CN109562271B

CN109562271B - 使用胸廓内脉管***的有源医疗装置植入

Info

Publication number: CN109562271B
Application number: CN201780048482.XA
Authority: CN
Inventors: G·山塔努·雷迪; 詹姆斯·O·吉尔克森; 安德鲁·L·第·考克; 詹姆斯·K·小考特拉; 埃里克·哈米尔
Original assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Current assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Priority date: 2016-08-05
Filing date: 2017-08-02
Publication date: 2023-01-13
Anticipated expiration: 2037-08-02
Also published as: EP3493877A1; US11534602B2; US10576267B2; EP3493877B1; WO2018026922A1; US10471250B2; US20180036547A1; US20180036527A1; US20200246610A1; CN109562271A

Abstract

本发明涉及使用胸廓内脉管***的有源医疗装置植入。可植入装置和***包括适于被安放在患者的胸廓内静脉(ITV)中的一个或多个引线。所述引线可以包括改动引线以适应这样的放置的特征。用于与引线一起使用的相关联的装置可以包括操作电路，所述操作电路适于与具有耦合到其的用于感测和/或治疗目的的电极的引线一起使用。用于这样的装置和***的植入和使用的方法也被公开。

Description

使用胸廓内脉管***的有源医疗装置植入

相关申请的交叉引用

本申请要求以下申请的权益和优先权：2016年8月5日提交的标题为“IMPLANTATION OF AN ACTIVE MEDICAL DVICE USING THE INTERNAL THORACICVASCULATURE”的美国临时专利申请第62/371,343号；2016年9月29日提交的标题为“PACEMAKERS FOR IMPLANT IN THE INTERNAL THORACIC VASCULATURE WITHCOMMUNICATION TO OTHER IMPLANTABLE DEVICES”的美国临时专利申请第62/401,338号；以及2016年12月22日提交的标题为“AZYGOS,INTERNAL THORACIC,AND/OR INTERCOSTALVEIN IMPLATATION AND USE OF MEDICAL DEIVCES”的美国临时专利申请第62/437,693号，这些申请的公开内容通过引用并入本文。

背景技术

可植入除颤器已经被证实通过可能致命的心律失常的治疗延长患者寿命。随着时间的过去，已经做出了各种努力来解决与这样的装置的植入相关联的并发症。例如，早期装置一般使用经由胸廓切开术植入的心外膜小片电极，伴随有外科风险和心外膜小片电极和相关联的引线的故障的重大风险。经静脉引线的使用代表重要进展，避免了胸廓切开术并且改进了可靠性。然而，引线故障仍是个重要的问题，因为心脏中的引线附连使引线随着每个心跳屈伸。皮下除颤器的出现使得可以避免这些引线故障问题，其中引线被植入在患者的皮肤的下方和胸廓的上方，并且不易于反复屈伸。

然而，皮下除颤器需要更高的能量来进行除颤，这使用于这样的***的脉冲发生器大于它们的经静脉前身，并且避免对于某些状况的高压电击的心动过缓起搏和抗心动过速起搏这二者的效用是有限的，因为这样的皮下起搏对于患者可能是非常不舒服的。这导致对于可植入除颤器和其他医疗装置(诸如可植入起搏器)的进一步的替代位置的兴趣。

发明内容

本发明人已经认识到，除了其他方面之外，将被解决的问题是对于现有的用于患者的胸腔中的治疗和感测设备的植入技术和位置的另外的替代方案的需要。胸廓内静脉(ITV)以及肋间脉、腹壁上静脉、奇静脉、半奇静脉和副半奇静脉每个均可以提供如下面进一步描述的新的有用的替代位置。ITV可以通过下面说明和讨论的几种途径进入。ITV中的电极和/或引线可以用于各种目的，包括例如递送诸如起搏(诸如心动过缓起搏或抗心动过速起搏)的治疗或除颤、或者感测来自ITV的心脏活动以便通过第二装置来帮助节律分析或者确认或优化第二可植入装置或更多的可植入装置的操作。

本概述意图提供对于本专利申请的主题的介绍。并非意图提供本发明的排他的或详尽的说明。包括详细描述是为了提供关于本专利申请的进一步的信息。

附图说明

在不一定按比例绘制的附图中，相似的数字可以在不同的视图中描述类似的组件。具有不同的字母后缀的相似数字可以表示类似组件的不同实例。附图一般性地举例、而非限制的方式例示说明本文档中讨论的各种实施例。

图1例示说明包括胸廓内静脉(ITV)的放置的胸腔解剖结构；

图2示出突出ITV和动脉的位置的截面图中的躯干；

图3A和3B孤立地示出ITV和连结的脉管***；

图4-5示出左ITV中的引线的上位进入和植入；

图6A用近视图示出在下肋骨边缘下位的位置，在该位置，可以经由腹壁上静脉下位进入ITV；

图6B例示说明可用于上位或下位进入的肋间进入位置；

图7示出从右ITV中的下位位置的植入；

图8A示出从两个ITV中的下位位置的植入；

图8B示出在图8A的植入构造中可以使用的说明性引线；

图9示出使用进入右ITV的肋间通路的植入；

图10-18例示说明各种引线设计；

图19是说明性方法的流程框图；

图20示出使用进入左ITV的肋间通路的植入，左ITV具有用于例示说明的大小缩小的壳体的多个可选的位置；

图21示出使用具有进入右ITV的下位通路的胸骨壳***置的植入；

图22示出伴随的皮下除颤器和心外起搏器，其具有使用肋间通路的左ITV引线位置；

图23示出与安置ITV的装置一起使用的多于一个的LCP；

图24A-24B是使用ITV和LCP的装置的侧视图；

图25示出根据一些例子的用于起搏器的说明性***工具；

图26A-26B示出具有说明性起搏器壳体的贴附的可移除的引线；

图26C-26D示出具有说明性起搏器壳体的贴附的可移除的引线；

图27示出根据某些实施例的用于可植入医疗装置的说明性操作电路和设计；

图28示出用于示例LCP的说明性操作电路和设计；

图29示出几个说明性植入位置和组合；

图30孤立地示出胸前静脉结构和胸后静脉结构；

图31示出其中突出显示说明性治疗电极位置的截面图中的胸腔；

图32-33示出说明性前位/后位植入装置；

图34用流程框图示出根据一些例子的说明性植入方法；以及

图35示出说明性的被植入***。

具体实施方式

Boston Scientific的S-ICD***为患者提供了益处，包括保留了经静脉解剖结构以及避免了心内引线，心内引线可能折断和/或可以充当使感染到达心脏的通道，并且可以阻挡血管进入心脏，这使得以后将引线或其他装置放置在心脏中更加困难。皮下引线植入的一些例子和讨论可以在标题为“APPARATUS AND METHOD FOR SUBCUTANEOUS ELECTRODEINSERTION”的美国专利No.8,157,813和标题为“SUBCUTANEOUS LEADS AND METHODS OFIMPLANT AND EXPLANT”的美国授权前公开No.20120029335中找到，这些公开的公开内容通过引用并入本文。标题为“SUBCUTANEOUS ONLY IMPLANTABLE CARDIOVERTERDEFIBRILLATOR AND OPTIONAL PALCER”的美国专利6,721,597和上面提到的美国专利7,149,575中讨论的另外的皮下放置，这些专利的公开内容通过引用并入本文。

虽然许多患者可能用S-ICD***进行了很好的治疗，但是仍然存在限制。S-ICD***的增加的能量要求、感知到的提供长期心动过缓起搏的困难以及抗心动过速起搏不可用于终止快速心动过速的不可用性引起了对于替代的除颤器和/或起搏器放置技术的兴趣。一个提议包括诸如标题为“SUBSTERNAL PLACEMENT OF A PACING OR DEFIBRILLATINGELECTRODE”的美国专利申请No.15/208,682中的胸骨下放置，其中引线从下肋骨边缘下位的位置延伸到胸骨，该申请的公开内容通过引用并入本文。在引线不进入脉管***或者不驻留在脉管***中的情况下，关于胸骨下装置的提议一直被称为血管外的。这样的装置与早代心外膜装置的不同之处在于，引线和电极将不会触及心脏或者进入心包或被固定到心包。

本发明人已经明确了还有进一步的替代方案。在人类解剖结构中，胸廓内静脉(ITV)(也可以被称为乳内静脉)是引流胸壁和***的血管。在胸骨的任一侧、肋骨的下方存在左胸廓内静脉和右胸廓内静脉两个胸廓内静脉。ITV起于腹壁上静脉，沿着其路线伴随胸廓内动脉，终止于头臂静脉中。发明人已经认识到，ITV可以形成合适的位置供放置心脏刺激引线。虽然以下讨论大部分集中于ITV的使用，但是这些构思中的许多构思也可以被应用于胸廓内动脉，胸廓内动脉有时可以被称为乳内动脉。

图1例示说明包括胸廓内静脉(ITV)的位置的胸腔解剖结构。心脏的轮廓在10处示出，上腔静脉(SVC)在12处示出。头臂静脉14耦合到SVC，并且延伸通过各种头部分支到达锁骨下静脉16。奇静脉在18处示出，右ITV和左ITV在20处示出。

可植入起搏器或除颤器领域中的某些文献已经指出了使用奇静脉18来植入刺激迷走神经(参见例如美国专利No.8,005,543，该专利的公开内容通过引用并入本文)或者使用奇静脉作为除颤器功能的附件(参见J.Cardiovasc.Electrophysiol.,2004,15:780-783中的Cesario等人的“Azygos vein lead implantation:a novel adjuctive techniquefor implantable cardioverter defibrillator placement”)的可能性。然而，这样的提议尚未找到广泛的接受。然而，没有显现出ITV 20已经被提出。

图2示出突出ITV和胸廓内动脉的位置的截面图中的躯干。更具体地说，在例子中，左ITV和右ITV在50、52处示出，平行于胸骨58任一侧的胸廓内动脉54、56且更接近胸廓内动脉54、56的中心延展。心脏在60处示出，肺在62处示出，脊柱在64处示出。ITV 50、52位于肋骨66的下方，但是位于肺62的胸膜的外部并且与肺62的胸膜是分离的。如本文中所使用的，“ITV”是应用于静脉的名称，虽然它在胸部的下方(也就是说，在肋骨的下缘的上位)延展。在肋骨的下缘的下位，血管作为腹壁上静脉延续。

相对浅表的位置使ITV 50、52可以在肋骨边缘的下位、在可以被称为剑突旁窗口的位置处经皮进入。从下肋骨边缘下位的进入点进入ITV可以被描述为经由腹壁上静脉进入ITV。也可以在胸骨旁位置上、通过如下面进一步讨论的肋骨66之间的肋间空间进入ITV50、52。在下面的一些例子中还示出了经由上位脉管***(包括头部静脉)进入ITV的方法。

图3A-3B孤立地示出ITV和连结的脉管***。图3A是上部躯干的静脉结构的选定部分的前位图，图3B是这些选定部分的侧视图。SVC在100处示出，头臂静脉102在SVC的上端劈叉。右锁骨下静脉在104处示出，左锁骨下静脉在106处示出。如从图3B的侧视图可以理解的，奇静脉包括在108处的图示中，延伸出SVC的后部，并且在心脏的后部下位延展。右ITV和左ITV在110、112处示出。这些ITV每个均在被认为是头臂静脉102的一部分的位置处分支。颈内静脉也在114处示出。

图4-5示出ITV中的引线的上位进入和植入。从图4开始，心脏在150处示出，SVC在152处示出，头臂静脉右分支在154处示出，头臂静脉左分支在156处示出。使用本领域中已知的用于植入传统的经静脉起搏器和除颤器的技术进入锁骨下静脉160的通路在170处示出。例如，可以通过用空心针或套管针创建穿刺(例如，在超声引导下)、导引导丝通过针、移除针、然后在导丝上方***导引器护套172(其可以在其近端具有阀门)来使用Seldinger(塞尔丁格)技术。其他静脉穿刺或切开技术也可以代替使用。其他血管可以代替锁骨下静脉通过使用类似的技术进入，包括例如颈静脉、头静脉或腋静脉。

进入到170处的通路中，导引器护套172被***并且被推进到将其远侧尖端180放置在左ITV 158的口附近的位置。造影剂注入对于显现ITV结构和ITV的口可以是有用的。引导导管174和导丝176然后被导引通过导引器护套172。在其他例子中，可以使用较短的导引器护套，其中引导导管174用于穿过到相关的口的距离。

导丝与获得初始通路170中使用的导丝可以是相同的(如果一个用于获得通路170)，或者可以是不同的导丝。在例子中，导丝176被预先装载在引导导管中，并且二者同时被导引，直到引导导管174在相对于选定ITV的口的期望位置处为止。导丝176(可以是可偏转的或可转向的)然后可以用于通过其左ITV 158的口进入左ITV 158，向下传到左ITV158。引导导管174然后可以横穿导丝并且通过口进入左ITV 158。

从上位位置进入ITV中的装置将需要在与它们的自然倾向相反的方向上通过ITV的阀门(静脉阻止血下位流动)。对于导丝从上位位置不受引导导管支撑地进入ITV中的例子，导丝可以优选地是硬的。在一些例子中，可以使用至少两个导丝，第一个是更柔韧的且可转向的导丝用以经由ITV的口获得初始进入，第二个是可充分地推动的以使得可以通过ITV中的阀门的更硬的导丝。

在一些例子中，引导导管174首先被导引，导丝176接着被导引。例如，可转向的或弯曲的引导导管174可以将导引器护套172穿到其远端180，然后通过使用引导导管或引导导管的前弯结构，于是将如182处所示那样转动以进入左ITV 158。导丝176可以被导引通过引导导管174。在另一个例子中，导丝176可以被省略。

图5示出可植入心脏刺激***的植入。该***包括可植入脉冲发生器190，可植入脉冲发生器190可以被放置在所示的锁骨下位置(或任何其他的合适的位置，根据需要)上。引线192进入静脉接入点170、锁骨下静脉160，到达头臂静脉156。引线然后进入左ITV 158。对于这样的导引，在一个例子中，引导导管174(图4)可以用于在使用或不使用导丝176(图4)的情况下指导引线192通过选定ITV的口。

在一些例子中，使用其中具有接纳导丝或探针以提高通过ITV 158的阀门的可推性的柔韧的引线。在另一个例子中，柔韧的引线在推进期间可以在引导导管174的支撑下进行导引。在后面的这个例子中，引导导管174可以接纳引线192通过引导导管内腔，引导导管内腔用于保持用于柔韧的引线的固定设备或形状，诸如2维或3维弯曲部分(参见图10-11)、尖头(参见图12)、可伸展构件(参见图15)、或钩子或侧面延伸的啮合结构(参见图16)。可以使用可以附连到引线的单独的设备(诸如标题为“FIXATION DEVICE FOR A SUBCUTANEOUSELECTRODE”的美国临时专利申请第62/237,755号中所示的设备，该申请的公开内容通过引用并入本文)来提供锚定。

在另一替代方案中，可以通过为引线提供柔韧的或可转向的结构和/或被构造为使用可转向探针植入的引线来省略引导导管174和导丝176。例如，引线可以被构造为使用可转向探针植入在其内腔中，其中最初在导引器护套172的远端被放置到左ITV 158(或右ITV 210，如果需要的话)的口中，可能通过使用造影剂显现来放置，如果需要的话。一旦实现了初步进入，仅推动探针应就足以将引线植入到ITV中的期望水平面。探针可以具有防止引线的锚定结构采取锚定形状或者松开锚定尖头、钩子、可伸展构件、支架或其他装置的次要功能。

在例子中，引线192包括如在194处示出的多电极远侧结构。该结构包括与远侧线圈196B分离的近侧线圈196A。线圈196A/B和罐体190可以用作治疗递送电极。就这一点而论，可以存在多个治疗矢量，诸如在线圈196A和线圈196B之间，在线圈196A和196B中的任何一个和罐体190之间，或者在三个治疗电极196A、196B和罐体罐体190中的两个的组合和这样的第三电极之间，诸如通过将线圈196A和196B共用为阳极或阴极相对于罐体190连结。线圈可以用于除颤治疗，并且如果需要的话，可以被省略，因为一些例子使用不同的电极结构(诸如环形电极或部分环形电极)来提供起搏治疗。

多个环形电极可以如198A、198B和198C处示出那样提供。电极198C也可以是尖端电极，或者代替为尖端电极。电极198A/B/C可以用作感测电极。线圈196A、196B也可以用作感测电极。这些各种电极可以用于按各种组合、使用例如以下专利和申请中方法和电路来感测心脏信号：标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR SENSING VECTOR SELECTION IN ANIMPLANTABLE MEDICAL DEVICE USING A POLYNOMIAL APPROACH”的美国专利7,783,340；标题为“SENSING VECTOR SELECTION IN ACARDIAC STIMULUS DEVICE WITH POSTURALASSESSMENT”的美国专利8,483,843；和/或美国临时专利申请No.62/245,757、62/245/738、62/245,762、62/245,729，这些专利和申请通过引用并入本文。

另外，环形电极或尖端电极198A、198B、198C中的一个或多个可以用于治疗递送。在例子中，除颤治疗可以使用共用为相反的极耦合到罐体190的线圈196A、196B，而起搏治疗可以使用线圈196A和19BB作为用于进行休克后起搏治疗的相反的电极，电极的还有的差异组合用于提供心室起搏治疗，例如通过在线圈196B和尖端电极198C之间起搏来提供心室起搏治疗。

说明性地提供了线202用来分离心房和心室。引线192可以如所示那样放置以使得近侧线圈196A大约与心房齐平，远侧线圈196B大约与心房齐平，如果需要的话。在一些例子中，可以在引线192上提供更少的或不同的电极，诸如通过排除近侧线圈196A或远侧线圈196B中的一个或另一个。各种设计也在本文中示出。

提供线204是为了指示心脏的顶部，心脏的顶点或底部被标记在200处。在一些例子中，引线192上的一个或多个电极设在顶点200处或下位，或者设在心脏的顶部204或上位。在所示的例子中，另一方面，电极大体上安置在心脏的顶点200和顶部204之间。

图5所示的图示将引线放置在患者的左侧206。在其他例子中，可以改为或另外进入患者的右侧208，包括右ITV 210。进入右ITV 210可以通过将引导导管和/或导丝如箭头212所示那样从左锁骨下通路170穿过推进到右ITV 210的口来实现。

可替代地，进入右ITV可以如箭头214处所示那样通过在图4所示的镜像过程中进入右锁骨下静脉来实现。在一些例子中，左ITV 158和右ITV 210中的每个均可以接纳引线192。引线192可以是劈叉的(如相对于图8B中的下位进入路线所示的那样)，轭可以设在罐体190附近以将两个引线接合在一起，或者罐体190上的头部可以被构造为接纳多于一个的引线192(如果需要的话)以在左ITV 158和右ITV 210中的每个中提供引线。如果提供两个引线，则使用可以类似于关于图8A说明的使用，除了引线可以如图5所示那样从上位血管植入之外。例如，可以执行以特定的腔或腔组合为目标的右侧和左侧引线放置之间的起搏，或者可以使用一对电极来执行感测，而治疗递送则使用不同的一对电极来实现再同步或其他期望的效果。

图6A用近视图示出在下肋骨边缘下位的位置，在该位置，可以从下位进入ITV。该区域可以被称为胸廓下口。患者解剖结构被部分地示出，包括胸骨300和肋骨302，下肋骨边缘在304处示出。

切除区域在306处示出以便例示说明用于使用腹壁上静脉进入右ITV或左ITV的大致位置。左腹壁上静脉在308处示出，右腹壁上静脉在310处示出。为了进入任一静脉308、310，医生可以触碰剑突过程312，然后在剑突312的期望侧使用超声引导的通路获得进入期望的静脉308、310的针入路。该下位方法在患者后来需要传统的经静脉的心内***的情况下或者为了用于其他手术中，保留了上胸脉管***。这样的进入还可以降低引线折断(诸如由锁骨下挤压引起的引线折断)的可能性。一旦实现了进入了选定的腹部上静脉308、310的通路，就可以在上位的方向上穿过血管以通过进入对应的ITV来将引线放置在期望的水平面上。

进入一般可能类似于众所周知的Seldinger技术，其中最初针穿刺是使用空心针或套管针。导丝被传递通过空心针或套管针，该空心针或套管针然后可以被移除。导引器护套(通常具有在其中的扩张器和在其近端的阀门)然后被***越过导丝进入到期望的血管中。扩张器和/或导丝然后可以被移除，在适当的位置上留下装有阀门的导引器护套以使得可以将介入装置和/或引线导引通过导引器护套。当引线植入过程结束时，可以放置密封装置(诸如缝合套管)以将穿刺部位密封到其中留下的可植入引线。目标可以是在与剑突相邻的窗口中在第7肋骨边缘处或附近进入ITV或腹壁上静脉，所述窗口可以被描述为剑突旁窗口。

在另一个例子中，可以使用切开技术来通过切开皮肤的切口进入期望的静脉308、310。接着，可能在进入期望血管的视觉确认之后，可以做出进入选定静脉中的切口。在另一个例子中，可以使用解剖学标志(诸如肋骨边缘和/或胸骨下角)来促进进入期望的静脉308、310中的静脉穿刺。

在动物测试中，本发明人已经确定通过在下肋骨边缘附近的下位区域中进入腹壁上静脉，进入ITV可以毫不费力地实现以促进引线放置。然而，认识到，人类解剖结构将不同于测试的动物(猪模型)的解剖结构，并且可能随着给定患者的特定身体特性进一步变化，所述身体特性包括例如任何静脉异常、区域中的结疤(诸如与任何以前的胸骨切开术等相关的结疤)以及身体习性(过重或过轻患者)。

肌膈静脉(未示出)沿着下肋骨边缘308延展，并且可以改为以为了本文的目的将被称为下位进入位置(因为它将在最下的肋骨的下位)的方式进入，或者也可以以该方式进入。肌隔静脉和腹部上静脉在胸廓内静脉的最下端合在一起。肌隔静脉的使用可以使用对于腹壁上静脉的方法类似的方法(包括超声引导的Seldinger技术)发生，如果需要的话。由于其邻近骨结构(308处的肋缘)，肌隔静脉可以是有用的，因为其进入可以比腹壁上静脉的进入简单(因为位置可以被容易地确定)，或者比胸廓内静脉的进入简单(因为进入将不需要通过肋间)。

图6B例示说明可用于上位或下位进入的一些肋间进入位置。这样的进入位置可以被标记为胸骨旁进入位置。该图在320处示出在胸腔322的下方的心脏。右ITV和左ITV在324和326处示出。任何覆盖右ITV和左ITV的肋间空间都可以是合适的进入点，然而，对于通过在单个方向上通过来使引线的远端可以沿着心室和动脉的重要区域通过，更上位的或更下位的位置可能是优选的。

在所示的例子中，说明性肋间进入位置在相对下位的位置330、332和更上位的位置340、342处示出。在一些例子中，下位位置330、332可以与左侧或右侧侧向植入罐***置一起使用，诸如通过将通过肋间330的引线与左侧向罐体一起使用。在一些例子中，上位位置340、342可以与左侧或右侧上位或高胸植入罐***置一起使用，诸如通过将340处的通过肋间之一的引线与左侧锁骨罐***置一起使用。在一些例子中，可以使用向上隧穿、向下隧穿、穿越胸腔隧穿来将例如上位肋间进入位置与更下位的罐***置配对，诸如通过使引线通过左侧上位肋间340并且隧穿到该引线位置/从该引线位置隧穿以用于与左侧侧向腋窝罐体耦合来配对。在还有的其他的例子中，可以通过向下/穿越隧穿到330、332处的肋间之一来将左锁骨处的传统的植入位置与肋间通路配对。

对于这些位置330、332、340、342中的任何一个，可以通过使用超声引导的针***来具有通路。再次，进入方法可以类似于Seldinger技术，但是在这种情况下，肋间空间中的肌肉将首先被穿过。可以使用针来使用超声引导建立穿刺，其中导丝被传递通过该穿刺。一旦做了穿刺并且导丝在期望的血管中，针就被移除，使导丝保持在适当的位置上，并且大小适当的导引器护套(可选地包括扩张器)被放置在导丝的上方。

图6B中的替代方案使得可以在保留上胸脉管***的同时从上位位置或下位位置进入。优于图6A的方法的优点是，缝合套管附连与图6B的使用将在胸腔上方的筋膜上、肋间进入点附近发生，使得缝合套管使用更容易并且避免了静脉***进入的点和固定点之间的移动。另一方面，用户在肋骨和肋间肌肉不干扰的位置处进入静脉可能是更舒服的，因此，本文中的各种方法中的每种方法相对于彼此来说都具有优点和缺点。

图7示出从ITV中的下位位置的植入。在该例子中，已经通过从肋骨边缘402下位的位置导引通过腹壁上静脉，进入了右ITV 400。可植入装置可以被放置，包括具有远侧电极结构412和罐体414的引线410，其中罐体414被大致放置在左腋窝处。罐体414可以根据需要放置，例如放置在腋前线、腋中线处或腋后线中。

在图示中，缝合套管在416处示出，并且用于将引线410固定到例如皮下筋膜。为了放置，如上所述那样进入右ITV 400，并且在左腋和诸如沿着乳下皱襞的一部分的进入位置之间建立隧道。在这种情况下，引线410可以是相对较硬的以帮助使它保持如所示那样安放在患者中，如果需要的话。本文中也示出了关于引线的各种设计，包括引线的尖头、钩子、弯曲部分或偏斜以及可充气的或可伸展的结构。在图7的例子中，示出了左腋罐***置；右侧胸肌或锁骨下左位置或右位置可以与右ITV放置400或者可替代地左ITV放置组合代替使用。

在植入期间，可以在引线410或者其一部分的上方提供护套以保持或约束用于柔韧的引线的固定设备或形状，诸如2维或3维弯曲部分(参见图10-11)、尖头(参见图12)、可伸展构件(参见图15)、或钩子或侧面延伸的啮合结构(参见图16)。可以在植入期间将探针放置为通过引线410或其一部分以保持笔直的形状；探针一被移除时，弯曲部分(参见图10-11)然后就可以被松开以用于将引线410固定到位。

引线410可以包括除了所示的那些电极之外的电极或不同于所示的那些电极的电极。例如，另一个线圈电极可以被放置在引线410的更近侧的部分上以沿着乳下皱襞驻留在罐体414和进入腹壁上静脉的进入点之间的位置上。该位置处的附加线圈可以用于除颤或其他治疗目的或者用于感测。如果需要，第二引线或更多的引线也可以被放置。

图8A示出从两个ITV中的下位位置的植入。在该例子中，右ITV 450被示为引线454的远端上的电极结构452设置在其中。缝合套管456固定引线454。引线454包括进入左ITV460的第二分支，其中第二电极结构462设置在其中。第二缝合套管466可选地将引线454固定在第二位置处。用于所述***的罐体被示为被植入在左腋中。如上面所指出的，为了进入右ITV 450和左ITV 460而进入腹壁右上静脉和左上静脉中的每个的进入点可以被放置为靠近剑突接合处的剑突，和/或被放置在胸骨下角处或附近。如果需要，可以使用在腹壁上静脉更上位的通路。

图8B示出在图8A的植入构造中可以使用的说明性引线。说明性引线500包括502处示出的近侧插件结构，其中劈叉在510处示出，具有电极结构504的较短的分支从该近侧插件接口延伸，较长的分支508在轴向上延续到另一个电极结构506。所述设计是说明性的，而非意图成为限制。在另一个例子中，可以使用两个单独的引线，而不是一个集成的引线。

如所示，每个电极结构504、506包括两侧是两个感测电极的线圈电极；可以使用其他电极组合。每个电极可以电连接到插件502上的单个触点，或者，如果需要，电极的子集可以相对于插件502上的单个触点结合在一起。远侧部分可以包括用于柔韧的引线的固定设备或形状，诸如2维或3维曲线(参见图10-11)、尖头(参见图12)、可伸展构件(参见图15)、或钩子或侧面延伸的啮合结构(参见图16)。

图9示出使用进入ITV的肋间通路的植入。在该例子中，具有可植入脉冲发生器550和引线552的可植入***已经被安放在患者中，引线552具有远侧电极结构554。右ITV 556使用560处的肋间进入点进入。

肋间通路560可以通过将针***到选定的肋间空间(优选地，胸腔上低位的、胸骨附近的肋间空间)中(优选地在引导下，诸如通过使用超声引导的针的引导)、通过该肋间空间的肌肉、进入到右ITV 556中来实现。导丝可以被传递通过针，并且导引器护套在针被移除之后越过。其他技术可以代替使用，并且其他进入点可以被选择。

在一个例子中，可以使用肌隔静脉。肌隔静脉沿着下肋骨边缘延展，并且可以以为了本文的目的将被称为下位进入位置(因为它将在最下的肋骨的下位)的方式进入。肌隔静脉和腹部上静脉在胸廓内静脉的最下端合在一起。由于其邻近骨结构(肋缘)，肌隔静脉可以是有用的，因为其进入可以比腹壁上静脉的进入简单(因为位置可以被容易地确定)，或者比胸廓内静脉的进入简单(因为进入将不需要通过肋间)。

缝合套管可以用于根据需要将引线552固定在胸腔的上方。与本文中示出的其他的被植入引线一样，引线552可以包括固定结构，诸如沿着其远侧长度的弯道或曲线、在其远端用以固定其在ITV 552内的位置的尖头、钩子或可伸展构件。

在以上例子中的任何一个中，附加的引线放置可以发生。例如，附加的引线可以被皮下地放置在心脏内或不同的血管(诸如奇静脉)中。附加的装置放置也可以发生，包括例如无引线心脏起搏器在心脏的一个或多个腔中的放置。

以上例子促进若干个治疗选项。例如，可以用诸如、但不限于以下构造的各种构造来递送除颤治疗：

-在左ITV电极或电极组合和右ITV电极或电极组合之间；

-在左ITV电极和放置在左腋或左锁骨下位置上的装置壳体之间；

-在右ITV电极和放置在左腋或左锁骨下位置上的装置壳体之间；

-在左ITV电极和放置在右腋或右锁骨下位置上的装置壳体之间；

-在电共用的左ITV电极和右ITV电极和右腋或左腋或右锁骨下或左锁骨下罐体之间；

-在一个ITV电极和与左腋或右腋或左锁骨下或右锁骨下位置上的装置罐体共用的第二ITV电极之间；

-在引线上的第一电极和同一个引线上的第二电极之间，其中第一电极和第二电极在同一个ITV中；

-在引线上的第一电极和同一个引线上的第二电极之间，其中第一电极在ITV中，第二电极在通向进入ITV的通路的隧道中，诸如在图7中的引线410上的乳下皱襞中。

在这些例子中，“左ITV电极”或“右ITV电极”可以包括单个线圈电极或多个线圈和/或一个或多个线圈与电共用的一个或多个环形电极的组合。以上组合也可以用于递送心动过缓起搏治疗或抗心动过速起搏治疗。

进一步的例子可以通过按诸如、但不限于以下的各种构造递送起搏脉冲来提供再同步治疗：

-在左ITV内以双极的方式使左心室起搏，并且还在右ITV内以双极的方式使右心室起搏，所述两组起搏治疗之间的相对时序是根据心脏输出或电响应的分析而确定的。

-在左ITV或右TIV中的一个内以双极的方式响应于用放置在ITV中、与心房齐平的上位位置处的电极感测的心房感测信号来刺激相应的左心室或右心室。

-在装置壳体和左ITV电极或右ITV电极中的一个或两个之间以单极的方式，将使用至少一个ITV中的附加电极感测的心房信号和/或使用装置壳体检测的远场感测的形态用于时序信息。

在例子中，参照图7，可以如下递送心力衰竭或再同步治疗。可以通过使用电极组装件412中所示的远侧的两个环形电极感测心房活动以确定用于使用近侧线圈电极和罐体414递送起搏治疗的时序来递送起搏治疗。如本领域技术人员可以领会的，可以具有许多其他的组合。

图10-18例示说明各种引线设计。这些引线可以通过任何合适的方式、由任何合适的材料制造。例如，许多聚合物已知用于引线制造。可以提供内部纵向或侧向支撑构件(诸如织带、芯线等)。可以使用挤压或模塑。内部导体可以由任何合适的材料形成(可以使用不锈钢、钛、金、银或任何其他导电材料)，并且可以采取任何合适的形式，诸如简单的导线、涂布导线、编织线或绕线、拉制线和/或拉制填充管或其他结构。引线可以在整个部分或其一部分上包括各种涂层(诸如抗菌涂层)以降低感染的可能性、严重性和/或发展。本公开中后面接着有关于这样的设计细节的一些说明性列表。

图10示出说明性引线结构。引线600被示为在血管602内，血管602可以是ITV。引线可以包括606、608处示出的环形电极、尖端电极614、以及612处的线圈电极。弯曲部分区域的各区在604和610处示出。单个弯曲部分可以代替提供。弯曲部分可以是二维的或三维的。二维弯曲部分可以采取大体上例如Z字形设计的形式。几个实施例可以使用三维弯曲部分，诸如举例来说猪尾或螺旋。

在一个例子中，远侧尖端614从相对于引线的其余部分的下位植入，以使得线圈612与患者的心室相邻或齐平。在另一个例子中，远侧尖端从相对于引线的其余部分的上位植入，以使得线圈612与患者的心房相邻或齐平。在另一个例子中，线圈612的位置与环形电极608的位置交换，以使得如果在尖端614相对于引线的其余部分在上位的情况下被植入，尖端614将大约在心房的水平面(或更高)处，而线圈612将与心室相邻或齐平。

图11示出另一个例子。引线620被示为在血管622内，血管622可以是ITV。引线可以包括环形电极626和尖端电极630以及线圈电极624、628。如图5中上面所示，附加的环形电极可以被放置在线圈电极624的近侧，如果需要的话。就该例子来说，线圈624可以被间隔和定位为使得当在尖端630在上位或下位的情况下被植入时一个与心室齐平、另一个与心房齐平。与图10一样，图11示出引线具有几个弯曲部分区域。

在图10和11中，弯曲部分可以由引线以几种方式呈现。在例子中，引线包括形状记忆材料，并且大体上是笔直的和柔韧的，直到被植入在身体中；在变暖的几分钟之后，形状记忆材料呈现所示的形状。在另一个例子中，探针在植入期间被放置在引线的内部以保持大体上笔直的形状，并且当探针被移除时，引线呈现所示的曲线形状。在另一个例子中，使用外护套来保持引线，直到它在外护套被移除的情况下被植入，使得引线可以呈现期望的形状。也可以使用组合；例如，引线可以包括形状记忆部分或材料或支撑结构，并且可以在探针和外护套的帮助下被植入以保持用于植入的低剖面，然后一旦通过探针和护套的移除而被松开，形状记忆材料就施加力以呈现所示的形状。尽管未示出，弯曲部分可以用于图12-18所示的引线中的任何一个的安全放置，如果需要的话。

图12示出另一个例子。这里，引线650被示为在血管652的内部，血管652可以是ITV。第一环形电极和第二环形电极在654、656处示出，第三环形电极和第四环形电极在658、660处示出。用于固定的尖头在662处示出。环形电极可以被放置为使得如果尖头662相对于引线的其余部分在上位，则电极658、660将与心房齐平，电极654、656将与心室齐平。这可以促进单独的心房和/或心室感测和/或起搏通道。线圈电极也可以被提供。

在一个例子中，如图12所示的引线被植入在左ITV中，而单独的引线被植入在右ITV中，其中右ITV包括除颤线圈电极，有源罐体除颤器被植入在左腋中。该方法将使得可以使用环形电极654、656、658、660直接在心脏上方进行感测(以及可选地，起搏)，其中除颤在右侧线圈电极和左侧罐体之间的心肌的大部分上递送。

图13示出另一个例子。这里，引线700被植入在血管702中，血管702可以是ITV。第一线圈在704处示出，第二线圈在706处示出，以及两个安置在远侧的环形电极。如果需要，引线可以如所示那样成锥形，但是完全圆柱形的引线可以代替使用。锥形在植入期间对于促进通过静脉阀门容易地进入、特别是从上位***到下位(其中***方向与血流、因此阀门结构是相反的)可能是有用的。可以增加曲线或尖头以及本文中指出的其他固定特征。

图14示出另一个例子。在该例子中，引线730被示为在血管732的内部，血管732可以是ITV。近侧环形电极在734处示出，线圈在736处示出，远侧尖端电极在738处示出。可以增加弯曲部分或尖头以及本文中指出的其他固定特征。

图15示出另一个例子。这里，引线大部分如图14中那样，其中引线760被示为在血管762内，血管762可以是ITV，并且具有近侧环形电极764、线圈电极766和远侧尖端电极768。然而，现在，可伸展构件(诸如支架770)被示为在远侧尖端电极768的远侧。例如，可以提供自伸展支架770并且在远侧尖端电极768内搬运支架770，直到达到支架770的期望位置。可以使用例如荧光透视来确定这样的定位。引线的近端可以包括松开机构，诸如可以相对于引线本体推进以将支架770推到远侧尖端电极768以外(在该位置，它然后可以松开)的控制线。自伸展支架在本领域中是众所周知的，并且可以包括例如弹簧状结构。支架770可以包括被设计为防止血栓形成于其上和/或鼓励血管新生以与静脉壁最佳地啮合的涂层。为了移除，与支架770的连接部分可以被切割，例如，以当引线的其余部分被移除时使支架770留在适当的位置上。可选地，支架可以在后来使用例如支架取回器移除。

图16示出另一个例子。这里，引线800被示为在血管802中，血管802可以是ITV。近侧线圈电极在804处示出。在近侧线圈电极的远侧(但是任何合适的更近的或更远的位置可以被选择)，侧面啮合的构件在806处示出。例如，啮合构件806可以是当被从引线的近端致动时向外伸展的臂、线圈、钩子或尖头。一旦引线在期望的位置上，啮合构件806就可以被致动以将引线固定到位。

引线800还被示为具有808处的线圈电极。最后，在引线的远侧尖端处，示出了用于与血管802的壁啮合的多个钩子。啮合构件806或钩子810可以根据需要、出于例如抗血栓或促血管新生的原因而被涂布。

图17示出另一个例子。这里，引线830被示为在血管832的内部，血管832可以是ITV。示出了多个电极，包括环形电极834、线圈电极836、环形电极838和线圈电极840。在引线的远端的是可伸展构件，诸如可以被充气以将引线固定到位的气球。应注意到，ITV是如果被挡住、则将由于对侧的容纳容易发生而不一定对患者引起伤害的血管。气球842可以使用例如充气压力伸展。可以使用顺从的或非顺从的材料。不是气球，而是可以代替使用一旦被充分地润湿、体积就增大的可伸展的海绵式的构件。

图18示出另一个例子。在该例子中，引线860被示为在血管862的内部，血管862可以是ITV。该例子包括将引线860在血管862内部夹持到位的多个叶片864。例如，叶片可以在外递送护套或导管被移除时自行伸展，或者叶片可以通过引线的外壳相对于内壳的移动而被伸展。线圈电极在866处示出，环形电极在868、870处示出。

图10-18的例子仅仅是说明性的。一些例子可以省略引线的延伸到血管中的部分上的任何固定，并且可以改为依赖于使用如以上例子中的某些例子中所示的皮下放置的缝合套管的固定。在一些例子中，可以使用相对较硬的引线，因为当被以与心脏内部的情况下的方式相同的方式植入在ITV中时重复的屈曲不是必要的。坚硬的引线相信是不太可能迁移的。

图19是用于向患者提供心脏刺激***的说明性方法的流程框图。如900处所示的，所述方法包括建立进入ITV的通路910、将引线***在ITV中920、将IPG附连到引线930并且执行测试操作940。

例如，建立进入ITV的通路910可以包括从上位位置进入912，诸如通过进入锁骨下静脉并且通过头臂静脉中的ITV的口来从上位位置进入。在另一个例子中，建立进入ITV的通路910可以包括从下位位置进入914，诸如通过进入腹壁上静脉并且从其下位进入ITV中来从下位位置进入。在一些例子中，经由位置912、914进入可以包括经由第二血管进入，诸如通过经过锁骨下静脉和头臂静脉从上位进入912或者经过腹壁上静脉从下位进入914来经由第二血管进入。在又一个例子中，建立进入ITV的通路可以包括在肋间空间916中进入，诸如通过穿透肋间空间并且使用Seldinger技术进入ITV来在肋间空间中进入。

在例子中，***引线920可以包括从上位***922，诸如通过从下肋骨边缘下位的下位位置912开始或者从下位肋间位置肋间916开始并且在上位方向上推进引线来从上位***。另举一例，***引线920可以包括从下位***924，从下位***可以是从上位位置914开始或者从下位肋间位置916开始并且在下位方向上推进引线。在任一这样的例子中，如926处所指示的，可以使用右ITV、左ITV或两个ITV血管。

在例子中，附连到IPG可以包括附连到安置在锁骨下位置932处的罐体，锁骨下位置932在历史上是放入被植入的用于经静脉除颤器或起搏器的罐体的共用空间。在另一个例子中，附连到IPG可以包括附连到安置在腋窝位置934上的罐体，诸如与S-ICD***一起使用的罐体。可以使用其他IPG位置。附连可以是直接附连到IPG或劈叉、轭或引线延长线，如果需要的话。

在例子中，测试操作940可以用于对装置功能性和疗效中的一个或两个进行验证。例如，感测操作942可以被进行测试并且被构造为检查足够的信号可用性，例如，或者通过设置增益、滤波、或者感测矢量选择参数来检查。可以通过以下操作来对除颤操作944进行测试，即，诱导心律失常(诸如心室颤动)，以确定装置是否将感测到心律失常，如果心律失常被感测到，则确保装置可以通过以预设的能量递送除颤来足够地提供治疗输出。除颤测试944可以包括对于给定患者确定适当的除颤阈值并且以高于除颤阈值的某个安全裕量设置用于治疗递送的参数。

现有的经静脉***通常将使用高达1000伏特的范围内的峰值电压来递送高达35焦耳的能量，其中能量储存高达40焦耳。S-ICD***可以递送高达80焦耳的能量，其中65焦耳常用于诊所内***测试，峰值电压在1500伏特的范围内。ITV位置可以促进与传统的经静脉***的那些能级类似的能级(大约5-35焦耳)，或者可以稍高一些(例如5至大约50焦耳)，或者可以更高一些(例如10至大约60焦耳)。如本领域中已知的，治疗能级可以由医生选择或调整，或者可以被预设为预期对于大多数患者将是足够的级别。

起搏阈值也可以比最近的S-ICD***更接近于用于传统的经静脉经***的那些起搏阈值。在例子中，起搏测试操作946可以包括确定哪些可用的起搏矢量(如果有的话)对于提供起搏捕捉是有效的。如果需要，也可以对参数进行测试以确定并且优化对于心脏再同步治疗的递送的设置。这可以包括对起搏阈值进行测试以优化能量使用和递送、并且检查不利的二次影响(诸如递送的起搏的患者感觉或膈神经、横膈膜或骨骼肌的无意刺激)被避免。

图20示出植入到左ITV的植入，左ITV具有用于例示说明的大小缩小的壳体的多个可选的位置。在所示的说明性例子中，患者1450被示出，其中左ITV在1452处示出，心脏用1454处的幻影示出。左ITV 1452已经在如1456处示出的下肋骨边缘处或下位、使用例如腹壁上静脉(上面已讨论)或肌隔静脉(类似于下面的图35)、通过使用本文中讨论的方法被进入，诸如通过使用超声针的Seldinger技术。引线1458被示为其远侧部分具有驻留在患者1450的左ITV 1452中的电极1460A/B。引线1458附连到壳体1462，壳体1462被植入在例如患者的腹部中。

壳体1462的替代位置被示出。在例子中，壳体可以沿着肋间空间如1470处所示那样放置。在所示的例子中，四个肋间空间具有壳体1470。第三肋间空间或第五肋间空间可以代替使用；在一些例子中，壳体1470可以更下位一些和更侧一些，并且被放置在第六肋间空间中。这里的植入位置可以是皮下的或肌下的，取决于相对于胸肌的位置。如果壳体1470具有在它上的将用于治疗递送的电极，则可能优选的是将壳体1470放置在相关的肌下位置上。在一些例子中，为了使壳体1470的存在不太可见，肌下放置可能是优选的。可替代地，如果壳体1470具有可再充电蓄电池，则可能优选的是在几乎没有皮下组织的位置处或者在肌上的位置上更浅表地提供壳体1470。

另一个替代位置被示为壳体1480在胸骨1482的正上方。该位置对于患者可以是更显见的，然而，它很可能在各种患者身体组成上是高度可重复的。另外，这样的定位将是浅表的，使得可再充电装置的充电更加容易。

引线1458具有在壳体1462处的近端，并且包括在其远端的多个电极1460A/B。在所示的例子中，示出了四个电极1460A/B。电极1460A/B可以是环形电极、半环形电极(或其他部分电极)、帽形电极、线圈电极或其他设计。可以提供更多的或更少的电极1460A/B。在一些例子中，不同的电极可以提供不同的功能。在图20中，例如，两个更上位的/更远的电极1460A可以被构造为心房感测电极，而两个更下位的/更近的电极1460B可以用于心室起搏。电极1460A/B可以根据需要按其他构造使用。

图20-27示出具有更小型的可植入脉冲发生器壳体的几个说明性例子，这些壳体可以适于起搏或监视心律，其中不包括除颤电路。在一些例子中，可植入医疗装置1462、1470、1480可以采取具有输出电路的起搏器的形式，所述输出电路用于提供抗心动过速起搏(ATP)、心动过缓起搏、除颤后心搏停止起搏和/或心脏再同步治疗(CRT)中的一个或多个。这可以促进用于装置壳体1462、1470、1480的体积缩小，因为可植入心律转复除颤器(ICD)的高功率电容器和充电电路可以被省略，并且所用蓄电池的数量可以小于和/或少于ICD中的所用蓄电池数量。下面包括关于图26A-26D的大小和形状的进一步的讨论。其他例子可以进一步包括除颤电路和能力。

原电池或不可再充电蓄电池可以如一般地关于常规的可植入起搏器的情况那样使用，或者如果需要，可再充电蓄电池可以代替使用。可再充电蓄电池的提供可能需要包括充电线圈以使得可以执行感应充电，但是RF充电可以代替使用，如果需要的话。如上面所指出的，定位可以是可再充电***的一个考虑，因为植入深度可以影响快速地给被植入装置再充电的能力。下面进一步讨论与可再充电装置方法相关的选择例子。可再充电装置可以包括例如零伏再充电保护、再充电控制和感应线圈电路，并且可以与可穿戴的或其他的充电器相关联地使用；美国专利8,543,216、8,386,048、7,962,222、7,818,068中示出和讨论了一些说明性例子。

引线设计的大小可以在大约4至大约10French的范围内，其中设想大约6至大约8French的范围内的引线很可能在许多患者中工作。ITV一般来说在第5肋骨处在大约3mm直径(9French)的范围内，在上位方向上变大。引线上的起搏电极的大小可以根据常规的起搏电极大小制定，或者可以具有如下面进一步描述的其他尺寸。多个起搏电极可以被放置在引线上以使得可以进行双极起搏(引线上的两个电极之间的起搏)，或者如果需要，可以使用单极起搏(引线上的一个电极或多个电连结的引线电极和装置壳体之间的起搏)。起搏治疗可以是单相的、双相的或其他多相的。

对于第一个例子，说明性起搏治疗可以是用大约10至大约50毫安的范围内的电流进行电流控制的。在另一个例子中，大约15mA至大约40mA的电流受控输出可以被提供或者可以是可用的。在其他例子中，起搏治疗可以是电压控制的，其中在一个例子中输出电压在大约2伏特至大约40伏特的范围内，或者在另一个例子中输出电压在大约10伏特至大约30伏特的范围内。

心动过缓起搏***可以包括起搏阈值测试功能以在没有过度的能量使用的情况下确保足够的捕捉，所以电流或电压电平的范围在给定装置中可用于解释各种患者可能性。例如，按照间隔或者响应于请求或事件，装置可以在监视心脏的引入的响应以确定患者的起搏阈值的同时对各种起搏输出振幅或能量、变化的例如电流或电压电平/峰值、递送的能量和/或脉宽进行测试。一旦知道了起搏阈值，装置然后就可以使用测得的阈值、通常还有安全裕量来设置其治疗输出。

图21示出使用具有进入右ITV的下位通路的胸骨壳***置的植入。在该例子中，患者1510具有1502处的左ITV和1504处的右ITV。胸骨在1506处示出，下位肋骨边缘在1510处图示，心脏在1512处图示。

在该例子中，右ITV已经在1514处、腹壁上静脉1516的上位部分中、肋骨边缘1510的下位被进入。引线1520具有附连到壳体1530的近端，壳体1530已经被放置在胸骨1506的上方。胸骨放置提供用于放置壳体1530的可易于重复的位置标志。缝合套管可以在进入点1514处用来将引线1520相对于右ITV 1504夹持到位。

在该例子中，引线1520包括四个电极1522、1524、1526、1528。再次，包括的四个电极是可选的。在一些例子中，电极1524、1526可以改为被单个电极取代。在一些例子中，心房感测可以由相对于心脏1512更上位的更远的电极1526、1528提供，其中治疗为由1522、1524处的更近的电极提供的心室起搏的形式。

起搏电极的大小和设计可以类似于经静脉引线***中使用的常规的起搏器电极。例如，电极表面积可以在大约4至大约10mm²的范围内。然而，在替代例子中，电极表面积可以大很多，以减小界面阻抗，因为ITV位置可以使电极上的空间约束与心内引线位置上的情况相比问题少一些。例如，起搏电极表面积可以在高于10mm²的范围内。例如，环形或分段起搏电极可以单个地或共同地(连结在一起)具有大约4至大约60mm²的范围内的表面积。在例子中，环形或分段起搏电极可以具有大约15至大约30mm²的表面积(实际的)，并且可以进一步包括分形表面特征或其他表面特征和/或涂层以更大地增大有效表面积并且降低组织界面阻抗。在还有的其他的例子中，线圈电极可以与高达大约450mm²或更大(包括高达大约720mm²)的范围内的表面积一起使用。电极可以重复用于起搏、除颤和感测中的每个，如果需要的话。

对于起搏器的所得输出要求因此可以降低以使得可以进行更容易的电设计和高效的或更低能量的操作。例如，假定***是针对高达1200欧姆阻抗设计的，并且最大输出为50mA，那么装置将需要高达60伏特输出的能力。增大表面积以将最大所需阻抗能力降至例如400欧姆的更低级别将使得最大电压要求可以降至20伏特。

图22示出伴随的皮下除颤器和心外起搏器，其具有使用肋间通路的左ITV引线位置。在该例子中，患者1550被图示为具有心脏1552和1554处的左ITV。心外起搏器被植入在患者中，所述心外起搏器包括1560处的耦合到引线1562的壳体，引线1562通过1564处的肋间通路进入左ITV，并且包括与1566处的心室大致齐平的近侧电极和与1568处的心房更成一直线的远侧电极。引线1562上可以使用其他数量和放置的电极。壳体1560在第四肋间空间中，而进入位置1564在第五肋间空间中。在其他例子中，可以使用更上位的进入位置，其中包括在ITV中的上位和下位的两个引线，而不是具有分叉以使得部分在选定的ITV中的上位和下位的一个或单个引线。

在图22中，皮下除颤器也被植入在患者1550中。皮下除颤器包括植入在大约左腋处的壳体1570，其中引线1572大体上沿着乳下皱襞或者在乳下皱襞的下位朝向患者的胸骨和/或剑突延伸，因此从上位平行于胸骨和胸骨左边1-2cm延伸。线圈和感测电极1574设在引线1572的远侧部分上。一般来说，皮下除颤器的植入可以如美国专利7,655,014和7,149,575中描述的那样执行，这些专利的公开内容通过引用并入本文，和/或如US FDA根据PMAP110042批准的S-ICD Sytem^TM的标签中描述的那样执行。

在一些例子中，心外起搏器5160/1562一般可以代替如例如美国授权前专利公开No.20160059025、20160059024、20160059022、20160059007、20160038742、20150297902、20150196769、20150196758、20150196757和20150196756中描述的伴随***中的无引线心脏起搏器使用，这些专利公开的公开内容通过引用并入本文。

在该例子中，壳体1560的左侧放置可以是优选的，只要引线1562、1572不彼此覆盖，这意味着不需要在一个引线上方或下方隧穿另一个引线。在另一个例子中，如下面在图11中所示的使用经由腹壁上静脉进入ITV中的下位通路的腹部放置可以替代使用。

组合的***可以具有几种合作构造：

-在例子中，皮下除颤器***被构造为感测和检测心律失常。如果单形态的心室心动过速被检测到，则皮下除颤器可以使用RF或感应遥测或者使用传导通信向心外起搏器指示抗心动过速起搏请求或命令。皮下除颤器还可以感测和处理致命的心律失常(诸如心室颤动)并且用除颤电击来进行处理，提前向心外起搏器警告高压电击就要来了(或者可替代地不提前向心外起搏器警告高压电击就要来了)。心外起搏器可以被构造为总是备份心动过缓起搏或者只有在除颤治疗递送之后才备份心动过缓起搏。心外起搏器可以另外还被构造为提供CRT和/或速率自适应永久起搏，如果需要的话。

-在另一个例子中，心外起搏器可以感测高速率节律，并且可以向皮下装置指示高速率的存在，皮下装置可以通过启动用于识别和表征心律失常的分析来做出响应，其中治疗选项类似于前一个例子。

-在另一个例子中，心外起搏器可以提供CRT治疗，其中皮下除颤器使用它的感测和检测能力来评价CRT是否正在提供期望的结果，如标题为“CARDIAC RESYNCHRONIZATIONUSING FUSION PROMOTION FOR TIMING MANAGEMENT”的美国临时专利申请第62/378,866号中讨论的那样，该申请的公开内容通过引用并入。在另一个例子中，如标题为“CARDIACTHERAPY SYSTEM USING SUBCUTANEOUSLY SENSED P-WAVES FOR RESYNCHRONIZATIONPACING MANAGEMENT”的美国临时专利申请第62/355,121号中所讨论的，皮下除颤器向心外起搏器提供促进CRT的时序或其他触发。其他的可以使用的合作CRT起搏例子可以在美国临时专利申请第62/378,880和62/397,635中找到，这些申请的公开内容通过引用并入本文。

-在另一个例子中，皮下除颤器使用不可再充电的蓄电池，并且被构造为提供备份起搏(如果需要的话)，而心外起搏器使用可再充电的蓄电池，并且提供长期起搏(以及可选地，其他起搏治疗，诸如ATP和/或CRT，如果需要的话)。皮下除颤器可以被构造为通过使用双向通信(如果需要的话)或者仅通过监视心外起搏器的起搏输出来监视心外起搏器的蓄电池状态，所述起搏输出可以包括使用已知技术(例如，对于脉宽或脉冲速率的修改)的蓄电池状态标记。当心外起搏器指示其蓄电池低时，它可以使用普通的手段(诸如蜂鸣器、寻呼机或与床边监视器或其他患者通信设备的通信(诸如与蜂窝电话的低能蓝牙通信))来指示它需要再充电。如果心外起搏器蓄电池变得太低，或者由于患者在被请求时未能充电而变得不运作，则皮下除颤器接管起搏责任。非常可能的是，患者将立即发现用皮下除颤器进行起搏是不舒服的，然后将记住给心外起搏器充电。

-替代方案可以如前一个例子中那样，但是现在心外起搏器可以省略任何蜂鸣器或寻呼机，而是改为依赖于皮下除颤器来提供这样的宣告。蜂鸣器或寻呼机的省略可以使心外起搏器的大小和/或重量减小。

-在另一个例子中，以上例子中的任何一个都可以被构造为使得心外起搏器省略除了具有被构造为对皮下除颤器进行传导通信的输出电路之外的任何通信电路，再次以使装置大小减小。

该列表并非意图是详尽的，可以使用其他合作的或配对的操作。

图23示出伴随的无引线心脏起搏器和心外起搏器，其具有使用下位通路的左ITV引线位置和腹部安置的壳体。在该例子中，患者1600被示为具有1602处的左ITV和1604处的心脏，其中腹壁上静脉在1606处。心外起搏器具有已经被放置在腹部的壳体1610，其中引线1612在下肋骨边缘下位的位置1614处以腹部上静脉1606为中心。在该例子中，引线1612包括三个电极1616、1618、1620，其中一个电极1616大致在左心室的顶点的上方，下一个电极1618大体上仍在左心室的上方，但是比电极1616更上一些，一个电极1620大致与左心房齐平。

患者1600还可以具有1622、1624和1626处示出的无引线心脏起搏器(LCP)中的一个或多个。下面关于图28来讨论LCP的说明性细节。三个LCP装置被示出；在其他例子中，可以只提供一个或两个LCP，或者可以在腔中或者与心脏上的血管(诸如如美国授权前专利公开No.20160228712中公开的冠状窦)相关联地提供第四装置。四腔解决方案可以允许有各种进步；例如，心房活动在两个心房之间可以同步，腔到腔的事件序列可以被定义为使得可以以顺序的方式提供刺激以实现优化的同步，和/或可以观察腔到腔的电信令(包括时序)以开发用于心律失常和/或腔同步的模型，从该模型可以开发诊断和优化的处置。

另外，可以使各种组合和合作操作可用：

-LCP装置可以用于使用心外起搏器感测的和/或分析的数据来产生特定的治疗，诸如CRT。例如，如标题为“CARDIAC RESYNCHRONIZATION USING FUSION PROMOTION FORTIMING MANAGEMENT”的共同未决的美国临时专利申请第62/378,866号中所讨论的，心外起搏器可以评价LCP装置递送的CRT是否正在提供期望的结果，该申请的公开内容通过引用并入。在另一个例子中，如标题为“CARDIAC THERAPY SYSTEM USING SUBCUTANEOUSLY SENSEDP-WAVES FOR RESYNCHRONIZATION PACING MANAGEMENT”的美国临时专利申请第62/355,121号中所讨论的，心外起搏器向LCP提供促进CRT的时序或其他触发，该申请的公开内容通过引用并入本文。其他的合作CRT起搏例子可以在美国临时专利申请第62/378,880和62/397,635中找到，这些申请的公开内容通过引用并入本文。

-在另一个例子中，可以提供心外起搏器来协调***操作和/或可以将心外起搏器在出现故障的情况下作为LCP装置的备份提供。例如，LCP装置可以具有在不使用探测棒的情况下难以进行家庭监视的大小和通信能力。心外起搏器可以通过使用与LCP装置的传导通信和与家庭监视装置的RF通信(例如401-406MHz频带中的Medradio或蓝牙)来促进从外部家庭监视器到LCP装置的通信。

-在又一个例子中，不是大小缩小的腹部壳体放置，罐体610而是可以被替换为如上面在图7中示出的在左腋处的具有全除颤器功能的罐体。对于该例子，被植入的除颤器和LCP装置之间的通信可以是协调与LCP的皮下除颤器操作(包括ATP的管理、休克后起搏和数据捕捉)以确定可处置的心律失常是否正在发生。

-如图11所示的心外装置可以与如美国授权前专利公开No.20160228712中的冠状窦装置以及一个或多个LCP装置一起使用，其中心外装置捕捉远场心脏信号以确定疗效和/或帮助LCP和冠状窦装置上实现的再同步治疗协议中使用的调整/时序/振幅。例如，心外装置可以感测阻抗或血压的变化以确定LCP起搏输出是否已经捕捉患者的心脏，从而使用非电信号，或者心外装置可以捕捉患者的心脏电信号以确定与“捕捉”模板匹配的R波是否被响应于LCP输出发出。其他合作组合可以代替使用。

如上面所指出的，心外起搏器可以通过触发治疗递送和/或通过对治疗结果进行分析以鼓励CRT方案中的融合搏动来促进使用LCP的CRT。融合搏动在多个信号同时到达同一个腔时发生以提高收缩强度和/或效率。在一些例子中，心外起搏器可以通过监视心力衰竭状态来进一步帮助观察CRT。例如，患者的胸部的一部分上的阻抗测量可以用于确定患者的流体状态；流体越多意味着心力衰竭状态越差，反之亦然。在心力衰竭状态变差的情况下，如果例如CRT起搏被循环地递送，则可以增大用于CRT的占空比。与心力衰竭状态相关的警报或警告也可以被发出。

为了这些各种组合的目的，可以注意到ATP可以针对选定的心律失常递送。例如，ATP通常不转换多形态的和高度紊乱的心律失常(返回到正常的节律)，诸如多形态的心室心动过速或心室颤动。ATP对心房心律失常(诸如心房颤动或颤振)也将没有影响。因此，ATP一般可以针对单形态的心室心动过速(MVT)递送。ATP的一种方法是设置在其内ATP可以被宣告的速率区域并且对心脏信号进行分析以通过将心脏循环彼此进行比较来确定患者的心脏正在用单形态的形状显示ATP速率区域中的速率；当循环之间的形状匹配时，基础状况可以被视为是单形态的；给定ATP区域中的速率，在一定持续(诸如用户定义的一组8搏动至20搏动或者更多或者更少)之后，MVT可以被宣告，并且ATP可以被递送。心外起搏器对于分析MVT或者区分MVT和多形态的心律失常可以是有用的，并且可以将触发、禁止或帮助进行关于是否递送ATP的分析的命令或数据传送给LCP或其他装置。

在一些例子中，心外起搏器可以与LCP组合用来递送和管理心动过缓起搏。例如，LCP可以递送速率自适应起搏治疗，心外起搏器可以通过监视患者的代谢需求的指示来进行辅助。例如，心外起搏器可以包括检测患者活动的加速计；当更多的活动被检测到时，心外起搏器可以请求LCP增大它的速率，或者当患者返回到休息时，心外起搏器可以请求LCP减小它的速率。在例子中，心外起搏器可以被构造为监视呼吸，诸如通过跟踪呼吸的深度和速率中的一个或多个以确定患者是否具有增大的代谢需要。呼吸监视可以依赖于胸部运动，或者可以改为依赖于例如感测引起肌肉信号的横膈膜。在另一个例子中，心外起搏器可以包括监视心外起搏器的引线的设置在血流中的一部分上的氧化作用；氧化作用低表明需求超过供给，因此LCP可以接收建议速率增大的通信；氧化作用高于阈值可以使心外起搏器移除它的来自LCP的增大速率的请求。LCP还可以包括用于速率自适应起搏的传感器，诸如温度传感器或加速计，如果需要的话；如果是，则心外起搏器可以用作附件或者对LCP速率自适应处理进行仔细检查。

图24A-24B是使用与LCP伴随的ITV的装置的侧视图。现在参照图24A，在该例子中，患者是用侧视图示出的，其中为了清晰的目的，相关的元件是孤立地示出的。ITV在1630处示出(项1630可以例如是左ITV)，大体上越过心脏1632并且在肋骨1634的下方。可植入装置1636被大体上植入在腹部中，其中引线1638进入腹壁上静脉和/或肌隔静脉，然后进入到ITV 630中。引线1638被示为具有1640处的远侧固定装置(在该例子中，其被示为伸展的支架的类型的设备)与多个电极(包括1642、1644处的那些)。LCP被示为在1646处的心室中。LCP可以使用例如与一对引线电极1642、1644或者如果需要、不同的电触点组合的传导通信来与ITV起搏***进行通信，所述电触点组合诸如装置1636的壳体的与电极1642、1644中的一个和/或远侧固定尖端1640配对的导电元件或部分，如果需要，该导电元件或部分可以是导电的。

图24B示出替代的放置。在该例子中，ITV在1650处相对于心脏1652和肋骨1654示出。装置壳体在1656处示出，并且耦合到引线1658，引线1658进入腹壁上静脉，然后首先进入到ITV 1650中，然后更上位地，再次退出ITV进入到纵膈空间中。从ITV 1650的这样的退出可以伴随将导丝推进通过导管的侧端口和静脉壁，然后使扩张器/引导导管越过导丝并且通过血管壁，其中在移除导丝之后，引线然后被导引通过已经通过血管壁的引导导管。这使得引线1658的远侧部分可以驻留在纵膈膜中并且更为靠近心脏1652。

图25示出根据一些例子的用于起搏器的说明性***工具。该工具大体上在1680处示出，并且包括具有解剖轴1684的把手1682，解剖轴1684具有用于解剖皮下组织(优选地用以分离组织平面)的尖但钝的尖端1686。起搏器1690如所示那样包含在把手中以用于发起所述过程的目的，其中引线1692可选地附连到起搏器1690(如果可拆卸的话)。为了植入，切开皮肤做一个切口以进入皮下空间，并且将尖端1686和解剖轴1684在期望的方向上***通过切口以创建用于接纳起搏器1690的口袋。然后经由加载槽1694***推动器1696以将起搏器1690与解剖轴1648并排地推出到皮下口袋中。可以将引线1692在不同的方向上隧穿到其期望的植入位置。

在其他植入方法中，可以首先定位引线1692，并且在口袋手动解剖之后或者在使用简单的解剖工具(诸如钝的解剖器)进行解剖之后放置壳体1690。

图26A-26D示出具有说明性起搏器壳体的贴附的可移除的引线。在图26A的例子中，具有1710处的矩形壳体的***在1700处示出，该壳体具有导电电极1712。电极1712可以构成壳体表面1710的大部分，或者可以如所示那样是壳体表面1710的小部分。如果需要，电极1712可以改为被省略。如果需要，壳体1710可以包括头部1714，头部1714可以可选地与导电表面和/或电极1712是分离的。在该例子中，引线1720永久地附连到头部1714，头部1714上有多个电极1722和远侧尖端1724，远侧尖端1724在该例子中被示为具有用于附连到组织以一旦被植入、就固定引线的位置的尖头。这样的尖头可以具有任何合适的结构，并且在***期间可以使用例如可溶解的涂层或可移除的套管或护套进行约束。

在图26B的例子中，包括壳体1760的***在1750处示出，壳体1760再次具有电极1762(类似于图26A的例子)和头部1764。头部1764包括钻孔1766。引线1770包括近端，该近端具有插头1772，插头1772用于***到钻孔1766中并且使用例如缝合、固定螺丝或机械附连/扣合/弹簧装载附连在钻孔1766处以用于将引线1770夹持到位。如果需要，插头1722和/或钻孔1766可以包括控制流体进入的一个或多个密封件。引线1770再次被示为具有多个电极1774和远侧尖端1776，远侧尖端1776也可以是导电的或者用作电极。在该例子中，远侧尖端1776被示为具有螺旋形锚定特征，该特征再次可以在***期间受到约束，如果需要的话。

图26C示出另一个例子。这里，***1800包括圆柱形壳体1802。圆柱形壳体1802的大部分是导电电极1804。就导电电极1804的大小和设计而言，其他例子可以是不同的。壳体1802包括附连到引线1810的头部。在这种情况下，引线1810可以省略特定的锚定结构，相反，包括其大小和尺寸在两个或更多个维度上被制定为在植入之后将引线1810锚定在ITV中的预定弯曲部分。例如，探针可以用于拉直引线1810以用于植入，该探针可以通过引线1810的侧端口和/或通过头部1806的一部分移除。在另一个例子中，引线1810可以包括支撑结构，诸如具有形状记忆金属的硬挺的线圈或芯线，所述形状记忆金属适于在植入期间和之后、在它变暖到体温之后呈现钩形形状。

图26D例示说明又一个例子。这里，***1820包括圆柱形壳体1822，圆柱形壳体1822包括导电表面电极1824，并且具有头部1826。头部1826包括用于接纳引线1830的近侧插头的钻孔。再次，引线1830具有多个电极，并且被构造为在植入之后呈现波浪形的或者要不然2维或3维的弯曲形状。拉直探针或导丝可以用于促进引线1830的植入，和/或引线1830可以依赖于形状记忆金属来采用波浪形或钩形形状。

在如图26A/B所示的例子中，装置体积可以在大约3至大约12立方厘米的范围内，其中长度在大约40至大约80mm的范围内，宽度在大约10至大约30mm的范围内，厚度在大约5至大约10mm的范围内。如图26C/D所示的圆柱形设计可以具有大约3至大约12立方厘米的范围内的体积，其中长度在大约40至大约80mm的范围内，直径在大约8至大约20mm的范围内。

其他例子可以使用不同的尺寸和形状；一些例子可以使用圆角矩形格式和/或椭圆形截面。例如，在长度、宽度或厚度增大的情况下，体积可以高达大约20立方厘米。一些例子的体积可以降至大约2立方厘米的范围。一个例子可以具有大约50mm的长度、大约20mm的宽度和大约10mm的厚度，其中四周是圆角边缘，总体积为大约9立方厘米。整个装置壳体或其一部分或多个部分可以用作电极或者用作诸如例如美国专利5,331,966和/或美国专利6,647,292中所示的多个可单独寻址的电极，这些专利的公开内容通过引用并入本文。

图26A-26D所示的设计可以在腹部位置1462、肋间位置1470或胸骨位置1480上如上面在图20中所示那样使用。在其他例子中，图26A-26D中的设计可以改为用于上面在图5中示出的锁骨下植入位置以及用在下面在图29中A-E处示出的罐体或壳***置中的任何一个上。

图27示出根据某些实施例的用于可植入医疗装置的说明性操作电路和设计。装置1850可以包括操作电路，该操作电路包括处理块1852，处理块1852可以包括例如状态机、专用集成电路、微控制器和/或微处理器以及合适的逻辑和模数或数模转换电路。处理块1852耦合到存储器1854，存储器1854可以存储装置参数、历史数据、用于执行治疗、通信、诊断和其他功能的指令集以及任何其他的合适的数据和/或指令。电源块在1856处示出，并且可以包括可再充电的或不可再充电的蓄电池和相关联的功率、电压发生和调节电路。如果使用可再充电的装置，则可以包括接收RF或感应能量以用于充电的充电器线圈1856a。如果需要，可以使用可再充电的电容器或超级电容器；可再充电的电源和不可再充电的电源这二者可以包括在一个装置中。

输入/输出电路在1858处图示，并且可以经由一个或多个端口1868耦合到罐体电极1864、1866和/或具有引线电极1870的引线。例如，可以提供头部用来经由端口1868耦合到一个或多个引线。头部可以例如是附连到容纳其余的电路的罐体的塑料元件，其中提供穿通件用来将罐体内的一个或多个电触点耦合到头部中的包含适于耦合到一个引线或多个引线的近端(或插头)的触点的钻孔/端口。可以提供多个钻孔。如本领域中已知的，头部可以进一步包括容纳用于接收感应地产生的能量的遥测天线或再充电线圈的空间。

输入/输出电路1858可以用于管理传入的和传出的用于使用(如果需要的话)单独的信道和耦合的电极1864、1866、1870的子集进行感测、检测、治疗和通信的信号。用于治疗目的的电路在1860处图示。在一些例子中，电源块1856输出的电压可能没有高得足以允许进行有疗效的治疗，所以治疗块可以包括声压转换器，例如，用以增大用于治疗输出的电压。在一些例子中，治疗块包括数转模电路、电流镜以及其他合适的管理输出治疗幅度并且确定是电流受控输出、还是电压受控输出将被使用的电路。根据需要，治疗输出可以是方波、呈指数衰落的输出或其他形状。

在一些例子中，治疗块1860可以仅适于起搏治疗输出，所以可以包括电荷泵或其他架构以通过例如使得高达20、50或100伏特(根据需要，或某个中间级别)的储存可以用作用于恒流输出的顺从电压或者用作用于电压输出起搏电路的电压源来达到供这样的使用的合适的电压/功率电平。在其他例子中，治疗块可以适于递送5至100焦耳的范围内的(诸如10-60焦耳的范围或上面指出的其他范围内的)更高功率的除颤刺激。就除颤来说，还可以提供高功率电路(诸如变压器和相关联的被构造为充电器/储存电路的高功率电容器)和输出电路(诸如具有高功率开关的H桥)用来递送更高功率的治疗。如本领域技术人员已知的，这样的充电/储存/递送电路可以在几秒至几十秒的过程期间从一个到四个蓄电池(或更多个，如果需要的话)汲取以便将能量储存在电容器或电容器组上以用于治疗递送，其中例如平均电流为几安培时的十秒的充电可以用于递送例如10至15毫秒持续时间的波形。

通信块在1862处示出，并且可以包括混合器、调制器和/或解调器或其他电路(诸如产生将经由电极1864、1866、1870和/或天线1874发出的输出通信信号并且接收在传导通信、RF、感应遥测或其他形式中传入的通信并且转换为有用数据的收发器)。如果需要，可以使用光学信号或声音信号。

图28示出用于说明性无引线罐体起搏器的说明性操作电路和设计。LCP 1900被示为包括几个功能块，包括通信模块1902、脉冲发生器模块1904、电感测模块1906和机械感测模块1908。处理模块1910可以从其他模块1902、1904、1906、1908接收数据并且产生供其他模块1902、1904、1906、1908输出的命令。能量储存模块在1912处突出显示，并且可以采取可再充电的或不可再充电的蓄电池或超级电容器或任何其他的合适的元件的形式。

以下专利公开中进一步讨论了用于装置1900的内部电路(可以包括微控制器、微处理器或状态机架构)的各种细节：标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR RATE RESPONSIVEPACING WITH A LEADLESS CARDIAC PACEMAKER”的美国授权前专利公开20150360036；标题为“MULTI-CHAMBER LEADLESS PACEMAKER SYSTEM WITH INTER-DEVICE COMMUNICATION”的美国授权前专利公开20150224320；标题为“REFRACTORY AND BLANKING INTERVALS IN THECONTEXT OF MULTI-SITE LEFT VENTRICULAR PACING”的美国授权前专利公开20160089539；标题为“MEDICAL DEVICE WITH TRIGGERED BLANKING PERIOD”的美国授权前专利公开20160059025；以及其他专利公开。说明性架构也可以类似于Micra^TM(Medtronic)或Nanostim^TM(St.Jude Medical)无引线起搏器中所见的那些架构。

所述装置被示为第一端电极在1914处、第二端电极在1916处。若干个尖头1918可以在几个方向上从所述装置延伸。尖头1918可以用于将所述装置在心腔内固定到位。另一个附连结构在1920处示出，并且可以采取螺旋螺杆的形式，如果需要的话。在一些例子中，尖头1918仅用作附连特征。组织附连和收回特征可以包括在LCP中，包括以下专利公开中所示的那些特征：标题为“LEADLESS CARDIAC PACEMAKER AND RETRIEVAL DEVICE”的美国授权前专利公开20150051610；以及标题为“SYSTEM AND METHODS FOR CHRONIC FIXATION OFMEDICAL DEVICES”的美国授权前专利公开20150025612，这些专利公开的公开内容通过引用并入本文。固定结构和收回结构可以改为类似于Micra^TM(Medtronic)或Nanostim^TM(St.Jude Medical)无引线起搏器中所见的那些结构。

图29示出若干个可植入位置和组合。在该图的上部部分中，患者躯干在1950处示出。用于可植入罐体的说明性位置在A处示出，左腋在B处示出，左锁骨位置在C处示出，腹部位置在D处示出，胸骨上位置在E处示出，以及肋骨位置。用于左ITV引线的说明性放置示出包括X(如1960处示出的通过头臂血管的通路)、Y(如1970处示出的通过肋间位置的胸骨旁通路)和Z(如1980处示出的剑突旁窗口中的通路，该通路可以使用腹壁上静脉或肌隔静脉)。

右侧位置A’、B’和E’(未示出)可以代替用于各种罐***置A、B和E。右侧位置X’、Y’和Z’(未示出)可以代替用于ITV引线X、Y和Z，和/或在右ITV和左ITV这二者中可以存在引线。相对于位置X的进一步的例子可以包括具有穿过从右到左或从左到右的中线的进入头臂静脉的通路以使得例如从左侧进入头臂静脉的锁骨下静脉通路和入路可以使得可以将引线放置在右ITV中或者右ITV和左ITV这二者中。ITV引线位置中的任何一个都可以包括其中引线在进入ITV中之后进入到纵膈膜中的变体，或者可以包括从ITV到肋间静脉中的通道或者从肋间静脉到ITV中的通道。

因此组合可以例如是：

-具有引线X、X’、Y、Y’、Z、Z’中的任何一个的罐体A、A’、B、B’、C、D、E或E’中的任何一个。

-具有引线X、Y或Z中的任何一个和X’、Y’、或Z’中的任何一个的罐体A、A’、B、B’、C、D、E或E’中的任何一个。

更具体地说，以下被认为是相当实用的实现：

-具有Y、Y’、Z、Z’、Y和Y’或Z和Z的A或A’。

-具有X、X’或X和X’的B或B’，包括其中用于X或X’的通路与患者的中线相交以提供从左侧通路的右ITV引线植入或从右侧通路的左ITV引线植入。

-具有Y、Y’、Z、Z’、Y和Y’或Z和Z’的C。

-具有Y、Y’或Y和Y’的D。

-具有X、Y或Z的E，或者可替代地，修改的X独立地或者与Y或Z组合与中线相交以从左侧进入点放置在右ITV中。

-具有X’、Y’或X’的E，或者可替代地，修改的X独立地或者与Y’或Z’组合与中线相交以从右侧进入点放置在左ITV中。

其他位置可以用于罐体，诸如，举例来说，使罐体环绕到患者的后胸腔。还应注意到，顺从***(诸如LCP或SICD)也可以被放置，并且可以包括附加的引线，包括附加的皮下的、心外膜的、经静脉的、纵膈的/胸骨下的、和/或心内的引线和电极。

在各种例子中，左TIV或右ITV中的任何一个或两个可以用于心房起搏、ATP和/或心动过缓起搏中的任何一个。对于一些患者，根据需要，右ITV可以更适合于心房起搏，但是这可以随着解剖结构而变化，并且一些***将能够从左ITV进行心房起搏。任何一个ITV都也可以用作感测心房和/或心室活动。对于许多患者，对于P波感测来说，右ITV可以是优选的，但是根据解剖结构、信号强度和***能力，也可以使用左ITV。应注意到，关于对于各种功能的右ITV使用和左ITV使用的陈述可能不适用于具有不寻常的生理构成的患者，诸如具有更右侧的心脏的那些患者。例如，具有肥厚型心肌病的患者可能具有与其他患者中相比与左ITV的接触更多的右心室，通过使左ITV“腔特定”于心脏的左侧的程度小于否则将会如此的情况来调整腔特定的治疗的能力。

起搏治疗可以在单个ITV中的一个引线上的两个电极之间递送。另外地或可替代地，起搏治疗可以在设置在左ITV或右ITV中的一个中的第一引线和设置在另一个ITV中的第二引线上的电极之间递送。另外地或可替代地，起搏治疗可以在ITV中的电极和设置在***壳体/罐体上的或设置在另一个血管中的或患者的心脏内的ITV外部(诸如皮下地、纵膈地、心外膜地)的另一个引线上的电极之间递送。

腔特定的起搏也可以是可能的。例如，在一些患者中，右ITV可以用于向心房和/或右心室提供起搏治疗，左ITV可以用于向左心室提供起搏治疗。再次，这样的使用可以随着患者解剖结构而变化。例如，可以通过使用单个ITV中的两个电极和/或通过经由ITV中的一个引线上的电极和ITV中的第二引线上的和/或另一个血管中的或心脏中的其他地方(诸如在壳体或罐体上，皮下地、纵膈地、心外膜地)的电极的选择将治疗输出转向到特定腔来递送腔特定的起搏。

图30孤立地示出胸前静脉结构和胸后静脉结构。该图的左侧示出前血管。左头臂静脉在2014处示出，右头臂静脉在2015处示出。右ITV2020具有开向右头臂静脉2015的口，并且在肋骨的下方下位行进，其中几个右侧肋间前静脉2024从其侧向延伸。左ITV 2022具有开向左头臂静脉2014的口，并且在肋骨的下方下位行进，其中几个左侧肋间前静脉2026从其侧向延伸。

在后纵膈中，奇静脉2018连接到SVC 2012，并且延伸到背面，与脊柱的右侧相邻，沿着脊柱下降。几个支流血管作为右侧肋间后静脉2034从奇静脉侧向分支出来。副半奇静脉2030从奇静脉2018拱到大约T7-T8处的中线的左侧，并且变成从其沿着脊柱的左侧上升。几个支流血管作为更上位的左侧肋间后静脉2036从副半奇静脉2030侧向延伸。半奇静脉2032同样地从奇静脉2018拱出以与中线相交，并且从其沿着脊柱的左侧下降。更下位的左侧肋间后静脉2038从半奇静脉2032拱出。半奇静脉2032还连接到左腰静脉(在图中未出现)。奇静脉2018从下位连接到右腰静脉。

肋间前静脉2024、2026中的每个在肋骨的下边缘上行进，并且围绕胸腔延伸以与肋间后静脉2034、2036中的一个相接；为了方便，在图中使用单独的标号，但是应理解肋间“前”静脉和“后”静脉连接。并非所有的分支和静脉都在图2中示出。设想所示的血管中的任何一个对于如下所述的引线或传感器的植入可能是有用的。

图31示出其中突出显示说明性治疗电极位置的截面图中的胸腔。心脏说明性在2050处、非常内侧的位置上示出，肺部在2052、2054处示出。避免通过肺部2052、2054的治疗矢量可以是优选的，因为肺部组织、特别是空气的阻抗一般高于肌肉和脂肪组织。

在胸骨2058的任一侧，左ITV在2054处示出，右ITV在2056处示出。奇静脉在2062处示出，根据选定的上位/下位位置，2064处的静脉可以要么是半奇静脉(解剖学上更下位的)，要么是副半奇静脉(解剖学上更上位的)，这些后静脉在脊柱2060的任一侧。可以看出，左侧肋间静脉2066连接左ITV 2054和静脉2064，而右侧肋间静脉2068连接右ITV 2056和奇静脉2062。应注意到，这样的连接可能不能在如图3所示的单个横向平面上发生，该图本质上意图是示意性的，准确的解剖精确度不是目标。

本发明人已经认识到，从右ITV 56到静脉2064的矢量2070(不管是半奇静脉，还是副半奇静脉)对于使得能够进行集中于心脏上的起搏或除颤治疗可能是有用的。使用大约在T8至T10的水平面处的治疗矢量，可以避免骨头和肺部。如果需要，可以使用更上位的或更下位的位置。

对于一些患者，心脏2050可能更多地驻留在左侧，因此从奇静脉2062到左ITV2054的矢量在一些例子、而不是所示的例子中可以是优选的。植入前可视化对于规划血管组合中的哪个最适合于给定患者可能是有用的。在还有的其他的例子中，电击矢量2072可以是从静脉2064(不管是半奇静脉，还是副半奇静脉)到左ITV 2054，以容纳更左侧的位置，更左侧的位置可以代替使用。这样的矢量可以以如下面阐述的各种方式实现。

图32-33示出说明性前位/后位植入装置。装置罐体在2150处示出，并且包含用于心脏治疗***的操作电路。这样的操作电路在本领域中是已知的，并且可以包括例如输出电路、输入电路，输出电路用于高功率和/或低功率治疗(除颤、心脏电复律、起搏等)，输入电路用于接收信号(诸如心脏电信号)、对接收的信号进行滤波和放大、并且将这样的信号转换为数字形式以供逻辑电路和/或处理电路分析以识别心脏循环，对这样的循环进行计数，并且确定各种心脏节律和心律失常是否存在。可以包括传感器和通信电路以及电源供应器(诸如各种已知化学成分的蓄电池)。装置可以包括具有相关联的逻辑电路的微控制器或微处理器以及可读的和/或可读写的存储器，该存储器包含存储的指令，这些指令是可执行的以根据需要、视情况执行感测和本领域中众所周知的其他功能。可以包括用于在不一定连续地调用控制器或处理器的使用的情况下进行滤波、模数转换、心脏循环检测、信号形状(单形态)分析、通信和其他目的的专用电路，诸如一个或多个专用集成电路或其他模拟或数字电路。状态机和其他机构也可以被合并。

罐体2150通常将包括气密密封的壳体，该壳体可以兼作或者包括治疗和/或感测电极(一个或多个)和相关联的耦合到引线2152、2160的头部和穿通结构。所示的罐体2150植入位置可以是通常用于左锁骨附近的经静脉的可植入***。

引线2152被示为经由头臂静脉延伸到左ITV 2156中，其中治疗递送电极或其他电极(一个或多个)在2154处示意性地示出。若干个感测电极、起搏电极、线圈或其他电极可以包括在引线2152上。该位置将电极2154放置在心脏的前面。相对于心脏2158的更上位的或更下位的位置可以根据需要使用。

引线2160延伸通过头臂静脉进入到SVC中，然后延伸到奇静脉2166中，并且包括至少一个治疗电极。在图5的例子中，引线2160包括2162处示出的第一治疗电极和2164处示出的第二治疗电极。电极2162、2164中的任何一个或两个可以根据需要包括在内。这样的植入创建2182、2184处示出的治疗矢量。治疗可以在电极2154和电极2162、2164中的任何一个或两个之间递送。感测可以类似地实现，或者可以使用单独的感测电极。

在例子中，电极2162、2164这二者可以作为单个电节点用于心室除颤目的，其中2162、2164这二者电共用为相对于2154处的ITV的一个极。矢量2184可以用于较低电压的心室起搏，如果需要的话，而矢量2182可以用于心脏电复律以尝试终止心房颤动，如果需要的话。可替代地，矢量2184可以在不使用电极2162的情况下用作心室除颤矢量。

为了本文中的目的，治疗可以在第一电极和第二电极之间递送，其中第一电极用作阳极，第二电极用作阴极，或者反过来。而且，治疗可以是单形态的或多形态的，以使得阳极和阴极在第一阶段期间的使用在后一阶段中是反过来的。波形可以是电流控制的或电压控制的。波形状可以包括方波或上升的或下降的振幅(例如，斜坡的或衰落的)、正弦曲线形式或任何期望的形状。

在所示的例子中，副半奇静脉2170不被穿过或使用；同样地，半奇静脉2172不被使用。在其他例子中，引线2160可以被推进到静脉2170、2172中的一个中，或者如果引线2160分为两部分，或者如果两个奇静脉/半奇静脉被使用，则两个静脉都可以被使用。

所示的引线放置可以通过使用推进到期望位置的导丝来实现，其中引线被放置在导丝的上方。在其他例子中，可以使用可转向的引线，或者可以通过使用可转向的探针的推进来放置引线。荧光透视或其他可视化可以根据期望或需要使用。

在一些例子中，装置和引线可以特别适于放置在特定位置上和/或在特定位置上使用。例如，所述装置可以包括适于与静脉壁相互作用或者其大小针对患者的脉管***中的特定位置制定的锚定器。在例子中，支架、线圈或其他可伸展构件的大小可以通过使用逼近目标血管或者略小于或略大于目标血管的大小而被制定为牢固地与血管的壁或血管内的阀门相互作用。例如，ITV安置的装置可以具有3至10French的外径，其中较小的直径用于放置在血管中的更下位。在另一个例子中，用于放置在肋间静脉中的装置的大小可以在大约2至大约6French的范围内，所以为了锚定的目的，引线的将使用奇静脉植入的一部分可以包括其适于放置在直径较小的静脉(诸如肋间的)中的部分。可以使用支架式放置(包括例如图20和21所示的放置)，但是所示的其他放置也可以适合于奇静脉中。更大的或更小的大小可以根据需要使用。

图33示出另一个例子。这里，左腋罐***置用于将罐体2200放置在与用于BostonScientific的Emblem S-ICD System^TM的位置类似的位置处。从左腋，肋间静脉2202可以被进入，并且被用来将引线2204从后面推进到副半奇静脉2208，从而如2206处所示那样放置治疗电极或其他电极。在其他例子中，更下位的半奇静脉可以代替使用。第二引线2210在前面的和内侧的方向上被推进到左ITV 2220，以如2216处所示那样放置治疗电极。附加的感测电极或起搏电极可以如2212、2214和2218处所示那样包括在引线2210上；不是电极，而是其他传感器(诸如加速计或心音传感器)可以被放置。该植入将心脏2230放置在治疗递送电极2206、2216之间。

用于除颤、心脏电复律和/或起搏目的的治疗可以在前电极2216和后电极2206之间递送。罐体2200可以用作与2206或2216电共用的附加电极，和/或可以用作无差别的电极，或者可以根据需要从治疗递送省略。如果需要，一个或多个附加装置(诸如无引线心脏起搏器(LCP)2232)可以被放置在心脏2230中或上以提供附加的起搏选项或其他功能输入，诸如用于提供心脏速率信息。

在其他例子中，根据需要，引线2202可以在进入半奇静脉或副半奇静脉之后被推进越过中线到达奇静脉。

参照图32和图33这两个图，若干个起搏矢量、除颤矢量和/或感测矢量可以被定义。例如，起搏矢量可以包括：

-在右胸廓内静脉或左胸廓内静脉和奇静脉之间；

-在右胸廓内静脉或左胸廓内静脉和半奇静脉之间；

-在右胸廓内静脉或左胸廓内静脉和副半奇静脉之间；

-在同一个静脉内的两个电极之间，诸如在右ITV或左ITV中的或者在奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的一个中的两个电极之间；

-在脉冲发生器罐体上的电极和在奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉、或右ITV或左ITV中的一个或多个中的一个电极或多个电极之间；

-这些组合中的任何一个都可以通过使用肋间静脉(如果需要的话)来进一步调整以在更侧一些的方向上运送电流/场。

在这样的矢量内，可以对选定静脉内的上位或下位定位的选择进行调整以获得优先与选定的心房腔或心室腔相交的起搏矢量。例如，与心房齐平的相对上位的位置处的右胸廓内静脉和奇静脉之间的起搏可以以右心房为目标。在左胸廓内静脉和半奇静脉之间递送的起搏治疗可以将治疗大体上送往左心室。可以注意到，左胸廓内静脉可以覆盖室间隔，从而使得可以同时进行两个腔的起搏。在一些例子中，使用右胸廓内静脉或左胸廓内静脉中的电极的感测矢量可以用于检测P波以支持送往心室位置的使用例如起搏输出电极的心脏再同步，诸如使用心内起搏器或胸廓内静脉、奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉、或肋间静脉中的起搏器电极递送的起搏治疗。皮下的、经静脉的和/或心外膜的电极可以按进一步的组合使用。

除颤治疗可以同样地使用几个这样的组合来递送：

-在右胸廓内静脉或左胸廓内静脉和奇静脉之间；

-在右胸廓内静脉或左胸廓内静脉和半奇静脉之间；

-在右胸廓内静脉或左胸廓内静脉和副半奇静脉之间；

为了除颤，一个考虑可以是足够质量的心脏组织是否在给定的构造中被刺激。电击矢量在一些例子中由于例如在整个躯干上、在左胸廓内静脉和奇静脉之间对角线地递送以用于用在右胸廓内静脉和奇静脉之间递送的起搏进行除颤，可以是不同于起搏矢量的。可以使用诸如以下的三个或更多个电极的组合来递送治疗：

-除颤线圈电极在右胸廓内静脉和左胸廓内静脉和奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的每个中，其中胸廓内静脉中的线圈被电共用地夹持；

-除颤线圈电极在奇静脉以及共用的半奇静脉和/或副半奇静脉中的一个(或两个)中，作为与右胸廓内静脉或左胸廓内静脉中的除颤电极相反的极；

-在四电极***中，第一极可以使用电共用的右胸廓内静脉和左胸廓内静脉中的每个中的除颤电极，这些除颤电极与奇静脉和半奇静脉或副半奇静脉中的一个中的每个中的除颤电极是电相反的。

在多于两个的电极被使用的情况下，电压控制和/或电流控制可以用于将能量分派给特定的电极或者以使用电流转向构思的特定组织为目标。

例如，在图32中，除颤治疗输出可以***纵为通过电极2164递送比通过电极2162多的电流以使电流转向心室。这样的转向可以使用电流控制(诸如电流镜设计)，或者可以通过将比耦合到电极2164的峰值电压低的峰值电压耦合到电极2162、通过将治疗矢量中的一个的占空比调换(翻转打开和关闭)到比另一个治疗矢量低的占空比、或者通过在终止通过电极2164的治疗递送之前终止通过电极2162的治疗递送来使用电压控制。

类似的构思可以在图33中被用来管理通过电极2216和2218的输出功率。应注意到，图32和33中的每个中的心脏被示为在比一些例子中可以使用的位置更下位的位置上；例如，罐体2200和治疗递送电极中的一个或多个可以相对于心脏的顶点被定位为更下位。装置罐体2200可以可选地用作用于治疗递送目的的附加电极。在一些例子中，转向的构思可以通过确定几个电极中的哪个包括在治疗递送中、而不是通过控制电压或电流来实现。

感测可以在电极对之间实现，所述电极对例如类似于上面指出的起搏组合。感测也可以在胸廓内静脉中的一个中的被指明为例如具有第一感测电极和第二感测电极的血管中的任何一个内执行。上位和下位定位可以用于实现腔特定的感测矢量(例如，心室的或心房的)。

在替代例子中，皮下电极可以代替胸廓内静脉中的治疗递送电极。例如，治疗可以在设置在奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的至少一个中的第一电极和皮下设置在患者的前胸上(诸如在胸骨旁的位置上)的第二电极之间递送。在该例子中，起搏电极和/或感测电极也可以被设置在胸廓内静脉中。

在更进一步的替代方案中，皮下电极可以代替奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的治疗递送电极。例如，治疗可以在胸廓内静脉中的一个中的第一电极和皮下设置在胸廓上方、患者的后胸上的第二电极之间递送。

图34示出用流程框图示出根据一些例子的说明性植入方法。如1000处所示，所述方法包括：建立进入ITV的通路1010，将引线***在ITV中1020，将IPG附连到引线1030，(可选地)增加第二装置1050，并且执行测试操作1060。

例如，建立进入ITV的通路1010可以包括从上位位置进入1012，诸如通过进入锁骨下静脉并且通过头臂静脉中的ITV的口来从上位位置进入。在另一个例子中，建立进入ITV的通路1010可以包括从下位位置1014进入，诸如通过进入腹壁上静脉并且从其上位进入ITV中来从下位位置进入。在一些例子中，经由位置1012和1014进入可以包括经由第二血管进入，诸如通过经过锁骨下静脉和头臂静脉从上位进入1012或者经过腹壁上静脉从下位进入1014来经由第二血管进入。在又一个例子中，建立进入ITV的通路可以包括在肋间空间1016中进入，诸如通过穿透肋间空间并且使用Seldinger技术进入ITV来在肋间空间中进入。使用肋间空间的一些例子可以进入肋静脉，然后进入到ITV中。如1018处所指示的，通路1010可以在患者的中线的右侧、左侧或两侧。

在例子中，***引线1020可以包括从上位***1022，诸如通过从下肋骨边缘下位的下位位置1012开始或者从下位肋间位置肋间1016开始并且在上位方向上推进引线来从上位***。另举一例，***引线1020可以包括从下位***1024，从下位***可以是从上位位置1014开始或者上位肋间位置1016开始并且在下位方向上推进引线。在任一种这样的例子中，如1026处所指示的，可以使用右ITV、左ITV或两个ITV血管。在一些例子中，引线的***1020可以进一步包括退出ITV以进入纵膈膜空间，如果需要的话。在一些例子中，引线1020的***可以包括将引线推进到后位位置1028，诸如通过例如以下方式：经过肋间静脉环绕患者的躯干；或者从头臂静脉向下进入到SVC中，然后从SVC向后进入到奇静脉，其中引线可以被进一步推进到奇静脉、肋间静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的位置上。

在例子中，附连到IPG可以包括附连到安置在锁骨下位置1032处的罐体，锁骨下位置1032在历史上是放入被植入的用于经静脉除颤器或起搏器的罐体的共用空间。在另一个例子中，附连到IPG可以包括附连到安置在腋窝位置1034上的罐体，诸如与S-ICD***一起使用的罐体。可以使用其他IPG位置。附连可以是直接附连到IPG或劈叉、轭或引线延长线，如果需要的话。

在另一个例子中，IPG可以被放置在大体上在胸骨上方的胸骨位置1036处。在另一个例子中，IPG可以沿着肋间空间1038放置。在又一个例子中，IPG可以被放置在肌下位置1040处，诸如胸肌下位置上和/或***组织和肋骨之间的位置处。在一些例子中，IPG可以被放置在腹部1042，下肋骨边缘的下位。

在例子中，测试操作1060可以用于对装置功能性和疗效中的一个或两个进行验证。例如，感测操作1062可以被进行测试并且被构造为检查足够的信号可用性，例如，或者通过设置增益、滤波、或者感测矢量选择参数来检查。可以通过以下操作来对除颤操作1064进行测试，即，诱导心律失常(诸如心室颤动)，以确定装置和伴随地植入的除颤器(诸如皮下除颤器***)是否将感测到心律失常，如果心律失常被感测到，则确保有疗效的治疗。除颤测试1064可以包括对于给定患者确定适当的除颤阈值并且以高于除颤阈值的某个安全裕量设置用于通过皮下除颤器进行的治疗递送的参数。

在例子中，起搏测试操作1066可以包括确定哪些可用的起搏矢量(如果有的话)对于提供起搏获取是有效的。如果需要，参数也可以被测试以确定并且优化用于递送心脏再同步治疗的设置。这可以包括对起搏阈值进行测试以优化能量使用和递送、并且检查不利的二次影响(诸如递送的起搏的患者感觉或膈神经、横膈膜或骨骼肌的无意刺激)被避免。起搏测试操作1066可以包括伴随地植入的LCP的测试。起搏测试操作1066还可以包括装置间测试，以确保两个被植入***(例如，使用ITV的并且被构造为起搏器的装置加上皮下除颤器或LCP)的存在将不会在它们之间造成有害的干扰或相互作用。起搏测试操作1066还可以包括诸如例如美国临时专利申请第62/355,121、62/378,880和62/397,635号中建议的整合的多装置CRT治疗的配置，如果需要的话，该申请的公开内容通过引用并入本文。

通信测试操作1068可以包括选择用于伴随***的装置间通信的矢量和时序信息。例如，通信测试可以包括发表的国际专利申请WO 2016/149262 A1和WO 2016/148928 A1中描述的元素，这些申请的公开内容通过引用并入本文。

图35示出另一个植入位置。在该例子中，患者2300已经植入了脉冲发生器2310，脉冲发生器2310附连到具有电极2322的引线2320。对于该植入位置，脉冲发生器2310被放置在左腋中，并且可以在所示的前位上，或者可以改为具有比所示的位置更侧一些的或更后一些的位置。引线2320被从脉冲发生器2310隧穿到下肋骨边缘2304。在合适的位置2306(诸如剑突左侧高达10cm)处，进入肌隔静脉2302。包括电极2322的引线2320被传递通过肌隔静脉2302，一直到ITV，再到相对于合适的解剖标志的期望的位置，诸如举例来说相对于一般来说心脏、心尖、心室或心房的期望位置。概括地说，图35示出这样的植入位置，其中脉冲发生器2310在左腋，引线2310传到下肋骨边缘，然后进入肌隔静脉2302，ITV从肌隔静脉2303被进入以用于最终定位引线2320的至少一部分，引线2320可以包括电极2322。

本发明的一些实施例可以采取被配置用于将心脏装置(诸如引线)植入到ITV中的植入工具组的形式。一些这样的实施例可以包括导引器护套。一些这样的实施例可以包括引导导管。一些这样的实施例可以包括导丝。一些这样的实施例可以进一步包括用于执行Seldinger技术来经皮进入血管的工具组。

本发明的一些实施例采取包括引线和用于耦合到引线的可植入罐体的可植入心脏刺激装置的形式，可植入罐体容纳被构造为使用植入在ITV中的引线和植入在患者中的罐体来递送输出治疗的操作电路，所述输出治疗为心动过缓起搏、抗心动过速起搏、心脏再同步治疗或除颤中的至少一个的形式。

如本文中所使用的，线圈电极可以是螺旋形缠绕的元件、细丝或绞股。根据需要，形成线圈的细丝可以具有大体上圆形的或大体上平坦的(例如，矩形)截面形状。然而，可以使用其他截面形状。线圈电极可以具有闭合的间距，或者换句话说，相邻绕组可以彼此接触。可替代地，线圈电极可以具有断开的间距，以使得相邻绕组彼此间隔开一定距离。间距沿着线圈电极的长度可以是均匀的或变化的。变化的间距可以是间距的逐渐变细的变化或间距的突然的或逐步的变化。

线圈电极可以具有总体上大于宽度W的长度L。可以使用圆形的、椭圆形的或扁平的线圈电极。线圈电极可以具有一至十厘米的范围内的长度。在例子中，可以使用具有六至八厘米长度的线圈。在另一个例子中，引线可以具有两个四厘米线圈。线圈和引线在外轮廓中可以在四至十French的范围内、或更大或更小。

线圈和引线可以被涂布。例如，薄的渗透膜可以被定位在冲击线圈或其他电极和/或引线的其他部分的上方以禁止或促进组织向内生长。涂层(诸如，但不限于，膨体聚四氟乙烯(ePTFE))也可以被涂覆到线圈和/或引线以促进萃取和/或减少组织向内生长。在一些实施例中，电极中的一个或多个(不管是线圈、环、还是分段电极)包括高电容涂层，诸如，但不限于，氧化铱(IrOx)氮化钛(TiN)或可以用于例如改进电性能的其他的“分形的”涂层。甾体涂层和抗菌涂层也可以被提供。

本文中公开的装置/***的各种组件可以包括金属、金属合金、聚合物、金属-聚合物复合物、陶瓷、它们的组合等、或其他合适的材料。在至少一些实施例中，附属装置和它们的相关的组件中的部分或全部可以掺杂不透射线的材料、由不透射线的材料制成，或者以其他方式包括不透射线的材料。适合于医疗干预的任何导丝、导引器护套和/或引导导管设计可以用于进入本文中讨论的静脉结构。

上面示出的可植入***可以包括适于用在心脏治疗***中的可植入脉冲发生器(IPG)。IPG可以包括容纳***的操作电路的气密密封的罐体。操作电路可以包括各种元件，诸如蓄电池和一个或多个低功率和高功率电路。低功率电路可以用于感测心脏信号，包括对感测的数据进行滤波、放大和数字化。低功率电路还可以用于某些心脏治疗输出(诸如起搏输出)和信号器(诸如寻呼机或蜂鸣器、RF的遥测电路、用于与非植入的编程器或通信器一起使用的传导通信或感应通信(或者可替代地，红外的、声音的和/或蜂窝的))。操作电路还可以包括通常将经由控制模块彼此耦合的存储器和逻辑电路，所述控制模块可以包括控制器或处理器。还可以提供高功率电路(诸如高功率电容器、充电器和输出电路(诸如具有高功率开关的H桥))用来递送例如除颤治疗。可以包括其他电路和致动器，诸如出于各种目的检测患者位置或温度的变化的加速计或热敏电阻、用于递送治疗物质(诸如举例来说药物、胰岛素或胰岛素替代物)的输出致动器。

关于用于可植入除颤器的硬件、引线等的一些说明性例子可以在市售的***中找到，诸如Boston Scientific Teligen^TM ICD和Emblem S-ICD^TM***、Medtronic Concerto^TM和Virtuoso^TM***、和St.Jude Medical Promote^TM RF和Current^TM RF***、以及为与这样的***一起使用而提供的引线。

已经在猪模型中执行了动物测试来例示说明可行性。这样的测试使用选定的引线，包括类似于上面在图10中示出的原型引线，该原型引线具有长度为大约4厘米的线圈电极612，将尖端电极614替换为防止损伤的尖端，并且在罐体仿真器和4cm线圈之间包括用于除颤测试的两个近侧环形电极606、608(相对于同一个动物中的仅皮下的除颤测试，显示出除颤阈值至少减小30％)，使用右ITV到左侧罐体。该原型引线包括用于固定目的的类似于螺旋的三维弯曲部分。

同一个动物中的附加测试出于起搏的目的使用成单极构造的Acuity^TM X4引线(Boston Scientific)，其中起搏也是成功的。更进一步的测试使用现在过时的Perimeter^TMCS引线(Boston Scientific)，其中除颤测试也显示出阈值治疗能量的显著降低。估计对于该动物，相对于皮下除颤阈值，除颤阈值的减小在30-50％的范围内。

接下来是一系列非限制性例子。这些例子是作为特定实施例的例示说明而提供的，不应被理解为限制本发明。

第一个非限制性例子采取一种可植入心脏治疗***的形式，该可植入心脏治疗***包括：第一引线，所述第一引线被构造为被放置在患者的胸廓内静脉(ITV)中，所述第一引线至少包括在其上的用于治疗递送的第一电极；以及用于耦合到第一引线的可植入罐体，所述可植入罐体容纳操作电路，所述操作电路被构造为通过至少使用ITV中的第一电极与第一引线来递送输出治疗，所述输出治疗为心动过缓起搏、抗心动过速起搏、心脏再同步治疗或除颤中的至少一个的形式。

作为第一个非限制性例子的补充或替代，所述操作电路可以包括ITV除颤部件，所述ITV除颤部件用于使用ITV中的第一电极来递送具有大约10至大约60焦耳的范围内的可调输出能量的除颤治疗。这样的ITV除颤部件可以包括1860处示出的且如上面进一步描述的电路块。

作为第一个非限制性例子的补充或替代，所述操作电路可以包括ITV起搏部件，所述ITV起搏部件用于通过使用ITV中的第一电极来递送具有大约10至大约50毫安的范围内的起搏电流输出的起搏治疗。这样的ITV起搏部件可以包括如1860处所示的且在上面描述的电路块。

作为第一个非限制性例子的补充或替代，所述操作电路可以包括ITV起搏部件，所述ITV起搏部件用于通过使用ITV中的第一电极来递送具有大约10至大约30伏特的范围内的输出电压的起搏治疗。这样的ITV起搏部件可以包括如1860处所示的且在上面描述的电路块。

作为第一个非限制性例子的补充或替代，第一引线上的第一电极可以被构造为通过具有大约15平方毫米至大约30平方毫米的范围内的表面积来从ITV递送起搏治疗。

作为第一个非限制性例子的补充或替代，第一引线可以被构造为通过具有大约2至大约6French的范围内的外径而被放置成第一部分在ITV中、第二部分在患者的肋间脉中。

作为第二个非限制性例子，并且作为第一非限制性例子的补充或替代，所述***进一步包括第二引线，所述第二引线具有用于治疗递送目的的第二电极，所述第二引线适于将第二电极放置在奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的选定的一个中；其中所述操作电路被构造为当第一电极被设置在ITV中、第二电极被设置在奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的选定的一个中时递送治疗。

作为第二个非限制性例子的补充或替代，所述可植入罐体以及第一引线和第二引线可以适于促进罐体在锁骨附近的位置上的放置以使得第一引线和第二引线进入并且通过头臂静脉的至少一部分。

作为第二个非限制性例子的补充或替代，所述可植入罐体以及第一引线和第二引线可以适于促进罐体在左腋中的放置以使得第一引线和第二引线进入并且通过一个或多个肋间脉。

作为第二个非限制性例子的补充或替代，第一引线可以包括第三治疗递送电极，并且所述操作电路可以被构造为使用第一电极、第二电极和第三电极来使治疗递送成形为以心脏的期望部分为目标。

作为第二个非限制性例子的补充或替代，第二引线可以包括第三治疗递送电极，并且所述操作电路可以进一步被构造为使用第一电极、第二电极和第三电极来使治疗递送成形为以心脏的期望部分为目标。

第三个非限制性例子采取一种可植入心脏治疗***的形式，该可植入心脏治疗***包括：第一引线，所述第一引线被构造为被放置在患者的胸廓内静脉(ITV)中，所述第一引线包括在其上的用于感测心脏电信号的至少一个电极；以及用于耦合到第一引线的可植入罐体，所述可植入罐体容纳操作电路，所述操作电路被构造为通过使用第一引线上的电极来感测心脏电活动以用于对患者的心脏的状态进行分析，所述操作电路适于用设置在ITV中的至少一个电极来进行感测。

第四个非限制性例子采取一种起搏器***的形式，该起搏器***包括：引线，所述引线具有近端和远端，并且具有在其上的至少一个电极与将所述电极电耦合到近端的导体，所述引线适于被植入在患者的胸廓内静脉(ITV)中；以及可植入壳体，所述可植入壳体包含操作电路，所述操作电路包括：起搏部件，所述起搏部件用于产生起搏输出的形式的治疗输出；接口部件，所述接口部件耦合到所述引线的导体；以及通信部件，所述通信部件用于与外部装置或第二可植入医疗装置交换数据。起搏部件可以如上面关于块1860示出和描述的那样；接口部件可以包括如上面关于1868描述的头部或端口；通信部件可以采取如上面关于1862描述的形式。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，起搏部件可以被构造为当引线被设置在患者的胸廓内静脉(ITV)中时使用引线上的至少一个电极递送对于使心脏起搏有效的起搏输出。在子例子中，起搏部件可以被构造为将起搏治疗作为其中电流在大约10mA至大约50mA的范围内的电流受控输出递送。在子例子中，起搏部件可以被构造为将起搏治疗作为其中电流在大约15mA至大约40mA的范围内的电流受控输出递送。在子例子中，起搏部件可以被构造为将起搏治疗作为其中峰值电压在大约5伏特至大约40伏特的范围内的电压受控输出递送。在子例子中，起搏部件可以被构造为将起搏治疗作为其中峰值电压在大约10伏特至大约30伏特的范围内的电压受控输出递送。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，引线上的所述至少一个电极可以具有大约15mm²至大约30mm²的范围内的表面积。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，壳体可以具有大约2至大约20cc的范围内的体积。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，壳体可以具有大约3至大约12cc的范围内的体积。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，壳体可以具有大约40至大约80mm的范围内的长度、大约10至大约30mm的范围内的宽度以及大约5至大约10mm的范围内的厚度。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，壳体的形状和大小可以被制定为被植入在患者的皮肤的下方和胸骨的上方。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，壳体的形状和大小可以被制定为被植入在患者的皮肤的下方和肋间位置上。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，起搏部件可以被构造为当引线被设置在患者的ITV中时递送抗心动过速起搏治疗。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，起搏部件可以被构造为当引线被设置在患者的ITV中时递送心动过缓起搏治疗。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，通信部件可以被构造为与适于被定位在患者的心脏中的无引线心脏起搏器(LCP)进行通信。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，操作电路可以包括感测患者中的状况的感测部件，通信电路可以被构造为与LCP合作使用来自感测电路的信息提供心脏治疗。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，感测部件可以被构造为通过心脏电信号的分析来确定LCP的输出是否生成期望的结果。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，感测部件可以被构造为通过感测的非电信号的分析来确定LCP的输出是否生成期望的结果。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，感测部件可以被构造为确定患者是否需要来自LCP的治疗。

作为第四个非限制性例子的补充或替代，通信部件可以被构造为与可皮下植入的除颤器进行通信，操作电路可以包括感测部件，所述感测部件用于使用患者的ITV中的引线来感测心脏活动以提供供可皮下植入的除颤器使用的数据。

这些非限制性例子中的每个可以独立存在，或者可以按各种置换或组合与其他例子中的一个或多个组合。

上面详述的描述包括对于附图的论述，附图形成详细描述的一部分。附图通过图示示出其中可以实施本发明的特定实施例。这些实施例在本文中也被称为“例子”。这样的例子可以包括除了所示的或所描述的那些元件之外的元件。然而，本发明人还设想其中仅提供所示的或所描述的那些元件的例子。而且，本发明人还设想要么相对于特定例子(或其一个或多个方面)而言的、要么相对于本文中所示的或所描述的其他例子(或其一个或多个方面)而言的、使用所示的或所描述的那些元件(或其一个或多个方面)的任何组合或置换的例子。

在本文档和如此通过引用并入的任何文档之间的使用不一致的情况下，以本文档中的使用为准。

在本文档中，如专利文档中常见的，使用术语“一个”来包括一个或多于一个，与“至少一个”或“一个或多个”的任何其他的实例或使用无关。而且，在权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标签，而非意图对它们的对象施加数值要求。

本文中描述的方法例子可以至少部分地是机器或计算机实现的。一些例子可以包括被编码有可操作来将电子装置构造为执行如以上例子中描述的方法的指令的计算机可读介质或机器可读介质。这样的方法的实现可以包括代码，诸如微代码、汇编语言代码、高级语言代码等。这样的代码可以包括用于执行各种方法的计算机可读指令。此外，在例子中，所述代码可以被有形地存储在一个或多个易失性、非暂时性或非易失性有形计算机可读介质上，诸如在执行期间或者在其他时间被存储。这些有形计算机可读介质的例子可以包括，但不限于，硬盘、可移动磁盘或光盘、磁盒、磁卡或磁棒、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)等。

以上描述意图是说明性的，而非限制性的。例如，上述例子(或其一个方面或多个方面)可以彼此组合使用。可以使用其他实施例，诸如由本领域的普通技术人员在审阅以上描述时使用。

提供摘要符合37C.F.R.§1.72(b)，以使得读者可以快速地弄清技术公开的本质。本发明是在它将不被用于解释或限制权利要求的范围或意义的理解上提交的。

此外，在以上详细描述中，各种特征可以被分组在一起使公开内容流水线化。这不应被解释为意图没有要求保护的公开的特征是任何权利要求必不可少的。相反，本发明主题可以在于比特定的公开的实施例的所有特征少的特征。因此，以下权利要求特此作为例子或实施例合并到详细描述中，其中每个权利要求独立作为单独的实施例，并且设想这样的实施例可以按各种组合或置换彼此组合。本发明的范围应参照所附权利要求、连同这样的权利要求享有的等同形式的整个范围来确定。

Claims

1.一种可植入心脏治疗***，包括：

第一引线，所述第一引线被构造为用于放置在患者的胸廓内静脉ITV中，所述第一引线至少包括在其上的用于治疗递送的第一电极；以及

用于耦合到第一引线的可植入罐体，所述可植入罐体容纳操作电路，所述操作电路被构造为通过至少使用ITV中的第一电极与第一引线来递送输出治疗，所述输出治疗为心动过缓起搏、抗心动过速起搏、心脏再同步治疗或除颤中的至少一个的形式。

2.根据权利要求1所述的***，其中，所述操作电路包括ITV除颤部件，所述ITV除颤部件用于使用ITV中的第一电极来递送具有10至60焦耳的范围内的可调输出能量的除颤治疗。

3.根据权利要求1所述的***，其中，所述操作电路包括ITV起搏部件，所述ITV起搏部件用于通过使用ITV中的第一电极来递送具有10至50毫安的范围内的起搏电流输出的起搏治疗。

4.根据权利要求1所述的***，其中，所述操作电路包括ITV起搏部件，所述ITV起搏部件用于通过使用ITV中的第一电极来递送具有10至30伏特的范围内的输出电压的起搏治疗。

5.根据权利要求1所述的***，其中，所述第一引线上的第一电极被构造为通过具有15平方毫米至30平方毫米的范围内的表面积来从ITV递送起搏治疗。

6.根据权利要求1所述的***，其中，所述第一引线被构造为用于通过具有2至6French的范围内的外径而放置成第一部分在ITV中、第二部分在患者的肋间脉中。

7.根据权利要求1-6中任一项所述的***，进一步包括：

第二引线，所述第二引线具有用于治疗递送目的的第二电极，所述第二引线适于将第二电极放置在奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的选定的一个中；

其中，所述操作电路被构造为当第一电极被设置在ITV中、第二电极被设置在奇静脉、半奇静脉或副半奇静脉中的选定的一个中时递送治疗。

8.根据权利要求7所述的***，其中，所述可植入罐体以及第一引线和第二引线适于促进所述罐体在锁骨附近的位置上的放置以使得第一引线和第二引线进入并且通过头臂静脉的至少一部分。

9.根据权利要求7所述的***，其中，所述可植入罐体以及第一引线和第二引线适于促进所述罐体在左腋中的放置以使得第一引线和第二引线进入并且通过一个或多个肋间脉。

10.根据权利要求7所述的***，其中，所述第一引线包括第三治疗递送电极，并且所述操作电路被构造为使用第一电极、第二电极和第三电极来使治疗递送成形为以心脏的期望部分为目标。

11.根据权利要求7所述的***，其中，所述第二引线包括第三治疗递送电极，并且所述操作电路被构造为使用第一电极、第二电极和第三电极来使治疗递送成形为以心脏的期望部分为目标。

12.一种可植入心脏治疗***，包括：

第一引线，所述第一引线被构造为用于放置在患者的胸廓内静脉ITV中，所述第一引线包括在其上的用于感测心脏电信号的至少一个电极；以及

用于耦合到第一引线的可植入罐体，所述可植入罐体容纳操作电路，所述操作电路被构造为通过使用第一引线上的电极来感测心脏电活动以用于对患者的心脏的状态进行分析，所述操作电路适于用设置在ITV中的至少一个电极来进行感测。

13.一种起搏器***，包括：

引线，所述引线具有近端和远端，并且具有在其上的至少一个电极与将所述电极电耦合到近端的导体，所述引线适于植入在患者的胸廓内静脉ITV中；以及

可植入壳体，所述可植入壳体包含操作电路，所述操作电路包括：

起搏部件，所述起搏部件用于产生起搏输出的形式的治疗输出；

接口部件，所述接口部件耦合到所述引线的导体；以及

通信部件，所述通信部件用于与外部装置或第二可植入医疗装置交换数据，

其中，所述起搏部件被构造为当所述引线被设置在患者的胸廓内静脉ITV中时使用所述引线上的至少一个电极递送对于使心脏起搏有效的起搏输出。

14.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述起搏部件被构造为将起搏治疗作为其中电流在10mA至50mA的范围内的电流受控输出来递送。

15.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述起搏部件被构造为将起搏治疗作为其中电流在15mA至40mA的范围内的电流受控输出来递送。

16.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述起搏部件被构造为将起搏治疗作为其中峰值电压在5伏特至40伏特的范围内的电压受控输出来递送。

17.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述起搏部件被构造为将起搏治疗作为其中峰值电压在10伏特至30伏特的范围内的电压受控输出来递送。

18.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述引线上的所述至少一个电极具有15mm²至30mm²的范围内的表面积。

19.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述壳体具有2至20立方厘米的范围内的体积。

20.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述壳体具有3至12立方厘米的范围内的体积。

21.根据权利要求13所述的起搏器***，其中，所述壳体具有40至80mm的范围内的长度、10至30mm的范围内的宽度以及5至10mm的范围内的厚度。

22.根据权利要求13-21中任一项所述的起搏器***，其中，所述壳体的形状和大小被制定用于被植入在患者的皮肤的下方和胸骨的上方。

23.根据权利要求13-21中任一项所述的起搏器***，其中，所述壳体的形状和大小被制定为用于植入在患者的皮肤的下方和肋间位置上。

24.根据权利要求13-21中任一项所述的起搏器***，其中，所述起搏部件被构造为当所述引线被设置在患者的ITV中时递送抗心动过速起搏治疗。

25.根据权利要求13-21中任一项所述的起搏器***，其中，所述起搏部件被构造为当所述引线被设置在患者的ITV中时递送心动过缓起搏治疗。

26.根据权利要求13-21中任一项所述的起搏器***，其中，所述通信部件被构造为与适于定位在患者的心脏中的无引线心脏起搏器LCP进行通信。

27.根据权利要求26所述的起搏器***，其中，所述操作电路包括感测患者中的状况的感测部件，所述通信部件被构造为与LCP合作来使用来自感测电路的信息提供心脏治疗。

28.根据权利要求27所述的起搏器***，其中，所述感测部件被构造为通过心脏电信号的分析来确定LCP的输出是否生成期望的结果。

29.根据权利要求27所述的起搏器***，其中，所述感测部件被构造为通过感测的非电信号的分析来确定LCP的输出是否生成期望的结果。

30.根据权利要求27所述的起搏器***，其中，所述感测部件被构造为确定所述患者是否需要来自LCP的治疗。

31.根据权利要求13-21中任一项所述的起搏器***，其中，所述通信部件被构造为与可皮下植入的除颤器进行通信，所述操作电路包括感测部件，所述感测部件用于使用患者的ITV中的引线来感测心脏活动以提供供所述可皮下植入的除颤器使用的数据。