阅读说明：本技术 起搏输出k因子改进 (Pace making output K factor improvement ) 是由 A·W·施罗克 J·W·布萨克 K·E·鲍姆加特 M·L·赫兹亚克 J·D·瑞恩克 J·D 于 2018-03-02 设计创作，主要内容包括：一种植入式医疗设备(IMD)包括：保持电容器,所述保持电容器被配置为递送电治疗脉冲；以及电荷泵电路系统,所述电荷泵电路系统被配置为将能量从电池转移到所述保持电容器。所述电荷泵电路系统包括：多个电容器；以及开关电路系统,所述开关电路系统被配置为通过打开和闭合连接到所述多个电容器的开关组合来将所述电荷泵电路系统置于从一组K因子模式中选择的K因子模式下。(An Implantable Medical Device (IMD) comprising: a holding capacitor configured to deliver an electrical therapy pulse; and charge pump circuitry configured to transfer energy from a battery to the holding capacitor. The charge pump circuitry includes: a plurality of capacitors; and switching circuitry configured to place the charge pump circuitry in a K factor mode selected from a set of K factor modes by opening and closing a combination of switches connected to the plurality of capacitors.)

起搏输出K因子改进

相关申请的交叉引用

本申请要求于2017年3月3日提交的美国临时申请序列号62/466,962以及于2018年2月21日提交的美国申请序列号15/900,831的权益，所述美国申请的全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开涉及植入式医疗设备，并且更具体地涉及递送心脏起搏的植入式医疗设备。

背景技术

用于递送治疗或监测生理病症的各种植入式医疗设备已经在临床上植入或者被提议用于临床植入患者体内。在一些情况下，植入式医疗设备(IMD)经由一个或多个电极或者传感器元件来递送电刺激治疗和/或监测生理信号，所述一个或多个电极或者传感器元件可以被包括作为一根或多根细长植入式医疗引线的一部分。植入式医疗引线可以被配置为允许将电极或传感器定位在所期望的位置处，以便感测或递送刺激。例如，电极或传感器可以被承载在引线的远端部分处。引线的近端部分可以联接至植入式医疗设备外壳，所述植入式医疗设备外壳可以包含诸如刺激生成电路系统和/或感测电路系统等电子电路系统。

例如，诸如心脏起搏器或植入式复律除颤器等植入式医疗设备通过经由一根或多根植入式引线的电极来递送诸如用于起搏的脉冲、或者用于复律或除颤的电击等电治疗信号从而为心脏提供治疗刺激。在一些情况下，这样的植入式医疗设备可以感测心脏的固有去极化，并且基于所述感测来控制此类信号向心脏的递送。当检测到异常节律(其可能是心动过缓、心动过速或纤颤)时，可以递送一个或多个适当的电信号以恢复正常节律。例如，在一些情况下，植入式医疗设备可以在检测到室性心动过速时向患者的心脏递送起搏信号、复律信号或除颤信号，并且在检测到心室纤颤时向患者的心脏递送除颤电信号。起搏信号通常具有比复律信号或除颤信号更低的能量。

在一些情况下，患有心力衰竭的患者是利用心脏再同步治疗(CRT)来治疗的。CRT是心脏起搏的形式。在一些示例中，CRT涉及起搏脉冲到两个心室的递送以便使它们的收缩同步。在其他示例中，CRT涉及起搏脉冲到一个心室的递送以便所述心室的收缩与另一个心室的收缩同步，诸如将左心室起搏成使其收缩与右心室的收缩同步。CRT是各种心脏起搏模式的一个示例，在CRT模式中，刺激在一个腔室或位置处的事件之前或之后一定间期的时间被递送到另一个腔室或位置。在一个腔室或位置处的事件可以是将起搏脉冲递送到这个腔室或位置，或者检测到这个腔室或位置处的固有心脏去极化。

在一些示例中，第一电极对将起搏脉冲递送到腔室，并且相同或不同的电极对检测腔室中指示夺获的电信号(例如，诱发响应)。在其他示例中，设备通过起搏刺激来检测心脏在靶部位的机械收缩，作为夺获心脏的证据。通常，夺获阈值确定或管理涉及以逐渐增大或减小的振幅(例如，电压振幅或电流振幅或者脉冲宽度)递送起搏刺激、并且标识夺获或失夺获发生的振幅。

具体实施方式

心脏起搏器通过递送电治疗信号(诸如用于起搏的电脉冲)来向心脏提供治疗刺激。心脏起搏器中的电荷泵将起搏脉冲能量从电池递送到保持电容器，并且保持电容器将治疗信号递送到心脏腔室。治疗信号有效地使心脏起搏所需的电压可能因患者以及患者的腔室而变化。即使在同一患者的同一腔室内，有效地使心脏起搏所需的电压也可能随时间而变化。另外，起搏器中电池的输出电压通常随时间而变化。

电荷泵向保持电容器供应等于电池电压乘以K因子的电压。电池电压与电荷泵电压之间的关系由下面的等式1示出，并且电池电流与电荷泵电流之间的关系由下面的等式2示出。

V_电荷泵＝V_电池×K_因子 (1)

I_电池＝I_电荷泵×K_因子 (2)

K因子可以小于、等于或大于1。例如，在没有任何系统损耗的情况下，K因子为1/3时3V电池产生1V的起搏电压。作为另一个示例，在没有任何系统损耗的情况下，K因子为3/2时3V电池产生4.5V的起搏电压。电荷泵通常输出高于目标起搏电压的电压。因此，较高的起搏电压需要较高的K因子，而较低的起搏电压需要较低的K因子。

对于典型的起搏器，来自电池的用于起搏的电流是电池上最重要的负载，特别地对于CRT，以较大的时间百分比且以相对较高的电压起搏的心力衰竭患者。最高效的K因子(即最小化电池消耗并最大化电池寿命的K因子)是为最小电流提供所需起搏输出电压的K因子。例如，在没有任何系统损耗的情况下，K因子为1/3时可以从3V电池生成1V的起搏电压，这导致与直接从电池对保持电容器进行充电相比电池的电流消耗减少到1/3。

考虑到上述起搏电压变化和电池电压变化，电荷泵通常被设计成在多个离散模式下操作，其中每个模式对应于不同的K因子。在现有技术中，模式的数量(即，K因子比率的数量)通常是受限的，很大程度上是由于在电荷泵电路系统中实施这些比率所需的添加的电容器部件和IC开关。具有增加模式的优点是能够使用更紧密地将输出起搏电压与可用电池电压匹配的K因子，这潜在地减少电池上的电流消耗并因此增加电池寿命。

通常，电荷泵被配置为实施增量为¹/₂的范围从¹/₂到4的K因子。本公开的电荷泵架构被设计成与先前的架构相比实现更大数量的k因子乘数，同时最小化所需的外部部件的数量。更具体地，本公开描述了用于添加0.75倍和1.25倍的K因子的技术。本公开的技术利用2相时钟来提供增加的比率，同时具有最少的附加电容器或添加的时钟相。大约2.0V是常见的起搏电压。新电池可能具有略高于3.0V的输出电压，其中在电池的大部分寿命期间输出电压保持高于2.8V，使得0.75倍成为许多常见起搏场景的优选K因子。随着电池老化，输出电压可能会充分下降，因此剩余的电池容量需要为1.25倍的K因子。因此，与仅提供1.0倍、1.5倍和2.0倍的K因子的现有电荷泵相比，添加的0.75倍和1.25倍的K因子可以实现相当大的电池电流消耗节省和寿命增加。

本公开还描述了用于基于充电的保持电容器电压来实施K因子的自动切换的技术。通过选择仍将达到目标起搏电压的最小k因子乘数来最小化电池电流，因此更多的k因子可以实现更好的电流消耗优化。

图1是展示了可以用于监测患者14的心脏12和/或向患者的心脏提供治疗的示例系统10的概念图。患者14通常但并不必须是人。系统10B包括IMD 16，所述IMD联接到引线18、20和22以及编程器24。IMD 16可以是例如植入式起搏器、复律器和/或除颤器，其经由联接到引线18、20和22中的一根或多根引线的电极来向心脏12提供电信号。

引线18、20、22延伸到患者16的心脏12中以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1中示出的示例中，右心室(RV)引线18延伸通过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并且进入冠状窦30至相邻于心脏12的左心室32的游离壁的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。本公开的技术不限于具有特定数量的引线的IMD，并且可以在使用更多或更少引线的设备中实施。例如，本公开的技术还可以在使用比IMD 16更少的引线的单腔室设备或双腔室设备中实施。本公开的技术还可以在血管外设备中实施，所述血管外设备在心脏中不使用引线并且仅使用皮下引线或胸骨下引线。本公开的技术还可以在心内设备(诸如经导管起搏器)中实施，所述心内设备没有从所述设备延伸的引线。

IMD 16可以经由联接到引线18、20、22中的至少一根引线上的电极(在图1中未示出)来感测伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号。在一些示例中，IMD 16基于在心脏12内感知的电信号来向心脏12提供起搏脉冲(例如，用于心动过缓起搏(CRT)、或抗心动过速起搏(ATP))。由IMD 16使用的用于感测和起搏的电极的配置可以是单极的或双极的。IMD16还可以经由位于引线18、20、22中至少一根引线上的电极来提供除颤治疗和/或复律治疗。IMD 16可以检测心脏12的心律失常(诸如心室28和32的纤颤)，并且将除颤治疗以电脉冲的形式递送到心脏12。在一些示例中，IMD 16可被编程成用于递送治疗的进展，例如，具有升高的能量水平的脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。IMD 16采用在本领域中已知的一种或多种纤颤检测技术来检测纤颤。

在一些示例中，编程器24可以是手持式计算设备或计算机工作站。用户(诸如内科医师、技术员、或其他临床医师)可以与编程器24交互以便与IMD 16通信。例如，用户可以与编程器24交互以便从IMD 16中检索生理信息或诊断信息。用户还可与编程器24交互以便对IMD 16进行编程，例如选择IMD的操作参数值。

例如，用户可以使用编程器24来从IMD 16中检索关于心脏12的节律、所述心脏节律随时间推移的趋势或心律失常事件的信息。作为另一个示例，用户可以使用编程器24来从IMD 16中检索关于患者14的其他感知生理参数的信息，诸如心内压或血管内压、活动、姿势、呼吸、或胸阻抗。作为另一个示例，用户可以使用编程器24从IMD 16检索关于IMD 16或系统10的其他部件(例如，引线18、20和22或IMD 16的电源)的性能或完整性的信息。用户可以使用编程器24来编程治疗进展，选择用于递送除颤脉冲的电极，选择用于除颤脉冲的波形，或者选择或配置用于IMD 16的纤颤检测算法。用户还可以使用编程器24来编程由IMD14提供的其他治疗(诸如复律治疗或起搏治疗)的各方面。

IMD 16和编程器24可以使用本领域已知的任何技术经由无线通信进行通信。通信技术的示例可以包括例如低频或射频(RF)遥测术，但是也考虑其他技术。在一些示例中，编程器24可以包括编程头，所述编程头可以接近患者身体靠近IMD 16植入位点放置，以便改善IMD 16与编程器24之间的通信质量或安全性。

图2是更加详细地展示了治疗系统10的IMD 16和引线18、20和22的概念图。引线18、20、22可以经由连接器块34被电联接到IMD 16的信号发生器和感测电路系统。

引线18、20、22中的每一根引线包括承载一个或多个导体的细长绝缘引线体。电极40和42被定位成与引线18的远端相邻，并且电极48和50被定位成与引线22的远端相邻。在一些示例配置中，引线20可以是四极引线，并且因此包括定位成与引线20的远端相邻的四个电极，即电极44A至44D。电极40、44A至44D和48可以采取环形电极的形式，并且电极42和50可以采取对应地可回缩地安装在绝缘电极头52和56内的可延长螺旋尖端电极的形式。

引线18和22还分别包括可以采取线圈形式的细长心内电极62和66。另外，引线18、20、22中的一根引线(例如，如图2中所见的引线22)可以包括用于递送电刺激(例如经静脉除颤)的上腔静脉(SVC)线圈67。例如，可以通过上腔静脉***引线22，并且可以将SVC线圈67放置在例如右心房/SVC连结处(低SVC)或左锁骨下静脉(高SVC)中。每个电极40、42、44A至44D、48、50、62、66和67可以被电联接到其相关联的引线18、20、22的引线体内的对应导体，并且由此被单独联接到IMD 16的信号发生器和感测电路系统。

在一些示例中，如图2中所展示的，IMD 16包括一个或多个壳体电极(诸如壳体电极58)，所述一个或多个壳体电极可以与IMD 16的气密壳体60的外表面一体地形成或以其他方式被联接到壳体60。在一些示例中，壳体电极58由IMD 16的壳体60的面朝外部分的非绝缘部分限定。可以采用壳体60的绝缘部分与非绝缘部分之间的其他区分来限定两个或更多个壳体电极。在一些示例中，壳体电极58包括基本上全部的壳体60。

IMD 16可以经由电极40、42、44A至44D、48、50、58、62、66和67感测伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号。这些电信号经由对应引线18、20、22、或在壳体电极58的情况下经由被联接到壳体电极的导体被传导到IMD 16。IMD 16可以经由电极40、42、44A至44D、48、50、58、62、66和67的任何组合来感测此类电信号。此外，电极40、42、44A至44D、48、50、58、62、66和67中的任一个都可以与壳体电极58组合地用于单极感测。

在一些示例中，IMD 16经由电极40、42、44A至44D、48和50的组合递送起搏脉冲，以产生心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，IMD 16经由电极40、42、44A至44D、48和50中的任一者与呈单极配置的壳体电极58组合来递送起搏脉冲。例如，可以使用电极40、42和/或58向心脏12递送RV起搏。另外或可替代地，可以使用电极44A至44D和/或58向心脏12递送LV起搏，并且可以使用电极48、50和/或58向心脏12递送RA起搏。

此外，IMD 16可以经由细长电极62、66和67和壳体电极58的任何组合来向心脏12递送除颤脉冲。还可以使用电极58、62和66向心脏12递送复律脉冲。电极62、66和67可以由任何适合的导电材料制成，所述导电材料诸如但不限于铂、铂合金或已知可用于植入式除颤电极的其他材料。

在图1和图2中展示的治疗系统10的配置仅仅是一个示例。在其他示例中，取代或除了图1和图2中展示的经静脉引线18、20、22之外，治疗系统可以包括心外膜引线和/或片电极。进一步地，IMD 16不需要植入患者14体内。在IMD 16未被植入患者14体内的示例中，IMD 16可以经由经皮引线来向心脏12递送除颤脉冲和其他治疗，所述经皮引线通过患者14的皮肤延伸到心脏12内或外的各个位置。

另外，在其他示例中，治疗系统可以包括联接到IMD 16的任何适合数量的引线，并且各引线可以延伸到心脏12内或邻近心脏的任何位置。例如，治疗系统的其他示例可以包括如图1和图2中所展示那样定位的三根经静脉引线、以及定位在左心房36内或邻近左心房的附加引线。进一步地，在一些示例中，治疗系统包括无引线的(例如，经导管的和/或心内的)起搏器，所述无引线起搏器被配置为在没有引线的情况下例如经由形成在其壳体上或形成为其壳体的一部分的电极来向心脏递送起搏脉冲。此类无引线起搏器可以被配置为实施本文描述的起搏电路系统和技术。

图3是展示了IMD 16的一个示例配置的框图。本公开的技术不限于特定类型的IMD，并且可以实施为多种IMD，包括包含关于IMD 16未描述的特征的IMD、以及不包含IMD16的某些特征的IMD。例如，尽管IMD 16是血管内IMD，但是本公开的技术也可以在血管外IMD中实施。

在图3所展示的示例中，IMD 16包括电池78、处理器80、存储器82、信号发生器84、电感测电路系统86、以及遥测电路系统88。IMD 16进一步包括夺获检测电路系统90，所述夺获检测电路系统本身包括诱发响应检测电路系统94和定时器电路系统96。存储器82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80执行时使IMD 16和处理器80执行贯穿本公开归属于IMD 16、处理器80或夺获检测电路系统90的各种功能。可以将计算机可读指令编码在存储器82内。存储器82可以包括计算机可读存储介质，包括任何易失性、非易失性、磁性、光学或电介质，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)、闪存存储器或任何其他数字介质。

电池78向IMD 16供应能量，包括用于生成起搏信号的能量。虽然在图3中电池78仅被示出为连接到信号发生器84，但应当理解，电池78可以为IMD 16的所有功能提供所有电力。

处理器80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系统中的任何一者或多者。在一些示例中，处理器80可以包括多个部件，诸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、或者一个或多个FPGA、以及其他离散或集成逻辑电路系统的任何组合。归属于本文的处理器80的功能可以具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。在一个示例中，夺获检测电路系统90、诱发响应检测电路系统94和定时器电路系统96可以被存储或编码为存储器82中由处理器80执行的指令。

处理器80控制信号发生器84根据可以存储在存储器82中的所选择的一个或多个治疗程序来向心脏12递送刺激治疗，例如心脏起搏或CRT。信号发生器84例如经由对应引线18、20、22的导体或者在壳体电极58的情况下经由布置在IMD 16的壳体60内的电导体而电联接到电极40、42、44A至44D、48、50、58、62和66。信号发生器84被配置为生成电刺激治疗并且经由电极40、42、44A至44D、48、50、58、62和66的所选择组合向心脏12递送所述电刺激治疗。在一些示例中，信号发生器84被配置为递送心脏起搏脉冲。在其他示例中，信号发生器84可以以其他信号的形式(诸如正弦波、方波或其他基本上连续的时间信号)来递送起搏或其他类型的刺激。

信号发生电路系统84可以包括例如电压转换电路系统、电荷泵电路系统、以及一个或多个电容器，例如用于递送起搏脉冲。信号发生器84还可以包括开关电路系统(未示出)，并且处理器80可以使用所述开关电路系统来选择(例如，经由数据/地址总线)使用可用电极中的哪些来递送起搏脉冲。处理器80还可以控制电极40、42、44A至44D、48、50、58、62和66中的哪一个被联接到信号发生器84以便例如经由开关电路系统生成刺激脉冲。开关电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将信号选择性地联接到所选电极的任何其他类型的开关设备。

电感测电路系统86监测来自电极40、42、44A至44D、48、50、58、62或66中的至少一个电极的信号，以便监测心脏12的电活动。电感测电路系统86可以包括例如滤波器和放大器，以调节在电极处感知的电信号和/或检测信号内的特定特征。电感测电路系统86还可以包括开关电路系统以便选择使用可用电极中的哪些来感测心脏活动。在一些示例中，处理器80经由电感测电路系统86内的开关电路系统来选择充当感测电极的电极或感测向量。

电感测电路系统86包括多个检测信道，所述多个检测信道中的每一个可以选择性地联接到电极40、42、44A至44D、48、50、58、62或66的对应组合以便检测心脏12的特定腔室的电活动。每个检测信道可以包括放大器，所述放大器响应于在心脏12的对应腔室中检测到诸如去极化等事件而向处理器80输出指示。以这种方式，处理器80可以检测R波和P波在心脏12的各腔室中的发生。

存储器82存储由处理器80使用以控制信号发生器84递送起搏脉冲的间期、计数器或其他数据。此类数据可以包括由处理器80使用以控制向左心室和右心室中的一者或两者递送起搏脉冲以进行CRT的间期和计数器。在一些示例中，这些间期和/或计数器由处理器80使用以控制递送起搏脉冲相对于例如另一腔室中的固有或起搏事件的计时。

在一个示例中，夺获检测电路系统90使用来自电感测电路系统86的信号来在信号发生器84递送起搏脉冲时检测夺获和/或不足夺获。经由开关电路系统，处理器80可以控制电极40、42、44A至44D、48、50、58、62和66中的哪一个联接到电感测电路系统86以检测在向腔室(例如，LV)递送起搏脉冲之后的诱发响应，以便判定起搏脉冲是否夺获了所述腔室。存储器82可以存储预定间期或电压阈值，所述预定间期或电压阈值限定检测到的信号是否具有足够的振幅并且是否相对于起搏脉冲被适当地计时从而被认为是诱发响应。在一些示例中，用于检测夺获的电感测电路系统86的信道包括放大器，当检测到的信号具有足够的振幅时，所述放大器向处理器80提供指示。

处理器80控制用于递送起搏脉冲以及用于检测夺获和/或失夺获的电极配置的选择。例如，处理器80可以与信号发生器84通信以选择两个或更多个刺激电极，以便生成用于递送到心脏12的选定腔室的一个或多个起搏脉冲。处理器80还可以与电感测电路系统86通信，以便基于由信号发生器84向其递送起搏脉冲的腔室来选择两个或更多个感测电极以进行夺获检测。

在图3的示例中，夺获检测电路系统90能够在夺获检测测试期间检测夺获和LOC。夺获检测电路系统90使用定时器电路系统96来确定何时递送起搏脉冲。另外，如图3中所见，夺获检测电路系统90进一步包括用于检测诱发响应的振幅和定时的诱发响应检测电路系统94。

使用本公开的某些技术，夺获检测电路系统90可以针对多个起搏向量中的每个起搏向量通过以各种电压电平递送起搏脉冲并确定夺获/失夺获(LOC)发生的电压来确定每个所述向量的起搏夺获阈值。

信号发生器84可以包括根据本公开的技术的电荷泵。图4示出了可以包括在信号发生器84中的电荷泵100的示例。电荷泵100连接到电池78并在C_保持上产生输出电压，所述输出电压等于电池78的电压乘以K因子。

图5A示出了根据本公开的技术的电荷泵100的更详细的实施方式。电荷泵100连接到电池78并且向保持电容器104(C_保持104)递送输出电压。电荷泵100包括电容器CP1、CP2、CP3和CP4、以及开关S1至S20。应当理解，为了便于说明，图5A表示实际电荷泵的简化版本。例如，在真实世界的实施方式中，C_保持104实际上可以被实施为四个保持电容器，其中任何开关(开关S1至S20中的任何一个)被实施为公共节点与相应保持电容器之间的四个开关。这四个保持电容器可以对应于心脏的四个腔室，例如心房(A)、右心室(RV)、左心室(LV)和支持器(S)。支持器(S)保持电容器有时可以与另一保持电容器并联使用，以在诸如ATP等快速起搏需求期间、以及在需要与起搏腔室中的振幅值不同的第四振幅值的情况下(诸如在起搏阈值测试期间的较高振幅备用起搏期间)提供更高的电流容量。对于单腔室设备或双腔室设备，可以使用少于四个保持电容器。另外，C_保持104的正向连接器可以经由未在图5A中明确示出的开关连接到VSS和B_plus。

支持器电容器可以被配置为通过开关矩阵起搏到任何其他腔室。支持器电容器的一个目的是：在RV夺获管理期间，IMD 16可以通过RV引线对支持器电容器进行3次起搏步测、然后是对RV保持电容器的测试起搏、接着是对支持器电容器的备用步测。所述顺序的一个目的是使支持器电压足够高以保证心脏组织的夺获，同时在夺获例程期间改变测试起搏振幅以确定夺获发生或夺获丢失的电压。如果测试起搏没有夺获心脏，那么备用起搏的目的是夺获心脏。如果测试起搏确实夺获了心脏，则在不应间期期间发生备用起搏，因此备用起搏不会夺获心肌或开始另一次起搏。

图6示出了展示了针对每个充电模式和泵送模式的k因子以及图5A的电荷泵100的相应开关闭合的表格。在图6的表格中，X意味着在实施相应行的模式时闭合相应列的开关。模式名称中的分数表示这种模式的K因子。例如，泵送模式A 1/2倍对应于K因子为¹/₂的泵送模式A。作为另一个示例，泵送模式B 4倍对应于K因子为4的泵送模式B。

电荷泵100被配置为在两种主要模式(本文称为模式A和模式B)下操作，其中每种主要模式具有多个子模式，而每个子模式对应于不同的K因子。模式A被设计为具有更多的分数k因子但是具有较低的最大乘数(即，图6中为3倍)。模式B具有较高的最大乘数(图6中为4倍)但具有较少的分数值。虽然模式A通常可以提供改善的电池寿命，但是如果一些患者的四个心脏腔室之一需要7/2倍或4倍的K因子以提供足够的起搏电压，则这些患者可能需要模式B。

电荷泵100还可以在直接模式(CM_1x)下操作，所述直接模式由直接从BPLUS对保持电容器充电的一组单独开关来实施。由于电荷泵是在起搏保持电容器之间共享的，因此充电模式是互斥的，即所有起搏保持电容器充电必须在同一充电模式下完成、并且必须从这种充电模式中选择k因子。因为泵电容器上的电压可能需要以高速率变化，因此逐个腔室地在充电模式A与充电模式B之间切换可能由于充电模式间的切换而发生的电荷转移从而浪费电流。

作为对充电模式的进一步说明，所有充电模式A的模式都是兼容的，因此如果一个电容器需要3/4倍的k因子而另一个需要5/4倍的k因子，则电荷泵不会消耗额外电流。此外，1倍充电模式可以与充电模式A或充电模式B一起使用。

电荷泵100与起搏输出capDAC振幅比较器一起操作，以泵送并监测保持电容器上的电压。在初始泵送时间期间，电荷泵100可以处于“快速”模式(例如，2kHz或8kHz泵送时钟)，直到满足所有保持电容器的电压。然后，电荷泵100可以进入维护模式(例如，256Hz泵时钟)以维持电压。

起搏电荷泵的目的是在起搏保持电容器上高效地生成经调节电压，然后使用所述起搏保持电容器经由输出电路开关向心脏递送(电流)能量。起搏电荷泵可以包括图5A中所示的电容式电荷泵，所述电容式电荷泵用于生成与电池电压、1倍充电和放电开关以及起搏振幅比较器成比例的电压。起搏振幅比较器指示保持电容器何时被完全充满电，以便关闭电荷泵从而防止在保持电容器上施加过多电压。起搏电荷泵在均可以被编程到不同起搏振幅的4个保持电容器(LV_c保持、A_c保持、RV_c保持和S_c保持)之间复用。

电荷泵100被配置为在充电模式和泵送模式两者下操作。充电模式对应于第一相位，在所述第一相位下电池上的开关对保持电容器闭合。泵送模式对应于第二相位，在所述第二相位下泵电容器连接到保持电容器。

图5A示出了电荷泵开关矩阵结构。注意，C_保持表示一个或多个(例如，四个)保持电容器，并且连接到所述保持电容器的任何开关表示公共节点与相应保持电容器之间的一个或多个(例如，四个)开关：心房(A)、右心室(RV)、左心室(LV)和支持器(S)。图6示出了针对每个充电模式和泵送模式的k因子以及相应的开关闭合。CP1至CP4表示4个起搏电荷泵电容器。在电荷泵100的一种实施方式中，CP1至CP3的电容为100nF，并且CP4的电容为470nF，但是还可以使用许多电容值。

用于起搏电荷泵的基本开关时钟可以称为CP_CLK。电路的充电相位与CP_CLK同相，而泵送相位与CP_CLK异相。非重叠时钟发生器用于从CP_CLK产生非重叠的CHG信号和PMP信号。非重叠通过电荷泵开关防止了BPLUS与VSS(例如，地)之间的撬棍电流。虽然可以不指定时钟的频率，但是每个占空比相位通常都需要具有足够的持续时间以将整个电荷转移通过每个相位。频率需要足够大以完成整个电荷转移。而且，驱动开关的电压需要大于泵送电压或保持电压，以确保开关功能具有最小的开关阻抗。可以调整泵送频率以提供更高速率及更高电压的治疗，诸如ATP。ATP通常需要基本上受电池输出阻抗、开关阻抗和电荷转移持续时间限制的最大起搏能量。

图6的表中的信号名称表示开关被闭合以及所述开关是在充电模式还是在泵送模式下使用。例如，S4C表示对在充电模式下起搏电荷泵开关4的控制。开关控制信号与相应的CHG信号或PMP信号进行“与”运算。如果开关可以在充电模式或泵送模式下有效，则“与”运算后的信号被“或”运算在一起以驱动开关控制信号。注意，“与”的“或”可以仅使用NAND门作为DeMorgan等效功能来完成。

以这种方式控制开关允许设置充电模式和泵送模式两者，并且允许在保持电容器的一组充电间期期间仅触发CP_CLK。由于非重叠时钟，开关在“先断后合”模式下工作，使得在发生从充电模式到泵送模式以及从泵送模式到充电模式的转变时所有开关都打开的时间很短。所有开关驱动信号都发生电平移动，以驱动最终的MOSFET开关。

图5B示出了电荷泵的操作的示例以及非重叠泵相。图5B示出了在保持电容器C_h上产生2倍电压的示例。在相位1(F1)期间，S1和S2闭合，这将C_p从V_电池连接到地。在相位2(F2)期间，S3和S4闭合，这将电荷转移到C_h。可以产生的最大电压(V_ch)是电池电压的两倍。

时钟相Phi 1和Phi 2不能同时有效，因此它们被实施为非重叠时钟。在图5B中的电路图下方，时钟CP_CLK用于生成CHARGE(CHG)和PUMP(PMP)。CHARGE相位对应于PHI 1，并且PUMP相位对应于PHI 2。图5B还示出了当电荷从泵电容器转移到保持电容器时C_保持上的(在所述电容器两端测得的)电压如何增大。每一步的时间常数是由开关的有效电容和电阻引起的。当C_h两端的电压很小时，步数最大，因为几乎所有的电荷都从C_p转移到C_h。随着C_h增大，更少的电荷发生转移并且步长减小。这在描述中进入量化步长。如果将数百步组合在一起，每一步的步长减小，则整个包络看起来像RC充电曲线的阶梯式版本，其中R是有效泵电容和频率的函数(其是描述中的所有taus)。

图7A至图7P展示了电荷泵100可以被配置为实施的各种模式。换言之，图7A至图7P展示了具有对应于不同模式的不同开关配置的电荷泵100的操作。

在不使用保持电容器来递送起搏的时间期间，保持电容器的顶板通过低阻抗开关(大约5到20欧姆)连接到BPLUS。1倍电荷泵送模式使用在保持电容器底板与VSS之间串联连接的PMOS FET开关来“泵送”保持电容器。1倍串联充电开关的大小适合每个电荷泵操作时钟频率(256Hz、2048Hz和8192Hz)，使得每个频率下的量化误差与具有夺获管理功能的先前Brady平台相似。充电时间常数是保持电容器乘以有效开关阻抗。有效开关阻抗是开关“接通”阻抗除以开关占空比。对于50％的占空比，有效开关阻抗是开关“接通”阻抗的2倍。

图7A是展示了当电荷泵100的开关被设置(即，打开或闭合)为实施充电模式A时电荷泵100的操作的功能图。在充电模式A(例如，图7A)中，CP1和CP2串联连接在BPLUS两端，使每个电容器上充电到1/2B_plus。在充电期间，CP4连接到BPLUS的两端以获得完整的1倍B_plus。CP3仅用于模式A中的CMA_3_4_x(0.75倍)和CMA_5_4_x(1.25倍)泵送模式，因此对于这些泵送模式，CP3连接到保持电容器，如图7A所示。当保持电容器上的电压接近零时，CP3会快速充电到接近完整的B_plus电压，因为CP3的电容比保持电容器低100倍。当保持电容器充电时，CP3充电到较低电压直至稳态为1/4倍的B_plus。对于其他充电模式A的配置，不使用CP3。

图7B是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施充电模式B时电荷泵100的操作的功能图。在充电模式B中，CP1和CP2串联连接在BPLUS两端，从而使每个电容器两端充电到1/2B_plus。在充电期间，CP3和CP4连接到BPLUS的两端以获得完整的1倍B_plus。

图7C是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施充电模式A 1/2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMA 1/2倍泵送模式，CP1和CP2并联连接到保持电容器，如图C所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式3示出。

图7D是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式A 3/4倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMA 3/4倍泵送模式，CP1和CP2并联连接并在保持电容器两端与CP3串联，如图7D所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式4示出。

时间常数的分母中的因子“m”是由于在充电相位期间CP3与保持电容器的连接，所述连接在此时间期间有效地泵送保持电容器。由于保持电容器在这两个相位期间被“泵送”，因此总时间常数是图7D中所见的并联/串联泵电容器与仅如图14中所见的CP3的组合，在这两个时钟相上都发生保持电容器充电。在使用两个相位时，CP3的有效阻抗是单相泵的有效阻抗的一半。在一些实施方式中，“m”可以等于4。

图7E是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式A 5/4倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMA 5/4倍泵送模式，CP1和CP2并联连接并在保持电容器两端与CP3串联，如图7E所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式5示出。

时间常数的分母中的因子“m”是由于在充电相位期间CP3与保持电容器的连接，所述连接在此时间期间有效地泵送保持电容器。由于保持电容器在这两个相位期间被“泵送”，因此总时间常数是图7D中所见的并联/串联泵电容器与仅如图7A中所见的CP3的组合，在这两个时钟相上都发生保持电容器充电。在使用两个相位时，CP3的有效阻抗是单相泵的有效阻抗的一半。对于这个设计，“m”为4。泵相示出了大于1倍的k因子如何将泵电容器引用到VSS。

对于上述3/4倍模式和5/4倍模式，保持电容器在充电相位和泵送相位期间都被“泵送”，或者可替代地，保持电容器成为CP3的充电电压。这适用于3/4倍和5/4倍，其中在充电相位期间仅CP3的配置不同。使用两相时钟能够实现每单位时间内更多次泵送，从而更快地为保持电容器充电。当共享电荷泵时，可以期望快速充电，尤其是当起搏频率增加并且起搏之间的时间减少时。

图7F是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式A 3/2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMA 3/2倍泵送模式，CP1和CP2并联连接到保持电容器，如图7F所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式6示出。

图7G是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式A 2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMA 2倍泵送模式，CP1和CP2的串联组合与CP4并联连接到保持电容器，如图7G所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式7示出。

图7H是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式A 5/2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMA 5/2倍泵送模式，CP1和CP2的并联组合与CP3串联连接到保持电容器，如图7H所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式8示出。

图7I是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式A 3倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMA 3倍泵送模式，CP1、CP2和CP3的串联组合连接到保持电容器，如图7I所示。所估计的保持电容器电压由等式9示出。

图7J是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式B 1/2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMB 1/2倍泵送模式，CP1和CP2并联连接到保持电容器，如图7J所示。所估计的保持电容器电压如下面的等式10所示。

图7K是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式B 3/2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMB 3/2倍泵送模式，CP1和CP2并联连接到保持电容器，如图7K所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式11示出。

图7L是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式B 2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMB 2倍泵送模式，CP3和CP4并联连接到保持电容器，如图7L所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式12示出。

图7M是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式B 5/2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMB 5/2倍泵送模式，CP1和CP2的并联组合与CP4串联连接到保持电容器，如图7M所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式13示出。

图7N是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式B 3倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMB 3倍泵送模式，CP3和CP4的串联组合连接到保持电容器，如图7N所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式14示出。

图7O是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式B 7/2倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMB 7/2倍泵送模式，CP1和CP2的并联组合与CP3和CP4串联连接到保持电容器，如图7O所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式15示出。

图7P是展示了当电荷泵100的开关被设置为实施泵送模式B 4倍时电荷泵100的操作的功能图。对于CMB 4倍泵送模式，CP1、CP2、CP3和CP4串联连接到保持电容器，如图7P所示。所估计的保持电容器电压由下面的等式16示出。

图8是展示了放电模式的功能数据报。有时需要将保持电容器放电到较低的起搏电压。保持电容器在正常的“泵送”窗口期间放电，并继续放电(例如，Sd和Shp闭合)直到起搏振幅比较器确定C_保持电压处于可接受的电压电平。放电开关可以像其他泵开关一样由时钟控制，因此可以在每次放电“泵送”之间测量值。

由于“泵送”相位而引起的起搏保持电容器上的电压步长的幅度可能是重要的，因为该电压步长是保持电容器应当超过其预期起搏振幅目标的最大值。起搏振幅比较器在保持电容器没有被泵送时(特别是泵电容器的“充电”相位)测量保持电容器，并且在该测量期间预期电压是稳定的，并且然后基于这个测得的电压来判定是否需要附加泵送。因此，如果振幅刚好低于触发(trip)比较器所需的电压，则保持电容器将在达到目标振幅之前接收一次附加泵送。针对每个K因子设置的预期量化电压由下面的等式17确定。

其中：

C_泵＝针对电荷泵k因子设置的有效泵电容(参见k因子描述中的时间常数，分母中频率的乘数是有效泵电容)

C_保持＝起搏保持电容。

M＝起搏k因子乘数

V_bplus＝电池电压。

V_c保持＝在被“泵送”之前的起搏保持电容器电压。

在针对特定k因子的最小起搏振幅设置下发生最坏情况的量化步长。

起搏电荷泵开关的一个潜在设计目标是足够低的阻抗，使得在充电相位和泵送相位期间的电压已经在充电间期或泵送间期期间稳定。这意味着任何阻抗计算或时间常数计算都可以仅基于电容器值和时钟频率，而不必考虑不完整的电荷转移。各个开关在下面按实施方式来分组并根据开关编号进行标识，如图5A所示。

开关S1、S15和S19将电荷泵电容器连接到B_plus。开关S2、S6、S9、S13、S16和S18将电荷泵电容器连接到VSS。例如，这些开关可以由较大的HV PMOS开关构成，所述较大的HVPMOS开关的栅极被驱动到BPLUS以断开并被驱动到N3VDD以接通。在可以增大起搏脉冲振幅和/或频率的ATP升压模式期间，并联接通另一个较大的PMOS开关以降低开关阻抗。

开关S3、S4、S5、S10、S11、S14和S20将电荷泵电容器彼此连接。所述开关是镇流NMOS开关元件(与起搏开关元件相同)阵列，所述阵列通过将其栅极电压驱动到BPLUS/VDD电源电压而接通并通过将其栅极电压驱动到开关元件的N3VDD或阱的较低电源电压而断开。阱本身使用开关元件的阱切换功能来选择开关端子的最低电压。在ATP升压模式期间，并联接通另一个开关元件以降低开关阻抗。

开关S7、S8、S12和S17将电荷泵电容器连接到保持电容器。在图5A中所示的每个开关位置处，每个保持电容器都有单独的开关。例如，S7将CP2底板连接到保持电容器的底板。各个开关由其所连接的保持电容器来指定，诸如分别用于心房电容器、右心室电容器、左心室电容器和支持器保持电容器的S7A、S7RV、S7LV和S7S。

所述开关可以使用与交叉耦合开关相同的配置。在ATP升压模式期间，与S17并联接通另一个较大的开关元件以降低开关阻抗。

电荷泵100可以在多种使用条件下操作。此类使用条件的示例是正常起搏、夺获管理、以及诸如充电、ATP或遥测等高电流条件。在正常起搏中，目标是通过监测电池电压并优化k因子选择来最大化电池寿命。对于夺获管理，更加强调在电荷泵中具有足够高的余量以满足目标振幅。在高电流条件下，电池可能会从标称的测得电压被显著下拉，因此k因子选择应假设k因子选择时的电池电压最小。虽然增加夺获管理和高电流条件的余量或k因子乘数可能比正常的起搏优化消耗更多电流，但这些都是短期事件，因此电池电流的增大在设备的整个寿命期间并不显著。

设计k因子选择算法的一个挑战是在倍增的电池电压与目标起搏电压之间提供足够的附加余量，以考虑电池电压的变化、起搏开关损耗变化、起搏电压测量结果变化和部件过程变化。在没有反馈的“开环”系统中，这需要增加余量，从而可能导致选择比所需更高的k因子并消耗更多电流。

对于本公开中描述的硬件/固件实施方式，选择最佳k因子作为电池电压、编程的起搏振幅和标称起搏开关损耗的函数。起搏输出硬件已经增加了用于监测是否逐步满足目标电压的能力。如果不满足目标电压，则起搏硬件向固件选择算法发送“100％未满足”中断，这会自动将起搏硬件递增到下一个更高的k因子。在知道系统将仅在必要时才选择更高的k因子的情况下，这种功能补偿了先前提到的变化，使得初始计算的k因子可以针对典型值而不是最坏情况值。

为了防止瞬态高电流事件使k因子长期递增并增加电流消耗，在重新编程任何起搏振幅的情况下或者在计划的电池电压测量之后，固件重新计算最佳k因子。在这个过程之后，系统返回到起搏振幅监测模式。

电荷泵100可以被配置为周期性地调整K因子，以便选择最大化K因子的电池。k因子的选择公式由等式(18)给出。

V_起搏表示编程的起搏电压，并且ACF表示补偿起搏开关路径中的损耗的振幅校正因子(也称为过充电比率)。V_起搏×ACF对应于保持电容器的目标电压。余量是高于发生转变的目标电压的最小电压电平，并且V_电池是测得的电池电压。下面的表1和表2示出了用于对起搏输出K因子寄存器中的k因子进行编码的十六进制值。K因子编码被映射成使得可以通过递增k因子来进行k因子排序。1倍模式被解码两次：一次是在模式A下进行解码，并且一次是在模式B下进行解码。

MSIC增量3K因子编码

K因子	十六进制代码(4位)
		CMA_1_2x	0x0h
CMA_3_4x	0x1h
		CMA_1x	0x2h
CMA_5_4x	0x3h
		CMA_3_2x	0x4h
CMA_2x	0x5h
		CMA_5_2x	0x6h
CMA_3x	0x7h
		CMB_1_2x	0x8h
CMB_1x	0x9h
		CMB_3_2x	0xAh
CMB_2x	0xBh
		CMB_5_2x	0xCh
CMB_3x	0xDh
		CMB_7_2x	0xEh
CMB_4x	0xFh

k因子的选择也将利用起搏输出中断或POINT。可以激活此中断以进行起搏振幅监测和有效再充电比率监测。对于起搏振幅监测，如果未满足90％的目标保持电容器振幅(传统操作)或者如果未满足100％的目标振幅，则可以将中断配置为在起搏发生之后触发。100％未满足向固件指示电荷泵在起搏发生时从未达到目标电压，因此泵从未离开快速模式。通过使用100％未满足的中断，起搏电荷泵基本上可以通过计算最佳k因子并在中断发生时递增到下一个值来进行“自动微调”。这允许我们将余量电压设置为0，因为中断和增量环路补偿了起搏振幅比较器在过程、电压和温度上的任何变化。

90％未满足与100％未满足之间的切换由中断屏蔽寄存器来控制。如果振幅比较器DAC(ampDAC)在正在被起搏的腔室上尚未检测到100％完成条件，则设置此位会生成中断。如果ampDAC在正在被起搏的腔室上尚未检测到90％完成条件，则清除此位会生成中断。

判定是否达到目标振幅的90％或100％的能力可以允许系统或用户在最大化电池效率(寿命)与最大化起搏振幅准确度之间进行折衷。而且，可以使用较宽容差(即90％)振幅测量结果来触发故障/异常处理逻辑，以便排除不合规格振幅的可能性，否则可能会影响敏感操作(诸如夺获阈值测试)的操作。

k因子选择算法应当首先尝试从充电模式A中进行选择。如果任何腔室由于k因子容量耗尽而需要跳转到充电模式B(即，需要高于3倍的k因子)，则对于充电模式B，必须重新计算所有腔室k因子。

在高电流条件和夺获管理中，等式中的电池电压设置为最小预期电压而不是使用最后测得的电池电压。这将取决于系统中使用的电池。利用锂阳极/混合CFx+SVO阴极化学电池化学性质，可以使用2.2V的最小电池电压来计算k因子。选择(模式A与模式B等)的所有其他参数保持与用于常规起搏的参数相同。

图9示出了可以用于为电荷泵100选择K因子的算法的示例。图9的算法可以例如在存储器82中存储的并由处理器80执行的计算机可读指令(例如，软件或固件)中实施。K因子的选择可以例如基于图10中的表格。可以根据上面的等式(18)中的公式生成图10的表格，其中ACF考虑了IPG中的损耗并且余量＝0V。由于POINT“100％未满足”启用自动微调功能，因此可以将余量设置为0V。

图10的表格示出了所选起搏振幅(V_振幅)和k因子所需的最小电源电压。为了限制查找表的大小，可以将起搏振幅限制为用户可编程值，但是也可以实时地计算值。在诸如VCM等功能期间可能访问的任何中间振幅被视为下一个更高的用户可编程值。

为了使用所述表格，将读取最后一次电池电压测量结果。如果尚未发生电池测量，诸如在POR之后，则算法使用2.2V的默认最小电池电压。注意，对于此算法，BattVolt是由k因子算法使用的变量，并且可以表示实际测得的电池电压，或者针对特殊用例可以设置为默认电压。

对于每个编程的振幅，从振幅读遍表格mode_a，并找到电源电压小于测得的电池电压的最小k因子。如果未找到mode_a的k因子，则切换到表格mode_b。注意，所有k因子必须在同一模式的表格中。如果任何k因子必须使用mode_b，则所有k因子都必须使用表格mode_b来进行计算。

如果所选k因子的最小电压小于2.2V，则在下一次振幅编程或电池测量之前将不需要采取进一步行动，此时算法重新计算所有k因子。

现在将描述几个用例。一个示例用例是正常操作(自动微调)。在正常操作中，当发生电池测量或者当对腔室振幅进行编程时，重新计算k因子。对于每个腔室振幅，表格mode_a与电池电压结合使用以确定k因子。如果任何腔室需要比mode_a中可获得的更高的k因子，则必须从表格mode_b中选择所有k因子。通过配置处理器80中的寄存器，针对所有腔室启用100％未满足中断。

当在正常操作期间发生100％未满足中断时，生成中断的腔室的k因子递增到下一个更高的值。如果k因子处于最高mode_a并且发生中断，则使用表格mode_b并且将所有腔室都转换为mode_b的值。如果腔室达到最高mode_b的k因子，则不会发生进一步的递增。

在POR之后，将变量BattVolt设置为2.2V并且基于这个电压来选择k因子。此状态下的所有其他操作与正常操作相同。一旦发生有效的电池测量，就将BattVolt设置为最新的电池电压并进入正常操作状态。注意，在所有用例中，如果没有可用的有效电池测量结果，则BattVolt默认为2.2V。

高电流操作限定为需要更大电流量的一组用例。这包括蓝牙遥测会话和ATP。在高电流操作开始时，BattVolt设置为最小电平(小于2.1V)，禁用起搏中断，并且基于此最小电压从mode_b中选择k因子。一旦高电流操作完成，算法就将BattVolt变为2.2V，重新启用起搏中断，从表格mode_b中选择k因子并保持处于扩展高电流操作状态直到高电流定时器到期。这允许电池在回复到正常操作之前从高电流操作恢复。在高电流定时器到期时，BattVolt回复到上一次有效电池测量结果，并且恢复正常操作。

在进入夺获管理操作后，将PO中断设置为90％未满足模式。这是为了与夺获管理要求相匹配，即递送的起搏至少是预期值的90％。将BattVolt设置为2.2V，并且基于此电压从表格mode_b中选择k因子。每次写入新的测试起搏振幅时，都会重新计算k因子。如果生成了未满足90％的中断，则将此中断发送到夺获管理例程以在夺获管理例程处进行管理。在夺获管理结束时，BattVolt回复到上一次有效电池测量结果，并且恢复正常操作。

写入以下硬件寄存器会影响起搏输出起搏电荷泵状态机的操作：

PO_A_kf

PO_RV_kf

PO_LV_kf

PO_S_kf

PO_Aamp

PO_RVamp

PO_LVamp

PO_Samp

写入这些寄存器中的任何一个会触发电荷泵状态机的测量和充电周期，使得电荷泵状态机可以建立新值。在这个HW实施方式中，存在保持电容器已经被充电到特定电平或高于特定电平的指示，但是不存在保持电容器是否已经降至某个电平以下的指示。电压调节可以是有效单向的。换言之，如果保持电容器上的电容器电压不够高，则可以对保持电容器进行向上泵送直到满足目标值。一旦发生这种情况，IMD 16可以进入维护模式，以256Hz的频率进行检查。如果电容器太低，则可以对电容器进行一次泵送而无需重复检查。在接下来的256Hz间期内，可以再次对电容器进行检查。然而，可能不存在用于逐渐抽空以防止试图找到目标值不断上下“伺服(servoing)”的电荷泵送模式。放电模式可能是激进的(例如，每次“泵送”都是大跳转)，以便将电容器放电到远低于100％的电平。

由于这种测量能力，当写入上述寄存器之一时，示出已经满足电平的测量结果并不指示保持电容器先前是否被充电到较高的电压并且现在远高于新的编程振幅、或者保持电容器是否处于新编程值的适当电平。因此，如果写入这些寄存器之一并且测量状态表明已经满足电压，则保持电容器进入排放模式以从电容器排出电荷，使得保持电容器将从低于振幅测量结果触发点接近最终值。

用于减少破坏硬件寄存器的软错误的影响的方法之一是通过写入值来定期刷新寄存器。在这里提到的PO寄存器的情况下，即使写入相同的值也会触发排放/充电序列、浪费电流，从而影响寿命。为了减少寄存器刷新导致的电流消耗，可以遵循以下顺序：

1)固件可以保留硬件的振幅和kf寄存器的镜像副本，

2)如果四个硬件kf寄存器中的任何一个与固件镜像不同，则可以由固件副本写入这四个硬件kf寄存器，

3)如果这四个硬件振幅寄存器中的任何一个与固件镜像不同，则将由FW副本写入这四个HW振幅寄存器。

FW比较与HW比较的这种差异可以根据图9而在算法上发生、或者由于发生影响HW的软错误而发生。

在软错误的刷新顺序期间，仅当从硬件寄存器读取的值与相应固件寄存器中的值不同时，才应刷新起搏输出振幅和k因子寄存器。这个顺序称为“写入前读取”。

在一种示例实施方式中，处理器可以控制用户界面(例如，图11的编程器24的用户界面114)提供“复选框”或者可以从用户接收输入的某种其他图形。使用复选框，如果特定向量发生了不期望的肌肉和/或神经刺激，则临床医生可以向编程器24提供输入。换言之，如果发生不期望的肌肉和/或神经刺激，则临床医生可以标记向量。以这种方式提供输入可以允许标记的向量排序低于未标记的向量。标记的向量可以例如经由图11的编程器24的遥测电路系统116被传送回IMD，使得IMD将能够日后将该信息提供给其他编程器，从而允许临床医生在将来的测试运行中选择排除具有不期望刺激历史的向量。

在其他示例实施方式中，临床医生可以指定仅应测试可用向量中的一些。例如，对于四极引线，尽管存在十六种可能的向量，但是临床医生可能仅对十种最常用的向量或者总可用向量的某个其他子集感兴趣。这样，临床医生可以例如使用编程器24来指定针对起搏夺获阈值应当测试的特定向量。在一些示例中，临床医生可以针对给定的引线保存他们的优选向量，并且然后使用这些优选向量来加载并运行测试。

在另一示例实施方式中，处理器80和电感测电路系统86可以在起搏夺获阈值测试期间对每个向量执行阻抗测量。处理器80可以控制电感测电路系统86以与起搏夺获阈值测试并行地执行阻抗测量测试。在测试结束时，可以例如经由编程器24将这些阻抗值与起搏夺获阈值一起显示给临床医生。

在一种示例实施方式中，临床医生可以指定在完成起搏夺获阈值测试时应当仅显示具有某些特性(例如，某些电压和阻抗)的向量。例如，临床医生可以例如使用编程器24来指定仅应显示夺获阈值小于约3V且阻抗小于约10欧姆的向量。

遥测电路系统88包括用于与诸如编程器24(图1)等另一设备通信的任何适合的硬件、固件、软件或其任何组合。在处理器80的控制下，借助于可以是内部和/或外部的天线，遥测电路系统88可以从编程器24接收下行遥测并向所述编程器发送上行遥测。处理器80可以经由遥测电路系统88将有待上行传输的数据提供给编程器24并且从编程器24接收数据。

图11是展示了编程器24的示例配置的功能框图。如图11所示，编程器24可以包括处理器110、存储器112、用户界面114、遥测电路系统116和电源118。编程器24可以是具有用于IMD 16的编程的专用软件的专用硬件设备。可替代地，编程器24可以是运行使得编程器24能够对IMD 16进行编程的应用程序的现成计算设备。

用户可以使用编程器24来选择治疗程序(例如，多组刺激参数)、生成新的治疗程序、通过个体调整或全局调整来修改治疗程序、或者将新程序传输到诸如IMD 16(图1)等医疗设备。临床医生可以经由用户界面114与编程器24交互，所述用户界面可以包括用于向用户呈现图形用户界面的显示器以及用于接收来自用户的输入的小键盘或另一机构。用户(例如，临床医生)可以经由用户界面114限定或选择要测试的向量和/或输入向量阻抗值。

用户界面114可以向临床医生显示要测试的向量以及起搏夺获阈值测试的结果。如上所述，用户界面114可以按照临床医生可以选择或调整的某种顺序来显示每个测试的向量及其相关联的起搏夺获阈值电压。在一些示例中，还可以显示每个测试向量的阻抗。还可以将测试的结果存储在存储器112内。

处理器110可以采取一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路系统等的形式，并且归属于本文的处理器110的功能可以具体化为硬件、固件、软件或其任何组合。存储器112可以存储使处理器110提供归属于本文的编程器24的功能的指令以及由处理器110使用以提供归属于本文的编程器24的功能的信息。存储器112可以包括任何固定的或可移除的磁介质、光介质或电介质，诸如RAM、ROM、CD-ROM、硬磁盘或软磁盘、EEPROM、闪存等。存储器112还可以包括可移除存储器部分，所述可移除存储器部分可以用于提供存储器更新或存储器容量的增大。可移除存储器还可以允许将患者数据容易地传送到另一计算设备或者在编程器24被用于对另一个患者的治疗进行编程之前将所述患者数据移除。

编程器24可以诸如使用RF通信或近端电感***互来与IMD 16进行无线通信。这种无线通信通过使用可以被联接到内部天线或外部天线的遥测电路系统116而成为可能。被联接到编程器24的外部天线可以对应于编程头，所述编程头可以置于心脏12上，如上文参考图1所描述的。遥测电路系统116可以类似于IMD 16的遥测电路系统88(图3)。

遥测电路系统116还可以被配置为经由无线通信技术或经由通过有线连接的直接通信来与另一计算设备进行通信。可以用于促进编程器24与另一个计算设备之间的通信的本地无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集的RF通信、例如根据IrDA标准的红外通信或者其他标准或专有遥测协议。以此方式，其他外部设备可以能够与编程器24进行通信，而无需建立安全无线连接。与编程器24通信的附加计算设备可以是联网设备，诸如能够处理从IMD 16检索的信息的服务器。

在一些示例中，编程器24和/或一个或多个联网计算机可以使用户能够根据本文描述的技术对植入式医疗设备的性能的各方面进行编程。

图12是展示了包括经由网络222被联接到图1所示的IMD 16和编程器24的外部设备(诸如服务器224)以及一个或多个计算设备230A至230N的示例系统219的框图。在这个示例中，IMD 16可以使用其遥测电路系统88以便经由第一无线连接与编程器24通信，并且经由第二无线连接与接入点220通信。在图12的示例中，接入点220、编程器24、服务器224以及计算设备230A至230N互连，并且能够通过网络222彼此通信。在一些情况下，接入点220、编程器24、服务器224以及计算设备230A至230N中的一者或多者可以通过一种或多种无线连接联接到网络222。IMD 16、编程器24、服务器224以及计算设备230A至230N可以各自包括可以执行各种功能和操作(诸如本文描述的那些功能和操作)的一个或多个处理器，诸如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路系统等。

接入点220可以包括经由各种连接(诸如电话拨号、数字用户线路(DSL)或电缆调制解调器连接)中的任一种来连接网络222的设备。在其他示例中，接入点220可以通过不同形式的连接(包括有线连接或无线连接)联接到网络222。在一些示例中，接入点220可以与患者14协同定位并且可以包括可以执行本文描述的各种功能和操作的一个或多个编程单元和/或计算设备(例如，一个或多个监测单元)。例如，接入点220可以包括与患者14协同定位并且可以监测IMD 16的活动的家用监测单元。

在一些情况下，服务器224可以被配置为向已经从IMD 16和/或编程器24收集的数据提供安全存储站点。网络222可以包括局域网、广域网、或全球网，诸如互联网。在一些情况下，编程器24或服务器224可以将数据集合在网页或其他文档中以便由受过培训的专业人员(诸如临床医师)经由与计算设备230A至230N相关联的查看终端进行查看。图12的所展示系统在一些方面中可以利用类似于由明尼苏达州明尼阿波里斯市的美敦力公司(Medtronic,Inc.,of Minneapolis,MN)开发的美敦力

网络提供的通用网络技术和功能来实施。

已经对本公开的各示例进行了描述。这些和其他示例落入以下权利要求的范围内。