患者治療方案來傳遞用于治療傳遞的(多個)刺激脈沖(比如，誘導(dǎo)刺激脈沖)。如將在以下更詳細(xì)討論的，在生成和遞送刺激脈沖波形期間控制充電電流。為了易于描述，將在用于閾值測試的誘導(dǎo)刺激脈沖波長的上下文中對本公開的生成的刺激脈沖波形進行描述，應(yīng)當(dāng)理解，用于生成刺激脈沖的技術(shù)可應(yīng)用于包括在患者的治療方案中的任何形式的治療。圖4的充電電路72的示例性實施例在圖5和圖6中示出。如參考圖4描述的，四個輸出開關(guān)80、82、84和86允許從電容器208來傳送能量。開關(guān)80至84可以被實施為以上所提及的功率半導(dǎo)體設(shè)備中的任何功率半導(dǎo)體設(shè)備。在這種實施例中，可由控制電路60將半導(dǎo)體設(shè)備從導(dǎo)通狀態(tài)控制至非導(dǎo)通狀態(tài)。可以基于由控制電路60提供的控制信號來將四個輸出開關(guān)80，82，84和86從非導(dǎo)電狀況切換至導(dǎo)電狀況。圖5和圖6示出了根據(jù)本公開的實施例、諸如圖4展示的SIMD14的操作電路的一部分的示例性示意圖。所述示意圖具體描繪了圖4的充電電路64的部件中的一些。充電電路64包括電壓轉(zhuǎn)換器200、功率輸出202、以及開關(guān)204。所述電壓轉(zhuǎn)換器200可以在一個實施例中被實現(xiàn)以便包括耦合至回歸變壓器的整流器二極管206，諸如在芬納(Fenner)等人的美國專利號7,167,074中描述的，其通過引用結(jié)合在此。在其他實施例中，電壓轉(zhuǎn)換器可以包括耦合至一個(或多個)輔助側(cè)的一個(或多個)主側(cè)。例如，電壓轉(zhuǎn)換器可以包括耦合至多達六個輔助側(cè)的一個主側(cè)。轉(zhuǎn)換器200的主側(cè)耦合至功率輸出202以便將轉(zhuǎn)換器200電耦合至能量源，諸如電池58(圖3)。轉(zhuǎn)換器200的輸出取自輔助側(cè)以用于將能量遞送至輸出電路72。在說明性實施例中，如圖5和圖6所述，整流器二極管206與回歸變壓器的輔助側(cè)串聯(lián)耦合。整流器二極管206限定了電流沿著遞送路徑從轉(zhuǎn)換器200的變壓器的每一個輔助側(cè)到輸出電路72的方向，同時阻擋了電流逆流回至變壓器的輔助側(cè)。在一些實施例中，一個或多個電容器208a、208b(統(tǒng)稱為“208”)可以耦合在整流器二極管206與輸出電路72之間。開關(guān)204將功率輸出202耦合至電壓轉(zhuǎn)換器200。功率輸出202可以指定耦合至電源(諸如電源58)、或耦合至被提供用于對充電電路64進行上電的單獨電源的輸入節(jié)點。開關(guān)204可以被實現(xiàn)為以上參考圖4討論的功率半導(dǎo)體設(shè)備中的任一個功率半導(dǎo)體設(shè)備。為了易于討論，說明性開關(guān)204將被描述為FET。控制電路60下發(fā)被配置成用于在對刺激脈沖的充電電流的生成期間調(diào)制充電電路64的調(diào)制控制信號。充電電路64的調(diào)制可以基于開關(guān)204的致動在導(dǎo)通狀態(tài)與非導(dǎo)通狀態(tài)的相對時序來實現(xiàn)。但開關(guān)204被實現(xiàn)為FET時，柵極耦合至控制電路60，從而使得由控制電路60下發(fā)的調(diào)制信號將致動開關(guān)204分偏置在導(dǎo)通狀態(tài)或非導(dǎo)通狀態(tài)從而閉合并打開開關(guān)204。調(diào)制信號控制開關(guān)204偏置到導(dǎo)通狀態(tài)與非導(dǎo)通狀態(tài)的頻率以及狀態(tài)中的每一狀態(tài)的持續(xù)時間。每一連續(xù)對的導(dǎo)通與非導(dǎo)通狀態(tài)限定了充電周期。電壓轉(zhuǎn)換器200將生成根據(jù)開關(guān)204的致動而被調(diào)節(jié)的充電電流。換言之，開關(guān)204的閉合和打開頻率和持續(xù)時間對由電壓轉(zhuǎn)換器200生成的能量進行調(diào)制以便對電容器208進行充電以用于遞送刺激脈沖。無意受限于理論，閉合開關(guān)204將允許在電壓轉(zhuǎn)換器200的主繞組中建立磁能量。響應(yīng)于打開開關(guān)204，在電壓轉(zhuǎn)換器200的輔助側(cè)(或者在一些實現(xiàn)方式中的多個輔助側(cè))的能量(跨輸出端子兩端的電壓)將自電壓轉(zhuǎn)換器200流動以便對電容器208進行充電。這樣，針對任何給定的充電周期，電壓轉(zhuǎn)換器200將在開關(guān)204的導(dǎo)通狀態(tài)期間生成電荷并且在開關(guān)204的立即后續(xù)非導(dǎo)通狀態(tài)期間釋放電荷從而生成用于刺激脈沖的充電電流。如圖7更詳細(xì)示出的，刺激脈沖波形由在多個充電周期期間遞送的充電電流來生成。在任何給定的充電周期中，根據(jù)每一個充電周期的每一連續(xù)導(dǎo)通和非導(dǎo)通狀態(tài)的時序的調(diào)制(占空比)以及充電周期的頻率來調(diào)節(jié)與存儲在電容器208中的電壓相關(guān)聯(lián)的充電電流。應(yīng)當(dāng)理解，充電周期的占空比和頻率的調(diào)制是基于開關(guān)204的致動。調(diào)制進而對后續(xù)生產(chǎn)的充電電流進行調(diào)節(jié)以便補充遞送至電容器208的能量?？舍槍Ω鶕?jù)SIMD14的治療方案遞送的每一刺激脈沖波形來限定平均充電電流。平均充電電流可通過調(diào)制充電周期的頻率和充電周期的占空比來進行調(diào)節(jié)。換言之，將對通過監(jiān)測設(shè)備210、212而測量的電參數(shù)鍵進行評估以便判定電參數(shù)是否落入預(yù)定義的范圍內(nèi)。如果電參數(shù)落到預(yù)定義范圍之外，則對充電周期的頻率以及針對每一連續(xù)導(dǎo)通和非導(dǎo)通狀態(tài)的持續(xù)時間的時序進行調(diào)節(jié)以便獲得期望的平均充電電流。如可認(rèn)識到的，電容器208的存儲容量僅需足以存儲在給定充電周期期間釋放的電壓。這與存儲容量相反，所述存儲容量通常在常規(guī)操作電路的遞送電容器中被提供，在所述操作電路中存儲有用于遞送整個刺激脈沖的能量。電容器208被配置成用于存放基于由充電電路64遞送的充電電流的電壓并且據(jù)此用于對被遞送至輸出電路72的能量波形進行平滑，諸如通過移除可以由開關(guān)204引入的高頻率部件。如以下將更詳細(xì)描述的，控制電路60將下發(fā)控制開關(guān)204的打開和閉合的調(diào)制信號。此調(diào)制可在開關(guān)204的打開時間和關(guān)閉時間、每個充電周期的占空比、充電周期的頻率和/或針對刺激脈沖遞送的平均電流方面被表征。如上所述，由充電電路64生成的能量通過輸出電路72被遞送至通過節(jié)點HV-A和HV-B可連接的患者12。對此生成的能量進行調(diào)節(jié)以便根據(jù)所選擇的治療方案創(chuàng)建期望的刺激脈沖波形，所述刺激脈沖波形由充電電路64來遞送。例如，所選擇的治療方案中的一種方案可以是前述的閾值測試，在所述情況下，波形可以適行于50Hz誘導(dǎo)刺激脈沖波形。根據(jù)本公開的實施例，監(jiān)測設(shè)備210a或210b(被統(tǒng)稱為“210”)可以沿著如圖5所示的刺激脈沖的充電路徑被耦合。監(jiān)測設(shè)備210也耦合至控制電路60。如在本公開中使用的，充電路徑包括輸入路徑、遞送路徑以及返回路徑。所述輸入路徑可以被定義為功率輸入202與電壓轉(zhuǎn)換器200的主側(cè)之間的電流路徑。所述遞送路徑可以被定義為電壓轉(zhuǎn)換器200的輔助側(cè)(或多個輔助側(cè))處的充電電路64的輸出到輸出電路72之間的通向患者12的電流路徑。所述返回路徑可以被定義為從患者回至輸出電路72、并且到電壓轉(zhuǎn)換器200的輔助側(cè)(或多個輔助側(cè))的電流路徑。在圖5的示例性實施例中，監(jiān)測設(shè)備210可以是操作用于對流經(jīng)充電路徑(例如，沿著返回路徑的210a或沿著輸入路徑的210b)的電流進行測量的電阻器。雖然監(jiān)測設(shè)備210被展示為分立部件，但考慮到監(jiān)測設(shè)備210的功能可以集成到充電電路64中的部件中的一個或多個部件中。根據(jù)可替代實施例，監(jiān)測設(shè)備212a或212b(被統(tǒng)稱為“212”)可以耦合至如圖6所示的刺激脈沖的充電路徑。監(jiān)測設(shè)備212也耦合至控制電路60。在示例性實施例中，監(jiān)測設(shè)備212可以被配置成用于在向患者12遞送能量期間測量跨具有已知值的阻抗負(fù)載兩端的電壓。例如，跨耦合至節(jié)點HV-A和HV-B的電極兩端的電壓可以由監(jiān)測設(shè)備212a來測量。在此示例中，電壓測量將跨HV-A與HV-B之間的組織阻抗兩端，所述阻抗將具有已知的測量值。然后可以基于測量電壓對流經(jīng)阻抗負(fù)載的電流值進行計算。那個計算的電流值由控制電路60用于對充電電路64進行調(diào)制以便據(jù)此對在誘導(dǎo)刺激脈沖期間被遞送的充電電流進行調(diào)節(jié)。在另一示例中，監(jiān)測設(shè)備212b將測量跨開關(guān)204兩端的電壓，所述開關(guān)可以被具體化為FET。在那個示例中，開關(guān)204的阻抗可以預(yù)定，并且可以根據(jù)流經(jīng)開關(guān)204的電流計算跨其兩端的電壓。雖然監(jiān)測設(shè)備212被展示為分立部件，但考慮到監(jiān)測設(shè)備212可以集成到充電電路64中的部件中的一個或多個部件中。監(jiān)測設(shè)備210b和212b分別以虛線示出以便對監(jiān)測設(shè)備210a和212a的可替代放置進行描繪。監(jiān)測設(shè)備210b和212b將分別執(zhí)行與監(jiān)測設(shè)備210a和212a的功能相似的功能。因此，在任何給定的實現(xiàn)方式中，僅需要監(jiān)測設(shè)備210a和210b(或在可替代實施例中的監(jiān)測設(shè)備212a和212b)中的一個監(jiān)測設(shè)備。而且，與充電路徑相對的監(jiān)測設(shè)備210、212的位置(例如，與返回路徑相對的監(jiān)測設(shè)備210a、212a的位置；或者與輸入路徑相對的監(jiān)測設(shè)備210b、212b的位置)不合理-相反，監(jiān)測設(shè)備210、212僅需被定位以便提供在此描述的監(jiān)測和測量功能。在使用中，監(jiān)測設(shè)備210a和212a被配置成用于監(jiān)測返回路徑，從而在遞送刺激脈沖期間測量電參數(shù)。監(jiān)測設(shè)備210b、212b被配置成用于對輸入路徑進行監(jiān)測，從而對與供應(yīng)給電壓轉(zhuǎn)換器200的功率相關(guān)聯(lián)的電參數(shù)進行測量。如圖5和圖6所示，監(jiān)測設(shè)備210、212耦合至控制電路60以用于向控制電路60傳輸表示測量的電參數(shù)的電信號?？刂齐娐?0根據(jù)表示測量的電參數(shù)的電信號來生成調(diào)制信號。所述調(diào)至信號被下發(fā)給開關(guān)204以便控制開關(guān)204的致動，并且開關(guān)204的致動將在生成針對刺激脈沖的充電電流時對充電電路64的操作進行控制。具體地，調(diào)至信號將以以下方式將開關(guān)204偏置到導(dǎo)通或非導(dǎo)通狀態(tài)-將根據(jù)所選擇的治療方案對由充電電路64生成的充電電流進行調(diào)節(jié)。例如，所選擇的治療方案可以是需要遞送具有20至80Hz(優(yōu)選的50Hz)范圍內(nèi)的頻率的誘導(dǎo)刺激脈沖波形的閾值測試。這樣，由控制電路60生成的調(diào)制信號將對用于將開關(guān)204偏置到導(dǎo)通狀態(tài)或非導(dǎo)通狀態(tài)的時序進行控制，從而達到充電周期的適當(dāng)頻率和占空比。所生成的充電電流的頻率和占空比將對由輸出電路72遞送的刺激脈沖波形的振幅進行限定。因此，如果由監(jiān)測設(shè)備210、212測量的電參數(shù)指示與給定充電周期相關(guān)聯(lián)的經(jīng)遞送的刺激脈沖波形超過預(yù)定參數(shù)(例如，振幅)，則控制電路60將對調(diào)制信號進行修改以便調(diào)節(jié)開關(guān)204的致動的相對時序。此經(jīng)修改的調(diào)制信號進而對由充電電路64生成的針對后續(xù)充電周期的充電電流進行調(diào)節(jié)。相反的情形也成立；如果測量的電參數(shù)小于閾值，則控制電路60可以下發(fā)調(diào)制信號以便對生成的充電電流進行修改。雖然針對電流已經(jīng)對調(diào)制進行了描述，但調(diào)制還可根據(jù)開關(guān)204的打開和閉合的時序在電壓、瞬時功率或總能量方面來表征。圖7A描繪了電壓波形250的示例性簡圖，并且圖7B描繪了刺激脈沖波形260的示例性簡圖。關(guān)于在此描述的操作電路，將討論電壓波形250的生成以及所產(chǎn)生的刺激波形260。波形250表示由電壓轉(zhuǎn)換器200遞送至電容器208的電壓，而波形260表示由電容器208遞送以用于生成由輸出電路72遞送的刺激波形的對應(yīng)能量(電流或電壓)的絕對值。波形250被標(biāo)繪在二維簡圖上，在所述簡圖中，y軸表示電容器208充電的電壓252，并且x軸表示將電容器208充電至對應(yīng)電壓的持續(xù)時間。波形260被標(biāo)繪在二維簡圖上，在所述簡圖中，y軸表示由電容器208釋放的能量的振幅266的絕對值，并且x軸表示能量釋放的持續(xù)時間。波形250描繪了在多個充電周期254a、254b、254c、254d……254n期間存儲在電容器208中的充電電壓252，并且波形260描繪了可以由輸出電路72遞送的刺激脈沖的絕對振幅。每個充電周期254(例如，254a)是開關(guān)204的每一相鄰對導(dǎo)通狀態(tài)與非導(dǎo)通狀態(tài)的函數(shù)。具體地，電荷是由電壓轉(zhuǎn)換器200在開關(guān)204的每個導(dǎo)通狀態(tài)期間生成的并且在開關(guān)204的連續(xù)非導(dǎo)通狀態(tài)期間釋放以便生成被遞送給電容器208的充電電壓。存儲在電容器208內(nèi)的平均電壓256確定被遞送至輸出電路72的平均充電電流以用于生成刺激脈沖波形260。在每個充電周期(例如，254a)期間生成的能量由電容器208存儲，并且平均電壓256可通過對充電周期的頻率和占空比進行調(diào)制來調(diào)節(jié)。如上所述，在遞送刺激脈沖期間測量電參數(shù)并且可以基于測量的電參數(shù)來下發(fā)調(diào)制信號以便控制與開關(guān)204的致動的時序相關(guān)聯(lián)的參數(shù)。這樣做來調(diào)節(jié)充電電流的遞送以便達到所期望的平均充電電流。時序參數(shù)將包括充電周期的頻率以及每一連續(xù)導(dǎo)通和非導(dǎo)通狀態(tài)的持續(xù)時間的時序。刺激脈沖波形260被示出為具有多個脈沖周期的50Hz波形。相262、264表示刺激波形260的單個脈沖周期，并且相262、264可以由例如在以下專利中描述的輸出電路72生成：由克拉奇菲爾德(Crutchfield)等人于2014年4月24日提交的題為“用于可植入醫(yī)療設(shè)備的治療遞送方法和電路(TherapyDeliveryMethodsandCircuitsforanImplantableMedicalDevice)”的共同未決申請美國序列號14/260,309，該申請通過引用以其全文結(jié)合在此。簡言之，輸出電路72的H橋電路可以在第一狀態(tài)被操作以便在打開狀態(tài)期間生成相262，其中相264表示脈沖周期的閉合狀態(tài)段。如果雙極刺激脈沖是所期望的，則H橋電路被用于提供對在20毫米(ms)與40ms之間的下一脈沖周期進行轉(zhuǎn)換的切換以便生成負(fù)極脈沖，生成，所述負(fù)極脈沖然后切換回以便遞送正相，以此類推。包括相262和264的脈沖周期的占空比可由控制電路60來控制。根據(jù)充電周期254的頻率來調(diào)節(jié)振幅266，即充電電路64如何快速地對由電容器208存儲的電壓252進行補充以便提供所期望的平均充電電流。振幅266將對應(yīng)于平均電壓254(或者在多個充電周期254期間由充電電路64遞送的平均充電電流)。充電電路64將被調(diào)制以便基于在遞送前述充電周期(例如，254a)中的充電電流期間生成針對給定充電周期(例如，254b)的經(jīng)調(diào)節(jié)的充電電流。這樣做，針對刺激脈沖的平均電流可通過持續(xù)地或中斷地監(jiān)測充電路徑來調(diào)節(jié)以便在遞送由每一充電周期遞送的充電電流所產(chǎn)生的刺激脈沖波形期間測量電參數(shù)。這樣，在給定充電周期(例如，254a)和后續(xù)充電周期(例如，254b)兩者期間遞送的平均充電電流可被控制落入預(yù)定值?？梢詫Ψ答伡夹g(shù)進行延伸以便對在多于兩個周期(諸如254a、254b)中遞送的平均電流進行控制從而生成刺激脈沖波形260。例如，所展示的刺激脈沖波形260通過在多個充電周期254a-n內(nèi)遞送充電電流而生成，其中平均電壓256被調(diào)節(jié)以便提供預(yù)定的平均充電電流。在實施例中，在多個充電周期內(nèi)控制充電電路64用于生成充電電流的操作，從而遞送預(yù)定的平均充電電流。與每個充電周期相關(guān)聯(lián)的預(yù)定平均充電電流值與振幅266有關(guān)。因此，在給定充電周期中生成充電電流將基于所測量的電參數(shù)，所述電參數(shù)與給定充電周期之前的充電周期的充電電流的遞送相關(guān)聯(lián)。根據(jù)以上描述的技術(shù)，由充電電路64生成以用于遞送刺激脈沖波形的充電電流的速率可根據(jù)由監(jiān)測設(shè)備210、212測量的電參數(shù)來調(diào)節(jié)。充電電流的生成速率是基于由電源58通過開關(guān)204提供的任意輸入信號。開關(guān)204的開閉時序?qū)τ沙潆婋娐?4到電容器208生成的充電電流進行調(diào)節(jié)。這樣，充電電路64將向輸出電路72提供實時調(diào)節(jié)的充電電流，并且可選電容器208可以提供濾波功能以便對能量波形進行平滑。圖8是圖示，展示了任意輸入信號(例如，所選擇的輸入波形)以及使用例如輸出電路72被遞送的所產(chǎn)生的波形，諸如圖5和圖6示意性示出的。如在本文中所使用的，術(shù)語“任意”輸入信號是指選擇任何形狀的輸入(例如，電壓波形、靜態(tài)DC電平輸入、定形的波形等)以供在生成所產(chǎn)生的電流波形(例如，通常具有相同的形狀(例如，斜坡電壓輸入波形用于生成斜坡傳遞電流波形，靜態(tài)輸入用于傳遞比例電流等))中使用的能力。可以利用由電容器208所傳遞的靜態(tài)輸入信號(例如，1.5V靜態(tài)輸入)來生成比例傳遞的波形(例如，跨500歐姆負(fù)載測量的)。例如，當(dāng)輸出電路72是可操作的且施加了靜態(tài)輸入波形300，并且選擇了開關(guān)80和86時，具有第一極性(例如，正極性)的刺激脈沖或者所傳遞的波形302被施加到患者12上。進一步地，例如，當(dāng)輸出電路72是可操作的且施加了靜態(tài)輸入波形300，并且選擇了開關(guān)82和84時，具有第二極性(例如，負(fù)極性)的刺激脈沖或者所傳遞的波形304被施加到患者12上。以上描述旨在是說明性的，而非限制性的。例如，以上描述的示例(或其一個或多個方面)可相互結(jié)合使用?？梢岳缬杀绢I(lǐng)域內(nèi)技術(shù)人員在回顧上文的說明時使用其他實施例。提供本摘要以遵守37C.F.R.§1.72(b)，以允許讀者快速確定本技術(shù)公開的性質(zhì)。基于其將不被用于解釋或者限制權(quán)利要求書的范圍或者含義的理解提交該摘要。而且，在以上具體實施方式中，可以將各個特征分組在一起以便精簡本公開。這不應(yīng)當(dāng)被解釋為意圖指未要求保護的公開的特征對于任何權(quán)利要求是必需的。相反，發(fā)明性主題可依賴比特定的公開實施例的所有特征要少的特征。因此，據(jù)此將以下權(quán)利要求結(jié)合到具體實施方式中，其中每一項權(quán)利要求獨立地代表一個單獨的實施例。還應(yīng)當(dāng)理解的是，在不偏離在所附的權(quán)利要求書中以及在其合法等效物中所闡述的本公開的范圍的情況下，可以對元件的功能和安排做出各種改變。當(dāng)前第1頁1 2 3 當(dāng)前第1頁1 2 3