具体实施方式

本公开的各方面涉及用于与患者的呼吸周期协调地将抗快速性心律失常疗法递送到患者的心脏的方法和系统。如上所述，在一些实例中，本公开涉及一种采用血管外植入式心脏装置的形式的ICD系统，所述血管外植入式心脏装置可以被配置成(例如，通过监测患者的吸气和呼气)确定患者的一个或多个肺的相对呼吸量，并且在一个或多个肺的呼吸量处于大约潮气量或更小时将一个或多个除颤电击递送到患者的心脏以治疗心脏的例如VF或VT。在一些实例中，此种协调可能会导致在检测到心脏的VF或VT之后的某个时间段内拒给抗快速性心律失常疗法到患者的心脏的递送，直到患者的肺的呼吸量处于大约潮气量或更小的时间为止。例如，ICD系统可以在患者在正常平静呼吸期间接近吸气(吸入空气)终末的同时检测心脏的VF或VT。在此类场景中，ICD系统可以拒给抗快速性心律失常疗法到患者的心脏的递送(例如，一个或多个除颤电击的递送)，直到患者的肺的呼吸量处于大约潮气量或更小的时间(例如，在之前的吸气之后的下一次呼气终末时)为止。

在一些实例中，除患者的一个或多个肺的呼吸量之外，ICD系统还可以使抗快速性心律失常疗法的递送与患者的姿势协调。例如，在ICD系统检测到患者的心脏的VF或VT之后，ICD系统可以将一个或多个抗快速性心律失常电击定时成使得一个或多个电击是在患者的呼吸量处于大约潮气量或更小(例如，处于由患者进行的呼气的大约终末)并且患者采取目标姿势(例如，当患者处于仰卧姿势或与直立/站立姿势或斜躺姿势相比的其它平躺姿势时)的时间处递送的。此类实例可以再次允许给定的电击能量的较低的DFT和/或更治疗有效的除颤，例如与在除患者处于大约终末潮气量或更小之外患者没有采取目标姿势时递送一个或多个抗快速性心律失常电击相比。

为了便于描述，主要在采用一个或多个除颤电击的递送与患者的呼吸协调的形式使抗快速性心律失常疗法(例如，一个或多个电击)的递送与患者的呼吸协调的上下文中描述本公开的实例。然而，抗快速性心律失常疗法的实例并不限于一个或多个除颤电击的递送。例如，在一些实例中，递送到患者的抗快速性心律失常疗法可以采用针对心脏(例如，针对心脏的VF或VT)的一个或多个心脏复律电击、抗心动过速起搏(ATP)、电击后起搏、心动过缓起搏或其它合适的疗法中的一个或多个的形式。

图1A-1C分别是展示了与患者14结合的医疗装置系统10(也被称为“系统10”)的实例的前视概念图、侧视概念图和俯视概念图。在所展示的实例中，医疗装置系统10是植入患者14体内的心血管外植入式心脏复律除颤器(ICD)系统。然而，所描述的系统和技术可以适用于其它心脏系统，包含心脏起搏器系统、心脏再同步疗法除颤器(CRT-D)系统、心脏复律器系统或其组合。另外，系统10可以不限于对人患者进行治疗。在替代性实例中，系统10可以在非人患者(如灵长类动物、犬、马、猪、牛、绵羊、猫等)中实施。这些其它动物可以经历可以受益于本公开的主题的临床疗法或研究疗法。

医疗装置系统可以包含一个或多个医疗装置、引线、外部装置或被配置用于本文中所描述的技术的其它组件。在所展示的实例中，系统10包含植入式医疗装置(IMD)12，所述IMD可以是ICD。IMD 12连接到至少一个植入式心脏除颤引线20。在一些实例中，使用两个引线或多于两个引线。IMD 12可以被配置成当检测到室性快速性心律失常(例如，室性心动过速(VT)或心室纤颤(VF))时，将高能量心脏复律或除颤脉冲递送到患者的心脏18。心脏复律电击通常会在满足纤颤检测标准时与检测到的R波同步地递送。除颤电击通常会在满足纤颤标准并且不能从由IMD 12感测到的信号辨别出R波时递送。

IMD 12可以皮下或肌肉下植入在患者14的胸腔上方的左侧上。引线20可以至少部分地植入在胸骨下空间中，如在胸腔或胸骨24与心脏18之间的目标部位处。在一个此类配置中，引线20的近侧部分可以被配置成从IMD 12朝胸骨24皮下延伸并且引线20的远侧部分可以被配置成在前纵隔26中在胸骨24下方或下面向上方延伸(图1C)。引线20可以包含一个或多个弯曲部分以将引线20配置成在展开时以这种方式自然地(例如，以自偏置方式)延伸。在一些情况下，目标部位可以基本上在前纵隔26中。前纵隔26由胸膜28侧向界定(图1C)，由心包膜16在后方界定(图1C)，并且由胸骨24在前方界定。在一些情况下，前纵隔的前壁也可以由胸横肌和一个或多个肋软骨形成。前纵隔包含大量疏松结缔组织(如蜂窝组织)、一些淋巴管、淋巴腺、胸骨下肌肉组织(例如，横切胸部肌肉)、胸廓内动脉分支和胸廓内静脉。在一个实例中，引线20的远侧部分基本上在前纵隔的疏松结缔组织或胸骨下肌肉组织内沿胸骨24的后侧延伸。

术语“胸骨下空间”可以是指由胸骨24与体腔之间的下表面限定的区域，但是不包含心包膜16。换句话说，所述区域在胸骨24的后方和升主动脉的前方。胸骨下空间可以替代性地被称为术语“胸骨后空间”或“纵隔”或“胸骨下的(infrasternal)”，并且可以包含被称为前纵隔的区域。尽管为了便于描述，贯穿本公开使用了术语胸骨下空间，但是应当理解，所述术语可以与任何其它前述术语是可互换的。进一步地，在本公开中，术语“心包外”空间可以指围绕心脏外表面的区域，但不指心包囊或心包空间内的区域。被限定为心包外空间的区域包含围绕心包膜16的周界并与所述心包膜相邻的间隙、组织、骨或其它解剖特征。

在其它实例中，在植入时，引线20可以植入在其它心血管外位置处，如侧向偏移到胸骨24的左侧或右侧或定位在胸骨24上方，或者替代性地被配置成基本上平行于胸骨24延伸，或者在近端或远端处与胸骨24侧向成角度。尽管主要在包含具有定位于胸骨下空间中的远侧部分的引线的植入式医疗装置系统的上下文中进行了描述，但是可以设想其它引线位置。导线20可以至少部分地植入在其它胸腔内位置，如其它非血管性心包外位置，包含围绕心包膜16或心脏18的其它部分的周界并与所述心包膜或所述心脏的所述其它部分相邻但未附接并且不在胸骨24或胸腔上方的间隙、组织或其它解剖特征。

引线20可以包含绝缘引线主体，所述绝缘引线主体具有包含被配置成连接到IMD12的连接器30的近端和包含一个或多个电极的远侧部分。引线20还包含一个或多个导体，所述导体在引线主体内形成导电路径，并且使电连接器和电极中的相应电极互连。

引线20可以包含除颤电极32A、32B(单独地或共同地“一个或多个除颤电极32”)。在其它实例中，除颤电极32A、32B在功能上可以是单个除颤电极32的不同区段，使得两个除颤电极32都耦接到相同的导体或者以其它方式被配置成提供相同的电刺激。尽管为了清楚起见，除颤电极32在图1A-1C中被描绘为线圈电极，但是应当理解，除颤电极32在其它实例中可以是其它配置，如细长的线圈电极。除颤电极32可以定位在引线20的远侧部分上，其中引线20的远侧部分是引线20的被配置成在沿胸骨24延伸时被植入的部分。引线20可以植入在胸骨24下面的或沿所述胸骨的目标部位处，使得除颤电极32与由IMD 12或在其上形成的壳体电极(或疗法载体的其它第二电极)之间的疗法载体基本上跨心脏18的心室。在一个实例中，疗法载体可以被视为从除颤电极32上的点(例如，除颤电极32之一的中心)延伸到IMD12的壳体电极上的点的线。如此，这对于增加除颤电极32(以及其中引线20的远侧部分)跨心脏18延伸的面积的量可以是有利的。因此，引线20可以被配置成限定如图1A所描绘的弯曲远侧部分，这可以使引线20能够向心脏18提供相对更有效的起搏、感测和/或除颤。

在一些实例中，基于IMD 12的相对于心脏18的除颤电极32和壳体电极的位置，患者14的一个或多个肺(图1A-1C中未示出)可以至少部分地定位于用于将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18的疗法载体的路径中。已经确定，在至少一些实例中，患者18的一个或多个肺的定位可能会在递送一个或多个除颤电击时影响递送除颤电击的DFT和/或治疗功效。在一些实例中，在呼吸量对除颤疗法的影响方面，取决于引线20上的除颤电极的定位和IMD 14相对于心脏18的定位，左肺活量可能比右肺更受关注。心脏相对于电极的并且由于心脏位于隔膜的顶部而与隔膜运动同步的头尾定位可能更受关注。

如本文所描述的，在一些实例中，当一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气或更小时，患者14的一个或多个肺可以被有利地定位成将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18。例如，较低的DFT和/或更治疗有效的除颤疗法可以是由于在患者14的一个或多个肺处于或接近终末潮气量的时间处递送一个或多个除颤电击(例如，通过与由患者14进行的呼气的终末基本上一致地递送一个或多个除颤电击)而产生的。以这种方式，装置在仍然向患者14提供治疗有效的除颤时所消耗的能量的量可以减少，这可以允许减小电源的大小、减小IMD 12的总体积和/或从递送除颤疗法限制电穿孔和/或肌钙蛋白增加。电穿孔和肌钙蛋白释放都可以随电击能量增加而增加。电穿孔和肌钙蛋白释放与来自电极附近的非常高的电场的组织损伤相关联。因为为了在心脏远离电极的一侧获得足够的电场，近侧组织处的电场强度可能会相对较高并且近侧组织可能会受到过度刺激并且可能受到损伤，因此这些效应在电极附近可能尤其明显。降低电击幅度可以降低这种损伤的程度，或者在一些情况下可以消除这种损伤。

引线20还可以包含定位在引线20的远侧部分上的一个或多个起搏/感测电极34A、34B(单独地或共同地，“一个或多个起搏/感测电极34”)。电极34在本文中被称为起搏/感测电极，因为其通常被配置成用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号。在一些情况下，电极34可以仅提供起搏功能、仅提供感测功能，或者提供起搏功能和感测功能两者。在图1A和图1B所展示的实例中，起搏/感测电极34通过除颤电极32B彼此隔开。然而，在其它实例中，起搏/感测电极34可以都在除颤电极32B的远侧或者都在除颤电极32B的近侧。在其它实例中，引线20可以在引线20上的不同位置处包含更多或更少的电极32、34。在一些实例中，IMD 12可以包含另一个引线(未示出)上的一个或多个电极32、34。可以使用其它引线配置，如各种电极布置。例如，一个或多个起搏/感测电极34可以放置在两个除颤电极32之间，如上文所描述的。在一个实例中，多个起搏/感测电极34可以放置在两个除颤电极32之间。在一个实例中，两个除颤电极32可以相邻(例如，使得两个除颤电极32不被两个除颤电极32之间的任何起搏/感测电极34隔开)。可以另外地或替代性地使用其它布置。

引线20可以限定如可以适合于不同目的(例如，不同的患者或不同的疗法)的不同的大小和形状。如上文所讨论的，在一些实例中，引线20的远侧部分可以具有一个或多个弯曲区段。如图1A的实例中所示，引线20的远侧部分是蛇形形状，所述蛇形形状包含两个“C”形曲线，其一起可以类似于希腊字母ε，“ε”。除颤电极32各自由引线主体远侧部分的两个相应C形部分之一承载。两个C形曲线在同一方向上远离引线主体的中心轴线延伸或弯曲。在一些情况下，起搏/感测电极34可以与引线20的直的近侧部分的中心轴线大致上对准。在这种情况下，除颤电极32的中点侧向偏移起搏/感测电极34。包含由引线主体18的弯曲的、蛇形的、波状的或之字形的远侧部分承载的一个或多个除颤电极和一个或多个起搏和感测电极34的心血管外引线的其它实例可以用本文所描述的技术实施。在一些实例中，引线20的远侧部分可以是直的(例如，直的或几乎直的)。

在一些实例中，系统10可以如通过包含IMD 12的起搏/感测电极34和/或壳体电极的组合的一个或多个感测载体来感测电信号。在一些实例中，IMD 12可以使用感测向量来感测心脏电信号，所述感测向量包含除颤电极32中的一个或两个除颤电极和/或除颤电极32之一以及起搏/感测电极34之一或IMD 12的壳体电极。感测到的电固有信号可以包含由心肌生成的电信号，并且指示心脏18在心动周期期间的不同时间的去极化和复极化。IMD12可以被配置成分析由一个或多个感测向量感测到的电信号，以检测快速性心律失常，如室性心动过速或心室纤颤。响应于检测到快速性心律失常，IMD 12可以开始对存储元件如一个或多个电容器的组充电并且当充电时，如果快速性心律失常仍然存在，则通过引线20的除颤电极32和/或壳体电极来递送一个或多个除颤脉冲。另外地或替代性地，IMD 12可以通过电极32、34和/或IMD 12的壳体电极来递送起搏疗法。在一些实例中，起搏疗法可以包含抗心动过速起搏(ATP)。

系统10可以包含外部装置22。外部装置22可以是计算装置，所述计算装置被配置成在家庭、非卧床、诊所或医院环境中使用，以通过无线遥测与IMD 12进行通信。由IMD 12和外部装置22使用的通信技术的实例包含射频(RF)遥测，所述射频遥测可以包含通过蓝牙、无线局域网或医疗植入通信服务(MICS)建立的RF链路。通信可以包含一个装置被配置成发射通信消息，并且另一个装置被配置成接收那些消息的单向通信。替代性地或另外地，通信可以包含每个装置被配置成发射和接收通信消息的双向通信。

外部装置22可以包含被配置成根据上文所描述的技术进行通信的通信电路系统。当被配置的外部装置22被配置为用于IMD 12的编程器时，外部装置22可以用于对IMD 12的命令或操作参数进行编程，以控制IMD 12的功能。外部装置22可以用于与IMD 12通信，以检索IMD存储器中累积的如操作数据、生理数据等数据。如此，外部装置22可以充当用于IMD12的编程器、用于IMD 12的外部监测器或者如智能电话等消费者装置。外部装置22可以耦接到远程患者监测系统，如可从爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic plc,of Dublin,Ireland)获得的用户可以使用外部装置22来对治疗参数进行编程或更新，所述治疗参数限定关于IMD 12的疗法或执行其它活动。用户可以是医生、技术人员、外科医生、电生理学家或其它医疗保健专业人员。在一些实例中，用户可以是患者14。

图2是示例IMD 12的电子组件和其它组件的示例配置的功能框图。IMD 12包含处理电路系统40、感测电路系统42、疗法生成电路系统44、遥测电路系统46、电源48、存储器50、姿势传感器51和呼吸传感器53。电子组件可以从电源48接收电力，所述电源可以是可再充电或不可再充电电池(例如，锂离子电池)。在其它实施例中，IMD 12可以包含更多或更少的电子组件。所描述的电路系统和其它组件可以在共用的硬件组件上一起实施，或者作为离散但可互操作的硬件或软件组件单独地实施。对不同特征的描绘旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类电路系统和其它组件必须通过单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块或电路系统和组件相关联的功能可以由单独的硬件或软件组件来执行，或者集成在共用的或单独的硬件或软件组件内。

感测电路系统42可以通过引线20的导体和一个或多个电馈通电耦接到电极32和34中的一些或全部，或通过IMD 12的壳体内部的导体耦接到壳体电极。感测电路系统42被配置成获得通过电极32和34和IMD 12的壳体电极的一种或多种组合感测到的信号并且对所获得的信号进行处理。

感测电路系统42的组件可以是模拟组件、数字组件或其组合。感测电路系统42可以例如包含一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、模数转换器(ADC)等。感测电路系统42可以将感测到的信号转换成数字形式，并且将数字信号提供给处理电路系统40以进行处理或分析。例如，感测电路系统42可以放大来自感测电极的信号，并且通过ADC将经过放大的信号转换成多位数字信号。感测电路系统42还可以将经过处理的信号与阈值进行比较，以检测心房或心室去极化(例如，P波或R波)的存在并且向处理电路系统40指示心房去极化(例如，P波)或心室去极化(例如，R波)的存在。

根据本公开的一些实例，处理电路系统40可以被配置成监测患者14的一个或两个肺的呼吸(例如，吸气与呼气之间的循环)，以允许处理电路系统40使一个或多个除颤电击到患者14到的心脏18的递送与患者14的呼吸周期协调。处理电路系统40可以使用例如呼吸传感器53和/或感测电路系统42来监测患者14的呼吸。例如，可以采用感测电路系统42和/或呼吸传感器53，使得处理电路系统40标识患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的一个或多个时间，并且IMD 12可以在患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的经标识时间期间递送一个或多个除颤电击。在一些实例中，IMD 12可以确定患者14处于或接近呼气的终末(例如，在呼气的终末时或恰好在呼气的终末之前或恰好在其之后)的时间以标识在患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间。在一些实例中，处理电路系统40可以不确定值或以其它方式测量患者14的肺的呼吸量，而是可以例如通过区分患者14的吸气时段和呼气时段并且与由患者14进行的呼气的大约终末基本上一致地递送除颤疗法来确定肺的相对呼吸量。

呼吸传感器53可以包含被配置成监测患者14的呼吸的一个或多个传感器，如被配置成检测与患者14的呼吸相关联的声音的麦克风、被配置成测量患者14在呼吸期间的胸的解剖结构的尺寸的变化的磁力计或被配置成测量与呼吸的变化相关联的施加在引线20上的压力的变化的压力传感器。在一些实例中，加速度计可以产生基于呼吸(例如，基于与呼吸相关联的振动和/或移动)而变化的信号。作为实例，感测电路系统42可以包含滤波器、放大器和/或模数转换电路系统，以调节这些感测到的信号中的任何感测到的信号，以供处理电路系统40进行分析和/或检测信号的特征。在任何此类实例中，处理电路系统40可以基于从电极32、34和传感器53获得的信号来确定患者14的呼吸状态，并且可以标识患者14的一个或两个肺的呼吸量处于大于终末潮气量或更小的时间。然后，当呼吸量处于大于终末潮气量或更小时，IMD 12可以将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18。

在一个实例中，IMD 12可以被配置成通过感测电路系统42通过感测两个或更多个电极(例如，起搏/感测电极34中的两个或更多个起搏/感测电极和/或壳体20上的壳体电极)来感测和监测患者18的一个或两个肺的呼吸。在一些实例中，患者18的一个或两个肺的呼吸可以通过使用阻抗信号(例如，经胸腔的)来监测，其中呼吸特征可直接观察到。例如，在罐形电极与电极32、34中的一个或多个电极之间测量的阻抗是通过电极之间的组织的量和类型来确定的。在呼气终末时，由于不导电的空气被排出，肺组织的阻抗率降低。因此，在电极之间测量的阻抗趋向减小，例如以允许基于所监测的阻抗来检测呼气的终末。

另外地或可替代地，传感电路系统42可以被配置成通过分析心脏EGM信号来感测和监测患者18的一个或两个肺的呼吸。例如，EGM信号可以具有由与呼吸相关联的阻抗的改变而导致的可以以其它方式从EGM信号中滤出(例如，用DC滤波器)的较低频率分量。可以对组件进行分析以监测患者14的呼吸。在一些实例中，在心脏相对于电极移动时，EGM信号幅度可以随呼吸而变化。

另外地或可替代地，感测电路系统42可以被配置成通过使用采用加速度计或声学传感器(例如，用于感测肺声音的麦克风)的形式的呼吸传感器53来感测和监测患者18的一个或两个肺的呼吸。在一些实例中，呼吸传感器53可以用于检测低幅度呼吸跟踪。采用加速度计的形式的呼吸传感器53的输出可以具有通过IMD 12在植入部位倾斜并随患者14的呼吸而移动时的运动产生的可以用于监测呼吸的循环分量。肺附近的麦克风或其它声学传感器可以以与听诊器采取的方式相同的方式检测呼吸声音。对音频信号进行的处理可以从干扰背景噪声中提取所述信号以监测患者14的呼吸。

另外地或可替代地，感测电路系统42可以被配置成用采用磁力计和/或压力传感器的形式的呼吸传感器53来感测和监测患者18的一个或两个肺的呼吸量。可以使用压力传感器来例如评估引线20和/或IMD 12的罐上的作为患者12的呼吸的指示的压力变化。磁力计可能对地球的磁场内的且会随着呼吸发生的运动敏感。IMD 12的罐内的压力传感器可以被配置成对由呼吸引起的罐的弯曲做出响应。罐中的压力传感器也可以具有由大气压力引起的但可以通过信号的高通滤波被丢弃的变化。

如图2中所示出的，IMD 14可以任选地包含姿势传感器51。姿势传感器51允许IMD12感测患者14所采取的姿势。在此类实例中，IMD 14可以被配置成使一个或多个除颤电击的递送与患者14的姿势协调，例如使得除颤电击在患者14采取特定姿势(例如，平躺姿势或仰卧姿势)并且患者14的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气或更小时被递送。

在图2的实例中，姿势传感器51可以包含能够检测静态定向或三维矢量(例如，x、y、z坐标矢量)的一个或多个加速度计，如三轴加速度计。示例加速度计可以包含基于微机电系统(MEMS)的加速度计。在其它实例中，姿势传感器51可以可替代地或另外地包含用于感测患者12的姿势的一个或多个陀螺仪、压电晶体、压力换能器或其它传感器。由姿势传感器51和处理电路系统40生成的姿势传感器数据可以对应于患者12所采取的姿势，如平躺姿势(例如，包含仰卧(supine/lying on back)姿势)、直立/站立姿势或斜躺姿势。

尽管姿势传感器51被描述为含有3轴加速度计，但是姿势传感器51可以含有多个单轴加速度计、双轴加速度计、3轴加速度计或其某种组合。在一些实例中，加速度计或其它传感器可以定位于IMD 12内或上在引线20(例如，在远侧尖端处或在中间定位处)、定位于患者14内的在独立的植入式传感器内的某个位置或甚至佩戴在患者14上的另外的传感器引线上。例如，一个或多个微传感器可以植入患者14体内以将姿势信息无线地传送到IMD12。以这种方式，患者姿势可以从放置在患者14的身体上或内的各个位置处的多个姿势传感器来确定。

在一个实例中，由姿势传感器提供的x、y和z信号中的每个信号具有DC分量和AC分量两者。DC分量描述了施加在传感器上的重力并且可以由此用于确定传感器在地球的重力场内的定向。假设传感器的定向相对于患者相对固定，则x、y和z信号的DC分量可以用于确定重力场内的患者的定向，并且因此，假设传感器相对于患者的身体适当定向，则所述DC分量可以用于确定患者的姿势。

用于使用姿势传感器51检测患者14的姿势的示例系统和技术可以包含在Skelton等人的美国专利第8,708,934号中所描述的实例中的一个或多个实例，所述美国专利的全部内容通过引用并入本文中。

在图2的所展示的实例中，感测电路系统42和姿势传感器51两者均包围在IMD 12的壳体内。在其它实例中，感测电路系统42和姿势传感器51之一或两者的全部或部分可以定位于耦接到IMD 12的引线上或可以在与IMD 12无线通信的远程传感器中实施。在任何情况下，感测电路系统42和姿势传感器51电耦接或无线地耦接到IMD 12内含有的电路系统。

处理电路系统40可以处理来自感测电路系统42的信号以监测患者14的心脏18的电活动。处理电路系统40可以将通过感测电路系统42获得的信号以及任何生成的EGM波形、标记物通道数据或基于感测到的信号导出的其它数据存储于存储器50中。处理电路系统40可以分析EGM波形和/或标记物通道数据以检测心脏事件(例如，心动过速)。响应于检测到心脏事件，处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44以递送期望的疗法以治疗心脏事件，例如除颤电击、心脏复律电击、ATP、电击后起搏或心动过缓起搏。

疗法生成电路系统44被配置成生成电刺激疗法并将其递送到心脏18。疗法生成电路系统44可以包含能够生成和/或储存能量以作为起搏疗法、除颤疗法、心脏复律疗法、心脏再同步疗法、其它疗法或疗法的组合进行递送的一个或多个脉冲发生器、电容器和/或其它组件。在一些情况下，疗法生成电路系统44可以包含被配置成提供起搏疗法的第一组组件和被配置成提供除颤疗法的第二组组件。在其它情况下，疗法生成电路系统44可以利用同一组组件来提供起搏疗法和除颤疗法两者。在仍其它情况下，疗法生成电路系统44可以共享除颤和起搏疗法组件中的一些除颤和起搏疗法组件，同时将其它组件仅用于除颤或起搏。

处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44以根据可以存储于存储器50中的一个或多个疗法程序通过电极32和34和IMD 12的壳体电极的一种或多种组合来将生成的疗法递送到心脏18。处理电路系统40控制疗法生成电路系统44生成具有由所选择的疗法程序指定的幅度、脉冲宽度、定时、频率、电极组合或电极配置的电刺激疗法。

在起搏疗法(例如，通过引线20的电极34中的一个或多个电极提供的ATP、电击后起搏和/或心动过缓起搏)的情况下，处理电路系统40控制疗法生成电路系统44可以生成并递送许多形状、幅度、脉冲宽度或其它特性中的任何形状、幅度、脉冲宽度或其它特性的起搏脉冲以捕获心脏18。例如，起搏脉冲可以是单相的、双相的或多相的(例如，多于两个相位)。当从胸骨下空间(例如，从基本上在前纵隔26内的一个或多个电极34)递送起搏脉冲时，心脏18的起搏阈值可以取决于许多因素，包含电极28和30的位置、类型、大小、定向和/或间隔、IMD 12相对于电极34的位置、心脏18的身体异常(例如，心包粘连或心肌梗塞)或一个或多个其它因素。

在心脏复律或除颤疗法(例如，通过引线20的除颤电极32A和32B中的一个或多个除颤电极提供的心脏复律或除颤电击)的情况下，处理电路系统40控制疗法生成电路系统44以生成具有多种波形特性(包含前沿电压、倾斜度、递送的能量、脉冲相位等)中的任何波形特性的心脏复律或除颤电击。疗法生成电路系统44可以例如生成单相、双相或多相波形。另外地，疗法生成电路系统44可以生成具有不同量的能量的心脏复律或除颤波形。与起搏一样，从胸骨下空间(例如，从基本上在前纵隔26内的一个或多个电极32)递送心脏复律或除颤电击可以减少需要递送的能量的量以对心脏18进行除颤。作为一个实例，疗法生成电路系统44可以生成并递送能量小于80焦耳(J)的心脏复律或除颤电击。作为另一个实例，疗法生成电路系统44可以生成并递送能量小于65J的心脏复律或除颤电击。作为一个实例，疗法生成电路系统44可以生成并递送能量小于60J的心脏复律或除颤电击。在一些实例中，疗法生成电路系统44可以生成并递送能量为约40到约50J(例如，约40J)的心脏复律或除颤电击。在其它情况下，疗法生成电路系统44可以生成并递送能量为约35到约60J的心脏复律或除颤电击。在仍其它情况下，疗法生成电路系统44可以生成并递送能量为小于35J的心脏复律或除颤电击。另一方面，皮下IMD系统生成并递送能量为大约80J的心脏复律或除颤电击。将除颤引线20放置在胸骨下空间内(例如，远侧部分基本上在前纵隔26内)可以引起减少的能量消耗并且进而较小的装置和/或寿命增加的装置。

如本文中所描述的，在一些实例中，疗法系统10(例如，处理电路系统40)可以被配置成将除颤疗法(例如，一个或多个除颤电击)的递送定时成使得一个或多个电刺激电击(一个或多个脉冲)在患者14的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小时被递送到患者14的心脏18。例如，疗法系统10可以被配置成例如通过使用感测电路系统42监测患者18的呼吸周期来标识患者18的肺(例如，患者14的左肺)的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间，并且在患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小时使用一个或多个电极32和IMD 12的壳体电极将一个或多个除颤电击递送到心脏18。如本文所描述的，在一些实例中，例如与在患者14的呼吸量大于大约终末潮气时或处于或接近由患者进行的吸气的终末时递送一个或多个除颤电击相比，控制一个或多个除颤电击的递送与例如由患者进行的呼气的大约终末或在患者14的呼吸量处于大约终末潮气或更小的另一个时间相一致可以提供较低的DFT和/或更有效的除颤电击。

疗法生成电路系统44还可以生成具有不同倾斜度的除颤波形。在双相除颤波形的情况下，疗法生成电路系统44可以使用65/65倾斜度、50/50倾斜度或倾斜度的其它组合。在一些情况下，双相或多相波形的每个相位上的倾斜度可以相同，例如65/65倾斜度。然而，在其它情况下，双相或多相波形的每个相位上的倾斜度可以是不同的，例如第一相位上的倾斜度为65并且第二相位上的倾斜度为55。示例递送的能量、前沿电压、相位、倾斜度等仅出于示例目的而提供，并且不应被视为限制可以用于通过除颤电极24提供胸骨下除颤的波形特性的类型。

遥测电路系统46包含用于与另一个装置(如临床医生编程器、患者监测装置等)通信的任何合适的硬件、固件、软件或其任何组合。例如，遥测电路系统46可以包含用于借助于天线发射和接收数据的可以定位于IMD 12的连接器块内或壳体IMD 12内的适当的调制、解调、频率转换、滤波和放大器组件。

IMD 12的各个组件可以包含任何一个或多个处理器、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)或等效的离散或集成电路系统(包含模拟电路系统、数字电路系统或逻辑电路系统)。处理电路系统40可以包含固定功能电路系统和/或可编程处理电路系统。本文中归属于处理电路系统40的功能可以体现为软件、固件、硬件或其任何组合。

存储器50可以包含计算机可读指令，当由处理电路系统40或IMD 12的其它组件执行时，所述计算机可读指令使IMD 12的一个或多个组件执行归属于本公开中的那些组件的各种功能。存储器50可以包含任何易失性介质、非易失性介质、磁介质、光学介质或电介质，如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、静态非易失性RAM(SRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其它非易失性计算机可读存储介质。

图3是展示了在示例时间段内患者(如患者14)的肺的呼吸量的各种分量的概念图。肺的呼吸量可以是给定时间处的肺内含有的空气的量。呼吸量可以取决于在给定时间处吸入(例如，在正常平静吸气56期间)、呼出(在正常平静呼气58期间)和储存在肺内的空气的量。

如图3所示出的，患者14的呼吸周期可以包含吸气时段56和之后的呼气时段58，使得一个或多个肺的呼吸量在吸气时段56之后的最大潮气量60与呼气时段58之后的终末潮气量54之间循环。在吸气56期间，隔膜可以收缩并向下拉动，而肋骨之间的肌肉收缩并向上拉动。这增加胸腔的大小并降低内部压力。因此，空气涌入并充满肺。在呼气58期间，隔膜松弛，并且胸腔的体积减小，而其内的压力增加。因此，肺收缩并且空气被挤出。

如图3所展示的，潮气量可以是指在患者休息时(例如，如与运动相反的)在正常吸气期间进入肺的空气的量。例如，如果患者14正常坐着并且安静地呼吸，则在吸气期间吸入的空气的总量可以是潮气量。正常呼气后肺内的空气的量可以被称为终末潮气量54。患者14的示例潮气量可以为大约500毫升。吸气储备量可以是指可能会在深呼吸期间吸入的高于潮气量的过量空气的量。例如，如果患者14在休息时吸入正常量，则超过患者14可以吸入的正常潮吸气的最大的另外的空气构成吸气储备量。相反，呼气储备量可以是指在强制呼吸期间呼出的超过潮气量的过量空气的量。例如，如果患者14要正常呼出并且然后尝试呼出甚至更多，直到他/她身体上无法呼出任何更多的空气，则在终末潮气量54之后呼出的量构成呼气储备量。余气量可以是指最大呼气之后保留在肺中的空气的量。这个量防止患者14的肺塌陷。肺活量可以是指可以在深呼吸成为可能之后呼出的空气的最大量。总肺容量可以是指肺活量加上余气量并且是肺可以容纳的空气的总量。

根据本公开的实例，医疗装置系统(如图1的系统10)可以被配置成在患者的一个或多个肺处于大约终末潮气量或更小时协调一个或多个除颤电击到患者的递送。此种呼吸量的实例由图3所示出的阈值52来表示，其中阈值52对应于大约终末潮气量。医疗装置系统10可以被配置成在患者14的呼吸量处于阈值52或更小时的时间点处(例如，当检测到心脏18的VF或VT时)将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18。如本文所描述的，IMD 12可以被配置成例如通过监测患者14的呼吸(吸气和/或呼气)来确定患者14的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间。

在一些实例中，阈值52可以等于患者14的终末潮气量54。在一些实例中，阈值52可以是患者18的潮气量的约50％、约40％、约35％、约30％、约25％、约20％、约15％、约10％、约5％、约2.5％。在其它实例中，从时间角度来看，阈值52可以表示患者14的一个或多个肺的终末潮气量54的发生之前和/或之后约5秒、约4秒、约3秒、约2秒或约1秒的患者14的一个或多个肺的呼吸量。在一些实例中，阈值52可以被设置为高于患者14的一个或多个肺的终末潮气量的肺活量的绝对值。在一些实例中，阈值52可以是患者14的呼气时段开始之后约5秒、约3秒或约2秒或约1秒和/或患者12的吸气时段开始之后约5秒、约3秒、约2秒或约1秒的患者14的一个或多个肺的呼吸量。

在其它实例中，特定患者可以在临床医生的考量下接受被定时在心动周期内的任何位置处的一个或多个除颤电击，而不是处于或接近终末潮呼气处时递送除颤电击。确定定时的因素可以是电极、心脏和罐和/或肺活量的相对对准。

图4是展示了根据本公开的一些实例的示例技术的流程图。为了便于描述，图4的示例技术被描述为由图1的医疗装置系统10对患者14执行。然而，任何合适的医疗装置系统可以采用示例技术来将除颤刺激疗法递送到患者，包含任何合适的血管外ICD系统。

如图4所示出的，IMD 14的处理电路系统40可以确定患者14的心脏18处于VF或VT的状态中或以其它方式需要除颤刺激疗法(62)。处理电路系统40可以使用任何合适的技术做出此类确定。例如，处理电路系统40可以使用感测电路系统42来感测心脏18的电活动以检测VF或VT的发生，或者感测指示应当递送以对患者14的心脏18进行除颤的除颤疗法的其它电活动。虽然在图4的实例中，IMD 12在检测到心脏18的VT或VF时确定患者14需要除颤刺激疗法，但是设想了患者14的心脏18需要除颤刺激疗法的其它场景。

响应于检测到心脏18的VF或VT(62)，IMD 12的处理电路系统40确定患者18的一个或多个肺(例如，左肺或右肺和左肺两者)的呼吸量是否处于大约终末潮气量或更小(64)。IMD 12可以采用允许标识患者14的一个或两个肺的呼吸量处于大约终末潮气或更小的时间的任何合适的技术。例如，如上文所描述的，处理电路系统40可以使用感测电路系统42和/或呼吸传感器53来监测患者14的一个或多个肺的呼吸量。在一些实例中，为了标识患者14的一个或两个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间，处理电路系统40可以监测患者14的呼吸周期以确定患者14处于或接近呼吸周期的呼气阶段的终末的时间。患者14处于或接近处于或接近呼吸周期的呼气阶段的终末的时间可以对应于患者14的一个或多个肺处于大约终末潮气量或更小的时间。相反，处理电路系统40可以通过确定患者处于或接近呼吸周期的吸气阶段的终末来确定患者14的呼吸量不处于大约终末潮气量或更小。

如果处理电路系统40确定呼吸量处于大约终末潮气或更小(64)，则处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44在患者14的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小时通过引线20上的电极32中的一个或多个电极将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18(66)。一个或多个除颤电击可以被配置成通过递送足以终止心脏18的心律失常的能量的量来对心脏18进行除颤。所递送的一个或多个除颤电击的能量的量可以等于或高于患者14的心脏18的除颤阈值(也被称为DFT)。

在一些实例中，当例如使用呼吸传感器53确定患者14处于或接近呼气的终末时，处理电路系统40确定呼吸量处于大约终末潮气或更小。在一些实例中，处理电路系统40可以将一个或多个除颤电击的递送定时成在由患者14进行的呼气的终末的设定时间量。例如，处理电路系统40可以通过呼吸传感器53标识呼气的大约终末，并且控制疗法生成电路系统44在患者14的呼气的终末内(即，之前或之后)约5秒、约2.5秒或约1秒内递送一个或多个除颤电击(例如，其中呼吸量在一个或多个电击被递送时为潮气量的约50％或更小)。在一些实例中，处理电路系统40可以在呼气的终末时或(例如，就时间而言)在呼气的终末之前或之后的整个呼吸周期的约25％内递送除颤电击。

在一些实例中，处理电路系统40可以通过呼吸传感器53标识由患者14进行的吸气的近似终末，并且然后在吸气的大约终末之后的设定时间量内将一个或多个除颤电击递送到患者14，使得除颤电击可以与患者14的呼吸量处于大约终末潮气量或更小基本上一致。例如，处理电路系统40可以通过呼吸传感器53标识吸气的大约终末，并且控制疗法生成电路系统44在患者14的吸气的终末的约1秒之后、约2秒之后、约5秒之后、约7秒之后或约10秒之后递送一个或多个除颤电击(例如，其中电击是在吸气的终末之后潮气量为约50％或更小时递送的)。在一些实例中，从终末吸气到标识终末呼气的定时可能对呼吸速率敏感并且这可能会受到患者14的VT或VF的影响。处理电路系统40可以被配置成通过感测循环信号并除以约二来进行补偿以估计患者14的呼气终末。处理电路系统40可以将一个或多个除颤电击定时偏离患者14的吸气以延迟周期的一半(+/-四分之一周期)。

相反，如果处理电路系统40确定呼吸量不处于大约终末潮气或更小(64)，则处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44拒给或以其它方式延迟一个或多个除颤电击的递送(68)。在一个或多个除颤电击的递送的延迟期间(68)，处理电路系统40可以继续评估患者14的一个或多个肺的呼吸量(例如，通过感测电路系统42)，以标识患者14的一个或多个肺转换成是大约终末潮气或更小的呼吸量的时间。响应于确定呼吸量是大约终末潮气或更小，处理电路系统40可以然后控制疗法生成电路系统44在患者14的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小时通过引线20上的电极32中的一个或多个电极将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18(66)。

虽然图4中未示出，但是在一些实例中，处理电路系统40可能例如由于感测电路系统42中的错误而无法在检测到患者14的心脏18的VF或VT之后确定患者14的一个或多个肺的呼吸量(62)。在此类情况下，处理电路系统40可以被配置成标识患者14的呼吸量是未确定的，并且控制疗法生成电路系统在没有将一个或多个除颤电击协调成与一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小一致的情况下将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18。

图5是展示了关于患者14的一个或多个肺的呼吸量的图4的示例技术的各个步骤的示例定时的概念图。例如，处理电路系统40可以在时间T(1)处检测在由患者14进行的吸气56期间发生的患者14的心脏18的VF或VT(62)。处理电路系统40可以例如响应于检测到心脏18的VF或VT而评估患者18的呼吸量，而不是处理电路系统40自动地控制疗法生成电路系统44递送一个或多个除颤电击以与检测到患者的心脏18的VF或VT基本上一致。

如图5所示出的，患者14的一个或多个肺的呼吸量可以不处于大约终末潮气量(由阈值52表示)，直到患者14完成与处理器40检测到患者14的心脏18的VF或VT一致的由患者14进行的吸气56以及由患者14进行的随后呼气的至少初始部分之后为止。根据图4的技术，处理电路系统40可以延迟或以其它方式拒给一个或多个除颤电击的递送，直到患者14完成与处理电路系统40检测到VF或VT一致的由患者14进行的吸气56之后和随后呼气的至少初始部分之后为止。在此类场景中，疗法生成电路系统44在处理电路系统40的控制下可能会直到时间T(2)但不在时间T(3)之后才将一个或多个除颤电击递送到患者14，即，IMD 12在患者14的一个或多个肺的呼吸量处于或低于阈值52的时间处或期间将一个或多个除颤电击递送到患者14。如本文所描述的，阈值52表示患者14的一个或多个肺的呼吸量为大约终末潮气量或更小。

另外地或可替代地，处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44从时间T(4)到T(5)递送一个或多个除颤电击。例如，IMD 14可以在患者14的一个或多个肺首次低于阈值52时不递送除颤脉冲，但是可以递送一个或多个除颤电击，直到患者14的呼吸量处于或低于阈值52的下一次发生或以其它方式随后的发生为止，而不是在检测到VF或VT检测之后在呼吸量首次处于或低于阈值52时，IMD 14向患者14递送一个或多个除颤电击。

在一些实例中，例如，当从T(2)到T(3)递送的电击未成功使心脏18除颤时，除颤电击可以在从T(2)到T(3)和T(4)到T(5)的某个点处递送。在一些实例中，例如，在与患者14的呼吸协调的一个或多个除颤电击未成功之后，除颤电击可以在不考虑患者14的呼吸的情况下递送。在一些实例中，除颤电击可以在从T(2)到T(3)的某个点处递送，并且然后在从T(3)到T(4)的某个点处再次递送。

虽然检测到心脏18的VF或VT在图5中示出为在由患者14进行的吸气56期间发生，但是其它实例可以包含在由患者14进行的呼气期间检测到心脏18的VF或VT。在这种情形下，如果在检测到VF或VT时患者14的一个或多个肺的呼吸量高于阈值52，则IMD 12仍会拒给或以其它方式延迟除颤电击的传递。在患者14的一个或多个肺的呼吸量在其期间处于或低于阈值52的时间处检测到心脏18的VT或VF的情况下，IMD 12可以在一个或多个肺的呼吸量上升高于阈值52之前递送一个或多个除颤电击(例如，一个或多个除颤电击可以与IMD12检测到心脏18的VF或VT大约一致地递送)。换句话说，如果IMD12从时间T(2)到T(3)检测到心脏18的VF或VT，则IMD 12可以在T(3)处或之前将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18。另外地或可替代地，如果IMD 12从时间T(2)到T(3)检测到心脏18的VF或VT，则IMD12可以等待递送一个或多个除颤电击，直到从时间T(4)到T(5)的某个点或患者14的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的其它随后的发生为止。

IMD 12可以连续地或周期性地监测患者12的呼吸，例如以执行图4的技术。在一些实例中，处理电路系统40例如与监测患者14的心脏18的VT或VF组合连续地监测患者14的呼吸周期，以连续地标识患者14的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的一个或多个时间。指示患者14的监测到的呼吸的数据可以由处理电路系统存储于例如存储器50中。在检测到心脏18的VT或VF时，处理电路系统40可以响应于检测来访问存储于存储器50中的呼吸数据，以确定患者14的呼吸量是否处于大约终末潮气量或更小(例如，患者是否处于或接近呼气的终末)。如上文所描述的，如果呼吸量处于大约终末潮气量或更小，则IMD12可将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18，或者如果呼吸量不处于大约终末潮气量或更小，则所述IMD可以延迟一个或多个除颤电击的递送。在其它实例中，处理电路系统40可以基于检测到患者的VT或VF来启动对患者14的呼吸的监测。例如，在检测到心脏14的VF或VT时，IMD 12然后可以启动对患者14的呼吸的监测，以标识患者14的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间。

图6是展示了用于使除颤脉冲的递送与患者的呼吸协调的另一种示例技术的流程图。图6的示例技术类似于图4的示例技术，并且类似步骤被类似地编号。另外地，为了便于描述，图的示例技术被描述为由图1的医疗装置系统10对患者14执行。然而，任何合适的医疗装置系统可以采用示例技术来将除颤刺激疗法递送到患者，包含任何合适的血管外ICD系统。

除例如如图4的技术中所描述的将除颤脉冲的递送定时成与患者的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小协调之外，图6的示例技术还将除颤脉冲的递送与患者的姿势协调。因此，图6的技术可以包含将一个或多个除颤电击递送到患者，使得递送与患者14的呼吸量处于大约终末潮气量或更小一致并且同时患者14采取目标姿势。在处理电路系统40在患者14不处于目标姿势和/或其呼吸量不处于大约终末潮气或更小的时间处检测到心脏18的VF或VT的情况下，处理电路系统40可以延迟一个或多个除颤电击到患者14的心脏18的递送，直到两个条件均满足为止。

如图6所示出的，IMD 14的处理电路系统40可以确定患者14的心脏18处于VF或VT的状态中或以其它方式需要除颤疗法(62)。作为响应，处理电路系统40可以标识患者14的一个或多个肺的呼吸量是否处于大约终末潮气或更低(例如，通过检测患者14是否处于呼气的大约终末)(64)。如果处理电路系统40确定呼吸量不处于大约终末潮气或更小(64)，则处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44拒给或以其它方式延迟一个或多个除颤电击的递送(68)。

相反，如果处理电路系统40确定呼吸量处于大约终末潮气或更小(64)，则处理电路系统40可以通过姿势传感器51确定患者14是否采取目标姿势(70)。如果除患者14的呼吸量处于大约终末潮气或更小之外，处理电路系统40确定患者14没有采取目标姿势(70)，则处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44在患者14的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小并且患者采取目标姿势时通过引线20上的电极32中的一个或多个电极将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18(74)。一个或多个除颤电击可以被配置成通过递送足以终止心脏18的心律失常的能量的量来对心脏18进行除颤。所递送的一个或多个除颤电击的能量的量可以等于或高于患者14的心脏18的除颤阈值(也被称为DFT)。

然而，如果处理电路系统40确定患者14没有采取目标姿势(70)，则处理电路系统40可以再次控制疗法生成电路系统44拒给或以其它方式延迟一个或多个除颤电击的递送(68)。如图6所示出的，一个或多个除颤电击到患者14的心脏18的递送的这种延迟可能受到计时器的到期的影响(72)。如果处理电路系统40确定患者14没有采取目标姿势但是计时器已经到期，则处理电路系统40可以控制疗法生成电路系统44在患者14的一个或多个肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小但是患者14没有采取目标姿势时通过引线20上的电极32中的一个或多个电极将一个或多个除颤电击递送到患者14的心脏18。计时器可以对应于在检测到患者14的心脏18的VT或VF之后在不论DFT水平如何都没有不必要地影响疗法的有效性的情况下适当地延迟一个或多个除颤电击到患者14的递送的时间量。可以基于以下认识来使用计时器：患者14可能会在检测到心脏18的VF或VT之后在合理的时间量内没有采取目标姿势，例如如果患者处于斜躺姿势或坐姿，则他/她可能不会在合理的时间量内转换成平躺姿势，如仰卧姿势。计时器可以在检测到VF或VT时启动并且可以是例如在编程会话期间由临床医生设置的预编程值。在一些实例中，尽管设想了其它值，但是计时器可以在例如约5秒、约10秒、约15秒、约20秒、约30秒或约45秒之后到期。在一些情况下，计时器的长度可以由临床医生用由植入式医疗装置系统的制造商提供的默认值来设置。

尽管在图3中未示出，但是在一些实例中，可以使用类似于针对图6的示例技术所描述的计时器的计时器，使得例如在IMD 12在检测到患者14的VT或VT之后不能标识患者14的呼吸的情况下，除颤电击的递送不会延迟太长。在此类情况下，尽管设想了其它值，但是计时器可以在例如约5秒、约10秒、约15秒、约20秒、约30秒或约45秒之后到期。

患者14的目标姿势可以对应于其中可以期望在患者14在患者的呼吸量处于大约终末潮气或更小的同时采取姿势时将一个或多个除颤电击递送到患者14的姿势。例如，与在患者14的呼吸量处于大约终末潮气或更小时但是在患者没有采取目标姿势时递送一个或多个除颤电击相比，患者14的呼吸量处于大约终末潮气或更小并且患者采取目标姿势的组合可以提供较低的DFT和/或更有效的除颤电击。作为一个实例，相对于直立姿势，仰卧姿势可以实现较低的DFT，并且除患者14处于呼气的大约终末之外，采取仰卧姿势可以导致比患者14在处于或接近吸气的终末时处于仰卧姿势甚至更好的(例如，较低的)DFT。根据图6的示例技术，具有在除颤时监测患者姿势以及呼吸的能力的医疗装置系统可以允许定制的除颤治疗策略。

目标姿势可以是以患者为基础确定的预编程值(例如，由临床医生在编程会话期间定义的)，或者可以是针对所有患者设置的预定义值。在一些实例中，目标姿势可以是仰卧姿势或其它平躺姿势(例如，左平躺、右平躺、前平躺)，并且可以是例如可由姿势传感器51检测到的单个姿势或一组多个姿势。在一些实例中，目标姿势可以被定义为未被定义为不令人期望的姿势的任何姿势。例如，如果患者正在采取被定义为不令人期望的一种或多种特定姿势(例如，直立/站立姿势或斜躺姿势)，则处理电路系统40可以拒给除颤电击的递送，并且如果患者采取与定义的一种或多种不令人期望/非目标姿势不同的任何姿势(定义的或未定义的)，则所述处理电路系统可以如图6中所描述的递送一个或多个除颤电击。

实验结果

本公开包含形成本公开的一部分的以下讨论，并且可以提供与本公开一致的许多细节和实例。如下文进一步描述的，进行一项或多项研究和实验以评估本公开的实例的一个或多个方面。然而，本公开并不受限于研究和实验。在下文进一步描述了研究和实验的某些方面。以下讨论的细节和实例可以基于呼吸和姿势对由血管外ICD(EV-ICD)如IMD 12进行的心脏信号感测的变化进行定量。在此类实例中，建模可以类似地用于对响应于变化的姿势和呼吸状态而期望的抗快速性心律失常电击参数的变化进行定量以在有效使用动力资源的情况下实现治疗益处。

已经完成评估胸骨下疗法递送的急性人临床研究并且建模工作旨在预测EV ICD的慢性电性能。例如，电生理建模用于评估针对各种罐形定位(例如，颅相对于尾以及前相对于后)以及针对姿势改变和呼吸的除颤阈值(DFT)。以下讨论在用于建模的感测的上下文中描述了方法的实例。除电极是驱动电位的源极而不是心脏的表面之外，除颤(和起搏)使用的模型相同。

在一些实例中，EV ICD使用放置于心脏外在前纵隔空间中的除颤引线。在所述位置中，电极可以随着姿势变化而相对于心脏具有一定的移动自由度。这种运动对在这种新型植入物位置中通过电极获取的电描记图的影响程度尚未得到系统地表征。进行了研究以对由于姿势和呼吸的变化而导致的感测的信号的变化进行定量。

第一项建模研究使用了在各种姿势和呼吸状态下获取的MRI扫描集，以导出对相对于表示植入物状况的仰卧终末吸气姿势的器官运动和形状进行定量的人体测量学数据。关键解剖结构(如心脏和心外膜脂肪)的详细数据是从高分辨率离体MRI扫描获得的并且与较低分辨率MRI融合以创建具有适当细节水平的解剖结构以进行准确模拟。创建表示处于各种姿势的受试者的匹配的计算网格集，并且然后将ICD多次“植入”跨这些姿势的匹配的定位中。根据体表记录单独地估计心外膜电位，并将其映射到心肌表面。

图9是展示了在处于仰卧(SUP)、左侧平躺(LD)、右侧平躺(RD)和直立(UP)姿势的患者的吸气(INH)时的四个MRI扫描(上图)和示出了患者体内的患者的心脏的位置(例如，在胸腔内)的对应的模型(下图)。如所示出的，对于每个不同的姿势，患者的心脏的相对定位不同。在一名患者中，在潮气呼吸期间观察到心脏的20mm颅/尾移动并且在深呼吸期间观察到60mm的移动。

通过评分窗口手动注释心外膜电位数据，以标识各种类型的心脏跳动，如正常窦性心律(NSR)或室性心动过速(VT)。一自动化系统在ICD的电极处计算多于2000个数据集的心脏信号，对它们自动评分，并将这些结果存储于数据库中以进行统计分析。

从MRI图像数据的运动分析中发现，心尖的平均颅尾运动为34mm(范围：3到70mm，N＝9)。在图10中示出了针对由SUP-INH、SUP-EXH、UP-INH和UP-EXH表示的仰卧(SUP)、直立(UP)、吸气(INH)和呼气(EXH)的四个组合的具有评分窗口的预测信号的实例。在这个单个实例中，NSR复合物的以毫伏(mVpk)为单位的基线到峰值幅度的范围为1.46到2.09mVpk，而VT复合物的范围为0.75到2.22mVpk。对于两个复合物，最小幅度与仰卧呼气姿势(SUP-EXH)相关联并且最大幅度与直立吸气姿势(UP-INH)相关联。

来自建模的结果可以用于评估信号幅度和姿势稳定性两者。结果还用于测试装置和引线植入物位置的指南，以确保在所有姿势下有足够的信号水平以成功检测心律失常。包含姿势变化对于确保具有心脏外部电极的EV ICD的动态性能至关重要。

图11A和11B是在吸气期间的处于仰卧姿势(图11A)和直立姿势(图11B)的患者的心脏102以及EV ICD 104的MRI图像的概念性图示。图11A和图11B两者中的阴影区域指示使用除颤载体D1进行的除颤疗法的递送后的高电流密度区域，其包含与至少一个引线电极组合的壳体电极。如所示出的，在站立时和在吸气期间，心脏102如图像之间的箭头所指示的向尾部移动。在一些实例中，这可能导致除颤载体D1在除颤期间变得不太有效。如此，在一些情况下，可以通过感测直立姿势并且响应于感测到直立姿势来提高除颤功效，从而禁用载体(例如，载体D1)、增加除颤能量或两者。

图12是展示了各种模型化患者的随姿势和呼吸的DFT变化的图。稳定性图将仰卧吸气情况(X轴)的除颤阈值(DFT)与所有其它姿势(Y轴)的值进行比较。对于一些患者(HB-F-004-A和HB-F-004-B)，DFT相对于姿势是稳定的，而对于其它患者(HB-M-005-A和HB-M-005-B)，DFT可能差异很大。据信，DFT不稳定的患者可以受益于在感测到患者处于已经被确定为有问题的姿势时增加电击能量的装置。

令人惊讶地是，建模工作的各方面揭示了DFT受呼吸周期的影响，其中对于给定的罐形放置或患者姿势，最低的预测DFT与终末潮气呼气一致。来自电生理建模的结果示于图7和8中。

图7是针对模型化患者内的标称引线和各种IMD壳体(罐形电极)植入物定位和患者姿势的DFT的图。对于建模，如上文所描述的，IMD壳体通常皮下定位于患者的左侧上在胸腔上方并且除颤电极胸骨下定位。在图中，标称IMD壳体植入物定位被标记处于大约在水平中心，其中建模化定位在图向右移动时以20mm为增量从标称定位向尾移动并且在图向左移动时以20mm为增量从标称定位向颅移动。对于每个植入物位置，都应针对处于仰卧姿势和大约吸气的终末(“Sup-In”)、处于仰卧姿势和大约呼气的终末(“Sup-Ex”)、处于直立/站立姿势和大约吸气的终末(“Up-In”)和处于直立/站立姿势和大约呼气的终末(“Up-Ex”)的患者的建模化状况确定DFT。

基于在图7的图中所显示的结果确定：尽管就DFT而言，标称定位对于Sup-In情况是有利的，但是就DFT的变化性而言，Sup-In相对于Up-In相对不稳定。Sup-In和Up-In两者均被标记在图7中。还确定的是，在两种情况下，IMD壳体的更近尾部的放置就DFT变化性而言提高稳定性，因此在Sup-In情况下DFT的增加很小。

如图7所示出的，对于IMD壳体定位中的每个IMD壳体定位，处于直立/站立姿势和仰卧姿势中的每个姿势的呼气的近似终末的DFT与处于相同姿势但在吸气的大约终末时相比通常较低。进一步地，与其它三种情况相比，对于大多数IMD壳体定位，Sup-Ex的DFT较低。对于所有受试者，终末呼气被确定为递送除颤电击的最佳状态。

图8是针对模型化患者内的标称引线和各种IMD壳体(罐形电极)植入物定位和患者姿势的DFT的图。对于建模，如上文所描述的，IMD壳体通常皮下定位于患者的左侧上在胸腔上方并且除颤电极胸骨下定位。在图中，标称IMD壳体植入物定位被标记处于大约在水平中心，其中建模化定位在图向右移动时以20mm为增量从标称定位向后移动并且在图向左移动时以20mm为增量从标称定位向前移动。对于每个植入物位置，都应针对处于仰卧姿势和大约吸气的终末(“Sup-In”)、处于仰卧姿势和大约呼气的终末(“Sup-Ex”)、处于直立/站立姿势和大约吸气的终末(“Up-In”)和处于直立/站立姿势和大约呼气的终末(“Up-Ex”)的患者的建模化状况确定DFT。

基于图8中所显示的结果确定：就相对较低的DFT而言，标称IMD壳体定位对于Sup-In是有利的，但是就变化性而言，其是最不稳定的定位。另外地，在图8中绘制的结果指示从标称定位更向后放置20mm到40mm就DFT变化性而言提高稳定性。

尽管上文将IMD 12的处理电路系统40描述为被配置成执行参考图1-6所描述的技术的步骤中的一个或多个步骤，但是本文所描述的技术的任何步骤可以由其它装置的处理电路系统来执行。例如，位于临床医生处的远程计算机的或任何其它合适的可植入或外部装置或服务器的处理电路系统可以被配置成执行被描述为由IMD 12的处理电路系统40执行的步骤中的一个或多个步骤。此类其它可植入或外部装置可以包含例如可植入或外部监测装置或任何其它合适的装置。

所述技术的各个方面可以在体现在编程器(如医生或患者编程器)、电刺激器或其它装置中的一个或多个处理器(包含一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其它等效的集成或离散逻辑电路系统)以及此类组件的任何组合内实施。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可以指代前述逻辑电路系统单独或与其它逻辑电路系统的组合或任何其它等效的电路系统中的任何电路系统。

在一个或多个实例中，本公开中所描述的功能可以以硬件、软件、固件或其任意组合实施。如果以软件形式实施，则可以将所述功能作为一或多个指令或代码存储于计算机可读介质上，并且可以由基于硬件的处理单元执行所述功能。计算机可读介质可以包含形成有形的非暂时性介质的计算机可读存储介质。指令可以由一个或多个处理器(如一个或多个DSP、ASIC、FPGA、通用微处理器或其它等效的集成或离散逻辑电路系统)来执行。因此，如本文所使用的术语“处理器”或“处理电路系统”可以指代任何前述结构中的一种或多种结构或适于实施本文所描述的技术的任何其它结构。

另外，在一些方面，本文所描述的功能可以设置在专用硬件和/或软件模块内。将不同特征描绘为模块或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以由单独的硬件或软件组件来执行，或者集成在共用的或单独的硬件或软件组件中。而且，所述技术可以完全在一个或多个电路或逻辑元件中实施。本公开的技术可以在各种各样的装置或设备(包含IMD、外部编程器、IMD和外部编程器的组合、集成电路(IC)或IC的集合和/或驻留在IMD和/或外部编程器中的离散电路系统)中实施。

已经描述了本公开的各个方面。这些以及其它方面在以下权利要求书和条款的范围内。

条款1.一种方法，其包括标识患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间；以及通过医疗装置系统在患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将抗快速性心律失常电击递送到所述患者的心脏。

条款2.根据条款1所述的方法，其进一步包括在递送所述抗快速性心律失常电击之前的时间段内监测所述患者的所述肺的呼吸，其中患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间是至少部分地基于所述患者的所述肺的监测到的呼吸周期来标识的。

条款3.根据条款1或2所述的方法，其中标识患者的肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间包括标识所述患者的呼气的近似终末。

条款4.根据条款3所述的方法，其中在患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将所述抗快速性心律失常电击递送到所述患者的心脏包括与所述患者的所述呼气的所述近似终末基本上一致地将所述抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏。

条款5.根据条款1到4中任一项所述的方法，其进一步包括通过植入式医疗装置检测所述患者的所述心脏的心室纤颤(VF)或室性心动过速(VT)，其中递送所述抗快速性心律失常电击包括响应于检测到所述VF或VT而递送所述抗快速性心律失常电击。

条款6.根据条款5所述的方法，其中标识所述患者的肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间包括响应于检测到所述患者的所述心脏的所述VF或VT而标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于终末潮气量或更小的所述时间。

条款7.根据条款5所述的方法，其中通过医疗装置检测所述患者的所述心脏的所述心室纤颤(VF)或所述室性心动过速(VT)包括：当所述患者的所述肺的所述呼吸量大于所述大约终末潮气量时，通过所述植入式装置检测所述患者的所述心脏的所述心室纤颤(VF)或所述室性心动过速(VT)。

条款8.根据条款5所述的方法，其进一步包括响应于检测到所述患者的所述心脏的所述心室纤颤(VF)或所述室性心动过速(VT)而确定所述患者的所述肺的所述呼吸量大于所述大约终末潮气量；并且延迟所述抗快速性心律失常电击到所述患者的所述心脏的递送，直到患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间为止。

条款9.根据条款1到8中任一项所述的方法，其进一步包括确定所述患者在所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间处所采取的姿势是目标姿势，其中在所述患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将所述抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏包括在所述患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小并且所述患者采取所述目标姿势的所述时间处将所述抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏。

条款10.根据条款1到9中任一项所述的方法，其进一步包括确定所述患者在所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间处所采取的姿势不是目标姿势，响应于确定所述患者的所述姿势不是所述目标姿势而延迟在所述患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处所述抗快速性心律失常电击到所述患者的所述心脏的递送。

条款11.根据条款9和10中任一项所述的方法，其中所述患者的所述目标姿势是平躺姿势。

条款12.根据条款9和10中任一项所述的方法，其中所述患者的所述目标姿势是仰卧姿势。

条款13.根据条款1到12中任一项所述的方法，其中标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间包括标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于终末潮气量或更小的时间。

条款14.根据条款1到12中任一项所述的方法，其中标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间包括标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量的时间。

条款15.根据条款1到12中任一项所述的方法，其中标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间包括标识所述患者的所述肺的所述呼吸量为所述患者的所述肺的潮气量的约50％或更小的时间。

条款16.根据条款1到12中任一项所述的方法，其中标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间包括标识所述患者的所述肺的所述呼吸量在所述患者的所述肺的呼气的终末后约5秒内的时间。

条款17.根据条款1到12中任一项所述的方法，其中标识所述患者的所述肺的所述呼吸量处于大约终末潮气量或更小的所述时间包括标识所述患者的所述肺的所述呼吸量为所述患者的所述肺的吸气的终末后约5秒的时间。

条款18.根据条款1到17中任一项所述的方法，其中在患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将所述抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏包括在所述患者的所述肺的呼气的大约终末时将抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏。

条款19.根据条款1到17中任一项所述的方法，其中在患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将所述抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏包括在所述患者的所述肺的呼气的终末时将抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏。

条款20.根据条款1到19中任一项所述的方法，其中所述医疗装置系统包含可植入医疗装置系统，所述可植入医疗装置系统包含可植入医疗装置。

条款21.根据条款20所述的方法，其中所述可植入医疗装置系统包含血管外可植入心脏装置系统。

条款22.根据条款20所述的方法，其中所述血管外可植入心脏装置系统包含引线，所述引线包含被配置成递送所述抗快速性心律失常电击的一个或多个电极，其中所述一个或多个电极在所述患者体内的胸骨下和血管外位置处。

条款23.根据条款1到22中任一项所述的方法，其中所述抗快速性心律失常电击包括一个或多个除颤电击。

条款24.根据条款1到22中任一项所述的方法，其中所述抗快速性心律失常电击包括一个或多个心脏复律电击。

条款25.一种方法，其包括确定由患者进行的呼气的近似终末；以及通过医疗装置系统基于所述确定与由患者进行的呼气的所述近似终末基本上一致地将抗快速性心律失常电击递送到所述患者的心脏。

条款26.一种医疗装置系统，其包括：疗法生成电路系统，所述疗法生成电路系统被配置成生成抗快速性心律失常电击；以及处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：标识患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间；并且控制所述疗法生成电路系统在患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将所述抗快速性心律失常电击递送到所述患者的所述心脏。

条款27.根据条款26所述的医疗装置系统，其中所述医疗装置系统被配置成执行根据条款1到25所述的任何方法。

条款28.一种方法，其包括本文所描述的任何方法或本文所描述的方法的任何组合。

条款29.一种方法，其包括根据条款1到25所述的方法的任何组合。

条款30.一种系统，其包括用于执行根据条款1到25中任一项所述的方法的装置。

条款31.一种非暂时性计算机可读存储介质，其包括存储于其上的指令，当由处理电路系统执行时，所述指令使所述处理电路系统执行根据条款1到25中任一项所述的方法。

条款32.一种方法，其包括标识患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间；以及通过医疗装置系统在患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将抗快速性心律失常疗法递送到所述患者的心脏。

权利要求33.根据条款32所述的方法，其中递送所述抗快速性心律失常疗法包括递送以下中的一个或多个：一个或多个除颤电击、一个或多个心脏复律电击、抗心动过速起搏(ATP)、电击后起搏或心动过缓起搏。

条款34.一种系统，其包括疗法生成电路系统，所述疗法生成电路系统被配置成生成抗快速性心律失常疗法；以及处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：标识患者的肺的呼吸量处于大约终末潮气量或更小的时间；并且控制所述疗法生成电路系统在患者的所述肺的所述呼吸量处于所述大约终末潮气量或更小的所述时间处将所述抗快速性心律失常疗法递送到所述患者的心脏。

条款35.根据条款35所述的系统，其中所述抗快速性心律失常疗法包括以下中的一个或多个：一个或多个除颤电击、一个或多个心脏复律电击、抗心动过速起搏(ATP)、电击后起搏或心动过缓起搏。