CN105377364B - 胸骨下电刺激系统 - Google Patents

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Abstract

描述了用于提供胸骨下起搏的植入式心脏起搏系统和方法。在一个示例中，心脏起搏系统包括植入在患者内的起搏器和植入式医疗电引线。该植入式医疗电引线包括：细长引线体，具有近端和远端部分；连接器，配置成在细长引线体的近端处耦合至起搏器；以及沿着该细长引线体的远端部分的一个或多个电极，其中该引线的细长引线体的远端部分被基本上植入在患者的前纵隔内并且该起搏器被配置成将起搏脉冲递送至患者的心脏。

Description

胸骨下电刺激系统
技术领域
本申请涉及用于提供胸骨下电刺激(包括胸骨下心脏起搏)的电刺激设备、系统和/或方法。
背景技术
植入式脉冲发生器已经被用于将电刺激提供至患者身体的各种器官、组织、肌肉、神经或其他特征。被提供至患者的电刺激的一个示例是心脏起搏。当心脏的自然起搏器和/或传导系统无法以适于患者需要的速率和间期提供同步的心房和心室收缩时，心脏起搏电刺激心脏。当患者的心脏跳动过慢时，心动过缓起搏增加患者心脏收缩的速率，以提供从与心动过缓相关联的症状中的缓解。心脏起搏还提供旨在抑制或转变快速性心律失常的电超速刺激，再次提供症状缓解并防止或终止心律失常，该心律失常可能导致心源性猝死或需要以高电压除颤或心脏复律电击进行治疗。
起搏器通常需要至少两个电极，以将电刺激治疗递送至心脏并感测心脏的电活动。传统上，起搏器系统由耦合至一个或多个引线的植入式脉冲发生器(或起搏器)组成。引线(多个)包括在引线的远端部分上的一个或多个电极，该一个或多个电极被植入在心脏内部以使得至少一个电极接触心内膜。在其它示例中，该一个或多个引线可被植入在心脏的心外膜表面上。
发明内容
本申请针对用于提供胸骨下起搏的植入式心脏起搏系统和方法。在一个实施例中，心脏起搏系统包括植入在患者内的起搏器和植入式医疗电引线。该植入式医疗电引线包括：细长引线体，具有近端和远端部分；连接器，配置成在细长引线体的近端处耦合至起搏器；以及沿着该细长引线体的远端部分的一个或多个电极，其中该引线的细长引线体的远端部分被基本上植入在患者的前纵隔内并且该起搏器被配置成将起搏脉冲递送至患者的心脏。
在另一实施例中，方法包括利用植入式脉冲发生器生成一个或多个刺激脉冲以及经由至少部分地植入在前纵隔内的植入式医疗电引线的至少一个电极来递送该一个或多个刺激脉冲。
本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。它不旨在提供如以下的附图和描述内所详细描述的技术的排他性或穷尽性解释。一个或多个示例的进一步细节在以下的附图和描述中阐述。根据描述和附图且根据以下提供的陈述，其他特征、对象和优点将是显而易见的。
附图说明
图1A是植入有植入式医疗系统10的患者12的前视图。
图1B是具有植入式医疗系统10的患者12的侧视图。
图1C是具有植入式医疗系统10的患者12的横向视图。
图2A是植入有植入式心脏起搏系统40的患者12的前视图。
图2B是具有植入式心脏起搏系统40的患者12的侧视图。
图3A是植入有植入式心脏起搏系统50的患者12的前视图。
图3B是具有植入式心脏起搏系统50的患者12的横向视图。
图4是示例植入式脉冲发生器14的电子部件的示例配置的功能框图。
图5是示出了显示在第一急性研究期间在各个脉冲宽度处获得的夺获阈值的强度-持续时间曲线的曲线图。
图6是示出了显示在第二急性研究期间在各个脉冲宽度处获得的夺获阈值的强度-持续时间曲线的曲线图。
图7是示出了来自第三急性实验的电气数据的强度-持续时间曲线的曲线图。
图8是示出了来自第三急性实验的电气数据的强度-持续时间曲线的曲线图。
图9是示出了来自第三急性实验的电气数据的强度-持续时间曲线的曲线图。
具体实施方式
图1A-1C是植入有示例植入式医疗系统10的患者12的概念图。图1A是植入有植入式医疗系统10的患者12的前视图。图1B是具有植入式医疗系统10的患者12的侧视图。图1C是具有植入式医疗系统10的患者12的横向视图。植入式医疗系统10包括连接至植入式医疗电引线18(在下文中被称为“引线18”)的植入式脉冲发生器14。图1A-1C示出了植入式心脏起搏系统并且将在植入式心脏起搏系统的情境中进行描述。
植入式脉冲发生器14被皮下地植入在患者12的左侧、胸腔上方。在一些实例中，植入式脉冲发生器14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，植入式脉冲发生器14可被植入如稍后描述的患者12的其他皮下位置处。
引线18包括近端和远端部分，该近端包括配置成连接到植入式脉冲发生器14的连接器，该远端部分包括电极32和34。引线18在胸腔之上从植入式脉冲发生器14朝向患者12的躯干中心(例如，朝向患者12的剑突20)皮下地延伸。在剑突20附近的位置处，引线18弯曲或转弯并且在胸骨22下面/下方且在前纵隔36中上延伸(extend superior)。前纵隔36可被视为由胸膜39横向界定、由心包膜38从后面界定、并且由胸骨22从前面界定。在一些实例中，前纵隔36的前壁还可由胸横肌以及一个或多个肋软骨形成。前纵隔36包括大量疏松结缔组织(诸如网状组织)、一些淋巴管、淋巴结、胸骨下肌肉组织(例如，横胸肌)、胸廓内动脉的分支、以及胸廓内静脉。在一个示例中，引线18的远端部分基本上在前纵隔36内沿着胸骨22的后侧延伸。例如，引线18的远端部分可基本上在前纵隔36的疏松结缔组织内，该疏松结缔组织可因此将引线18保持在适当的位置。利用基本上在前纵隔36内的远端部分植入的引线在本文中将被称为胸骨下引线。同样，由利用基本上在前纵隔36内的远端部分植入的引线所提供的诸如起搏之类的电刺激在本文中将被称为胸骨下电刺激或胸骨下起搏。
虽然引线18的远端部分在本文中被描述为被基本上植入在前纵隔36内，但引线18的远端部分可被植入其他非血管、心包外的位置，包括围绕心包或心脏26的其他部分的周边且毗邻于但不附连至心包或心脏26的其他部分且不在胸骨22或胸腔之上的间隙、组织或其他解剖特征。由此，引线18可被植入由胸骨和/或胸腔与体腔(但不包括心包或心脏26的其他部分)之间的底面限定的“胸骨下空间”内的任何位置。替代地，胸骨下空间可通过术语“胸骨后空间”或“纵隔”或者如本领域技术人员已知的“胸骨内(infrasternal)”引用，并且包括前纵隔36。胸骨下空间还可包括在Surg.Radiol.Anat.25.3-4(2003):259-62的Baudoin,Y.P.等人的题为“The superior epigastric artery does not pass throughLarrey's space(trigonum sternocostale)”中被描述为Larrey的空间(Larrey’s space)的解剖区域。换句话说，引线18的远端部分可被植入心脏26的外表面周围的区域中、但不附连至心脏26。
引线18的远端部分可基本上被植入前纵隔36内，以使得电极32和34位于心脏26的心室附近。举例而言，引线18可被植入成使得电极32和34位于一个或两个心室的心影(cardiac silhouette)之上，如经由心脏26的前后(AP)荧光镜视图(fluoroscopic view)观察到的。在一个示例中，引线18可被植入成使得从电极32到植入式脉冲发生器14的外壳电极的单极治疗向量和/或从电极34到植入式脉冲发生器14的外壳电极的单极治疗向量基本上横跨心脏26的心室。治疗向量可被视为从电极32或34上的点(例如，电极32或34的中心)延伸至植入式脉冲发生器14的外壳电极上的点(例如，外壳电极的中心)的线。在另一示例中，电极32和34之间的间距以及引线18的布置可以是这样的以使得在电极32和电极34之间的双极治疗向量在心室之上居中或以其他方式位于心室之上。然而，引线18可被定位在其他位置处，只要使用电极32和34的单极或双极治疗向量中的一者或两者导致对心脏的心室的夺获(capture)。
在图1A-1C所示的示例中，引线18基本居中地位于胸骨22下面。然而，在其他实例中，引线18可被植入成使得它从胸骨22的中心横向地偏移。在一些实例中，引线18可足够地横向延伸，以使得除了胸骨22以外或者代替胸骨22，引线18的全部或一部分在胸腔下面/下方。
引线18包括细长引线体，该细长引线体包含在引线体内从在近引线端(proximallead end)处的连接器延伸至沿着引线18的远端部分定位的电极32和34的一个或多个细长电导体(未示出)。细长引线体可具有沿着引线体的长度的大体均匀的形状。在一个示例中，细长引线体可具有沿着引线体的长度的大体管状或圆柱形状。在一些实例中，细长引线体可具有在3和9法(French)(Fr)之间的直径。然而，还可利用小于3Fr和大于9Fr的引线体。在另一示例中，细长引线体的远端部分(或全部)可具有平坦的带状或桨状形状。在该实例中，横跨平坦的、带状或桨状形状的平坦部分的宽度可在1和3.5mm之间。可使用其他引线体设计，而不背离本公开的范围。引线18的引线体可由非导电材料(包括硅胶、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物、和其他合适的材料)形成，并被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。然而，这些技术不限于此类构造。
包含在引线18的引线体内的一个或多个细长电导体可与电极32和34中的相应的一个电极接合。在一个示例中，电极32和34中的每一个被电耦合到引线体内的相应的导体。相应的导体可经由连接器组件(包括相关联的馈通件)中的连接电耦合到植入式脉冲发生器14的电路系统，诸如治疗模块或感测模块。这些电导体将来自植入式脉冲发生器14内的治疗模块的治疗传输到电极32和34中的一个或多个，并且将来自电极32和34中的一个或多个的所感测的电信号传输到植入式脉冲发生器14内的感测模块。
电极32和34可包括环形电极、半球形电极、线圈电极、螺旋电极、分段电极、定向电极、带状电极或其它类型的电极，或它们的组合。电极32和34可以是相同类型的电极或不同类型的电极。在图1A-1C中所示的示例中，电极32是半球形电极且电极34是环形或线圈电极。引线18的电极32和34可具有与引线体基本相同的外径。在一个示例中，电极32和34可具有在1.6-55mm2之间的表面积。在另一示例中，电极32和34中的一者或两者可以是线圈电极并且可具有多达200mm2的表面积。在一些实例中，电极32和34可具有相对相同的表面积或者不同的表面积。例如，电极32可具有大约2–5mm2的表面积且电极34可具有在15–44mm2之间的表面积。
在一些实例中，电极32和34可被间隔开大约5–15mm。在其他实例中，电极32和34可被间隔开大于15mm的距离。例如，电极32和34可被间隔开2–8cm之间，并且仍都基本在心室之上。在另一示例中，电极32和34可被间隔开大于8cm，例如，相距多达16cm，如可以是用于获得心房和心室起搏的情况。
以上所提供的示例尺寸在本质上是示例性的，并且不应当被认为是对本文中所描述的实施例的限制。在其他示例中，引线18可包括单个电极或者两个以上电极。在进一步示例中，引线18可包括在胸骨下空间外(例如，在心尖附近或在引线18的近端附近)的一个或多个附加电极。
植入式脉冲发生器14可生成电刺激脉冲(诸如起搏脉冲)并经由治疗向量将电刺激脉冲(诸如起搏脉冲)递送至心脏26，该治疗向量包括经由电极32和34以及植入式脉冲发生器14的外壳电极的组合所形成的任何单极或双极治疗向量。例如，植入式脉冲发生器14可使用电极32和34之间的双极治疗向量来递送起搏脉冲。在另一示例中，植入式脉冲发生器14可使用(例如，在电极32和植入式脉冲发生器14的导电外壳电极之间或者在电极34和植入式脉冲发生器14的导电外壳电极之间的)单极治疗向量来递送起搏脉冲。在进一步示例中，植入式脉冲发生器14可经由起搏向量来递送起搏脉冲，其中电极32和34一起形成该起搏向量的阴极(或阳极)且植入式脉冲发生器14的外壳电极用作该起搏向量的阳极(或阴极)。植入式脉冲发生器14可生成并递送起搏脉冲以提供心动过缓起搏或其它起搏治疗或起搏治疗(例如，抗心动过速起搏(ATP)或电击后起搏)的组合。以此方式，可提供起搏治疗而没有进入脉管系统或心包且没有被附连至心脏26。
植入式脉冲发生器14还可通过经由电极32和34以及植入式脉冲发生器14的外壳电极的组合所形成的一个或多个单极或双极感测向量来感测心脏26的电活动。例如，植入式脉冲发生器14可使用电极32和34之间的双极感测向量、经由(例如，在电极32和植入式脉冲发生器14的导电外壳电极之间或在电极34和植入式脉冲发生器14的导电外壳电极之间的)单极感测向量或它们的组合来感测电信号。在一些实例中，植入式脉冲发生器14可基于经由引线18的感测向量中的一个或多个所感测的电信号来递送起搏治疗。因此，植入式脉冲发生器14可使用诸如AAI、VVI、DDD、DDI、VAT、VDD、DVI或基于所感测的信号禁止和/或触发起搏的其它起搏模式之类的起搏模式来递送起搏治疗。在其它实例中，植入式脉冲发生器14可例如使用诸如AOO、VOO、DOO之类的异步起搏模式或者没有感测或响应于感测而没有禁止或触发的其它模式(例如，AAO、VVO等)来独立于感测而触发起搏脉冲。除了上述模式中的任何一个之外，植入式脉冲发生器14可进一步提供心率应答式(rate-responsive)起搏。
植入式脉冲发生器14可包括外壳，该外壳形成保护植入式脉冲发生器14的部件的气密密封。植入式脉冲发生器14的外壳可由导电材料(诸如，钛)形成。植入式脉冲发生器14还可包括连接器组件(也被称为连接器块或头)，该连接器组件包括通过其在引线18内的导体与包括在外壳内的电子部件之间进行电连接的电馈通件。如在本文中将进一步详细描述的，外壳可容纳一个或多个处理器、存储器、发射机、接收机、传感器、感测电路系统、治疗电路系统、电源、以及其他适当的部件。植入式脉冲发生器14的外壳被配置成被植入患者(诸如患者12)体内。
引线18可进一步包括一个或多个锚固(anchoring)机构，该一个或多个锚固机构沿着引线体的长度定位。锚固机构可将引线18贴附(affix)至前纵隔36的疏松结缔组织或其它结构以减少引线18从其期望位置移动。例如，引线18可被锚固在一个或多个位置处，该一个或多个位置位于定位在患者12的前纵隔36内的远引线端(distal lead end)和沿着在引线体进入前纵隔36中的插入点处或附近的引线体的部分的长度的点之间。该一个或多个锚固机构可接合患者12的骨骼、筋膜、肌肉或其他组织，或者可简单地锲入其中，以将引线贴附在胸骨之下以防止过度运动或移位。而且，应当理解，本公开所描述的各种锚固机构可附加地被用于递送刺激治疗，如本领域中已知的。
锚固机构可被集成到引线体中。在此类实施例中，引线体的部分或段可由用于包住导体和引线内的其他元件同时还将引线锚固在植入环境内的材料形成。在替代实施例中，锚固机构可以是与引线体对齐形成的分立元件。在一些实施例中，这些分立部件可以牢牢紧固(fixedly-secured)的关系被提供至引线体。在其他实施例中，锚固机构可以滑动的关系不连接地耦合在引线体之上。另外地或替换地，可通过将引线牢牢地紧固到剑状进入部位处的患者的肌肉系统、组织或者骨骼的缝合线来锚固引线。在一些实施例中，缝合线可通过预形成的缝合孔缝至患者。
锚固机构可包括被动(passive)锚固机构、主动(active)锚固机构或它们的组合。在一个实施例中，锚固机构被耦合在引线体的远端处并且还可用作电活动元件。被动锚固机构的示例可包括凸缘、盘、柔韧锄齿(pliant tines)、折翼(flap)、促进组织生长以供接合的多孔结构(诸如，网格元件)、生物粘合表面、和/或任何其它非刺穿元件。主动锚固机构的示例可包括刚性锄齿、尖叉、倒钩、夹子、螺钉、和/或刺穿并渗入组织中以锚固引线的其它突出元件。作为主动锚固机构的另一示例，引线可被设置有用于接合组织的侧螺旋。在又进一步示例中，引线18可经由电激活固定(例如，烧灼、RF能量或冷沉淀)固定下来以将引线18锚固在适当的位置。
锚固机构的各个示例可以是可展开的。由此，锚固机构假设在将引线操纵到期望的植入位置期间(在引线被设置在递送系统的内腔内的期间)的第一状态。随后，锚固机构假设跟随将引线从递送系统释放到前纵隔36中以藉此相对于相邻组织锚固引线体的远端部分的第二状态。
图1A-1C中所示出的示例本质是示例性的，并且不应当被认为是对本公开中所描述的技术的限制。例如，以上在图1A-1C中所描述的配置针对经由引线18来提供心室起搏。在其中除心室起搏之外或代替心室起搏，还期望心房起搏的情形中，引线18可在更上面定位。配置成将起搏脉冲递送至心房和心室两者的引线可包括更多电极或仍然包括两个电极，在这两个电极之间具有更大的间距。例如，引线可具有如经由心脏26的AP荧光镜视图所观察的位于心房的心影之上的一个或多个电极以及如在心脏26的AP荧光镜视图中观察的位于心室的心影之上的一个或多个电极。关于图2A和2B更详细地示出和描述一个这样的示例。例如，配置成将起搏脉冲仅递送至心房的引线可具有如在心脏26的AP荧光镜视图中观察的位于心房的心影之上的一个或多个电极。再次，此示例中的引线可包括一个或多个心房电极，该一个或多个心房电极被植入成使得电极之间的治疗向量基本上在心房之上和/或电极之一和外壳电极之间的治疗向量基本上横跨心脏26的心房。在一些实例中，可利用两个引线，其中一个引线为心房引线，该心房引线被植入成使得引线的远端部分基本上位于前纵隔36内以使得如在心脏26的AP荧光镜视图中观察的，电极位于心房的心影之上，且另一个引线为心室引线，该心室引线被植入成使得引线的远端部分基本上位于前纵隔36内以使得如在心脏26的AP荧光镜视图中观察的，电极位于心室的心影之上。关于图3A和3B更详细地示出和描述一个这样的示例。
在其他示例中，植入式脉冲发生器14和引线18可被植入在其他位置处。例如，植入式脉冲发生器14可被植入右胸区域中的皮下袋中。在该示例中，引线18可从该设备朝向胸骨22的柄皮下地延伸至期望位置，并且弯曲或转弯且基本上在前纵隔36内从胸骨22的柄下延伸(extend inferior)至期望位置。在又一示例中，植入式脉冲发生器14可被放置在腹部。
另外，应当注意，系统10可不限于对人类患者的治疗。在替代示例中，系统10可被植入非人类患者(例如，灵长类动物、犬科动物、马科动物、猪科动物、羊科动物、牛科动物以及猫科动物)中。这些其他动物可经历可受益于本公开的主题的临床或研究治疗。
虽然本文中的描述是在将起搏脉冲提供至心脏的脉冲发生器14的情境下，但本公开的技术还可被用在其他植入式医疗设备的情境中，该其它植入式医疗设备配置成提供电刺激脉冲以刺激其它神经、骨骼肌肉、膈肌，例如以用于各种神经-心脏应用和/或用于窒息或呼吸治疗。
图2A和2B是植入有另一示例植入式心脏起搏系统40的患者12的概念图。图2A是植入有植入式心脏起搏系统40的患者12的前视图。图2B是具有植入式心脏起搏系统40的患者12的侧视图。植入式心脏起搏系统40基本上符合(conform to)图1A-1C的植入式心脏起搏系统10，但起搏系统40包括引线42，除了电极32和34之外，引线42还包括电极44和46。为了简洁，省略了对其它实施例中描述的相似编号元件的重复描述。
引线42包括细长引线体，该细长引线体具有近端和远端部分，该近端包括配置成连接到植入式脉冲发生器14的连接器，该远端部分包括电极32、34、44和46。电极44和46基本上符合电极32和34。因此，对电极32和34的描述在这里将不重复，但等同地可适用于电极44和46。在其它实施例中，引线42可包括更多或更少的电极。此外，细长引线体可包括以上关于引线18所描述的结构和/或功能。例如，引线42的引线体包含一个或多个细长电导体(未示出)，该一个或多个细长电导体通过该引线体从近引线端处的连接器延伸至沿着引线42的远端部分定位的电极32、34、44和46。引线42在胸腔之上从植入式脉冲发生器14朝向患者12的躯干中心皮下地延伸，转弯并在胸骨22下面/下方且基本上在前纵隔36内上延伸。换句话说，引线42的远端部分基本上在前纵隔36内沿着胸骨22的后侧延伸。
引线42可被基本上植入前纵隔36内以使得植入式脉冲发生器14能够从心脏26的多个腔室感测电信号并将电刺激治疗递送至心脏26的多个腔室。为此，引线42可被植入成使得电极32和34位于心脏26的心室附近且电极44和46位于心脏26的心房附近。例如，引线42可被植入成使得如经由心脏26的AP荧光镜视图所观察的，电极32和34位于心室的心影之上(如关于图1A-1C详细描述的)以及如经由心脏26的AP荧光镜视图所观察的，电极44和46位于心房的心影之上。
例如，引线42可被植入成使得从电极44到植入式脉冲发生器14的外壳电极的单极治疗向量和/或从电极46到植入式脉冲发生器14的外壳电极的单极治疗向量基本上横跨心脏26的心房。治疗向量可被视为从电极44或46上的点(例如，电极44或46的中心)延伸至植入式脉冲发生器14的外壳电极上的点(例如，外壳电极的中心)的线。替代地或附加地，电极44和46之间的间距以及引线42的布置可以是这样的以使得在电极44和电极46之间的双极治疗向量在心脏46的心房之上居中或以其他方式位于心脏46的心房之上。在其它示例中，起搏设备14可使用利用电极32、34、44和46以及起搏设备14的外壳电极的任意组合所形成的治疗向量来感测电活动和/或将治疗递送至多个腔室。以此方式，起搏系统50可提供多腔室起搏。
图3A和3B是植入有另一示例植入式心脏起搏系统50的患者12的概念图，该植入式心脏起搏系统50包括耦合至引线18和52的植入式脉冲发生器14。图3A是植入有植入式心脏起搏系统50的患者12的前视图。图3B是具有植入式心脏起搏系统50的患者12的横向视图。植入式心脏起搏系统50基本上符合图1A-1C的起搏系统10，除了起搏系统50包括附加的引线52。为了简洁，省略了对其它实施例中描述的相似编号元件的重复描述。
引线52包括细长引线体，该细长引线体具有近端和远端部分，该近端包括配置成连接到植入式脉冲发生器14的连接器，该远端部分包括电极54和56。电极44和46基本上符合电极32和34。因此，对电极32和34的描述在这里将不重复，但等同地可适用于电极44和46。在其它实例中，引线52可包括更多或更少的电极。此外，引线52的细长引线体包含一个或多个细长电导体(未示出)，该一个或多个细长电导体通过该引线体从近引线端处的连接器延伸至沿着引线52的远端部分定位的电极54和56。引线52在胸腔之上从植入式脉冲发生器14朝向患者12的躯干中心皮下地延伸，转弯并在胸骨22下面/下方且基本上在前纵隔36内上延伸。换句话说，引线52的远端部分基本上在前纵隔36内沿着胸骨22的后侧延伸。
如关于图1A-1C详细地描述的，引线18基本上被植入前纵隔36内，以使得电极32和34位于心脏26的心室附近。引线52可被基本上植入前纵隔36内，以使得电极54和56位于心脏26的心房附近。例如，引线52可被植入成使得电极54和/或56位于心房的心影之上，如经由心脏26的AP荧光镜视图观察到的。例如，引线52可被植入成使得从电极54到植入式脉冲发生器14的外壳电极的单极治疗向量和/或从电极56到植入式脉冲发生器14的外壳电极的单极治疗向量基本上横跨心脏26的心房。治疗向量可被视为从电极54或56上的点(例如，电极54或56的中心)延伸至植入式脉冲发生器14的外壳电极上的点(例如，外壳电极的中心)的线。替代地或附加地，电极54和56之间的间距以及引线52的布置可以是这样的以使得在电极54和电极56之间的双极治疗向量在心脏56的心房之上居中或以其他方式位于心脏56的心房之上。以此方式，起搏系统50包括心房引线52和心室引线54。在其它实例中，起搏系统50可使用利用电极32、34、54和56以及起搏设备14的外壳电极的任意组合所形成的电极向量来从心脏26感测电活动和/或将治疗递送至心脏26。以此方式，起搏系统50可提供多腔室起搏。
图4是示例植入式脉冲发生器14的电子部件的示例配置的功能框图。植入式脉冲发生器14包括控制模块60、感测模块62、治疗模块64、通信模块68、以及存储器70。电子部件可接收来自电源66的电力，电源66可以是可再充电电池或非可再充电电池。在其他实施例中，植入式脉冲发生器14可包括更多或更少的电子部件。所描述的模块可在公用硬件部件上一起实现或者单独地实现为分立、但可互操作的硬件、固件或软件组件。将不同的特征描绘为模块旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示这些模块必须通过单独的硬件、固件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块相关联的功能可由分开的硬件、固件或软件组件执行，或者被集成在公用或单独的硬件或软件组件内。
感测模块62经由引线18、42或52的导体及一个或多个电馈通件电耦合至电极32、34、44、46、54或56中的一些或全部，或者经由植入式脉冲发生器14的外壳内的导体电耦合至外壳电极。感测模块62被配置成获得经由通过电极32、34、44、46、54或56以及植入式脉冲发生器14的外壳电极的组合所形成的一个或多个感测向量所感测的信号，并处理所获得的信号。
感测模块62的部件可以是模拟部件、数字部件、或其组合。感测模块62可例如包括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。感测模块62可将所感测的信号转换成数字形式，并且将数字信号提供给控制模块60以供处理或分析。例如，感测模块62可放大来自感测电极的信号，并且通过ADC将所放大的信号转换成多位的数字信号。感测模块62还可将经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，并且向控制模块60指示心房去极化(例如，P-波)或心室去极化(例如，R-波)的存在。
控制模块60可处理来自感测模块62的信号以监视患者12的心脏26的电活动。控制模块60可将由感测模块62所获得的信号、以及任何所生成的EGM波形、标记通道数据、或者基于所感测的信号所导出的其他数据存储在存储器70中。控制模块60可分析EGM波形和/或标记通道数据以与所感测的心脏事件有关地递送起搏脉冲，例如，基于检测到固有心脏活动或没有检测到固有心脏活动而触发或禁止的起搏脉冲。在一些实例中，控制模块60还可基于所感测的电信号来检测心脏事件，诸如快速性心律失常。
治疗模块64被配置成生成电刺激治疗并将其递送至心脏26。治疗模块64可包括一个或多个脉冲生成器、电容器、和/或能够生成和/或存储能量以作为起搏治疗递送的其他部件。控制模块60可根据可被存储在存储器70中的一个或多个治疗程序来控制治疗模块64生成电刺激治疗并经由使用电极32、34、44、46、54或56及植入式脉冲发生器14的外壳电极的组合所形成的一个或多个治疗向量来将所生成的治疗递送至心脏26。控制模块60控制治疗模块64以生成电刺激治疗，其中电刺激治疗的幅度、脉冲宽度、时序、频率、电极组合或者电极配置由所选治疗程序指定。
治疗模块64可生成并递送具有大量形状、幅度、脉冲宽度或其它特性中的任一个的起搏脉冲以夺获心脏26。例如，起搏脉冲可以是单相的(monophasic)、两相的(biphasic)、或者多相的(例如，两个以上的相位)。心脏26在使用引线18、42和/或52递送来自前纵隔的起搏脉冲时的起搏阈值可取决于大量因素，包括电极的位置、类型、尺寸、取向和/或间距、植入式脉冲发生器14相对于电极的位置、心脏26的物理异常(例如，心包粘连或心肌梗塞)或者其他因素。
从电极32、34、44、46、54或56到心脏组织的增加的距离可导致心脏26具有与经静脉起搏阈值相比增加的起搏阈值。为此，治疗模块64可被配置成生成并递送起搏脉冲，该起搏脉冲所具有的幅度和/或脉冲宽度大于经由经静脉植入的引线或者附连至心脏26的引线来获得夺获时所常规需要的幅度和/或脉冲宽度。在一个示例中，治疗模块64可生成并递送具有小于或等于8伏特的幅度和在0.5-3.0毫秒之间的脉冲宽度的起搏脉冲。在另一示例中，治疗模块64可生成并递送具有在5和10伏特之间的幅度和在大约3.0毫秒和10.0毫秒之间的脉冲宽度的起搏脉冲。在另一示例中，治疗模块64可生成并递送具有在大约2.0毫秒和8.0毫秒之间的脉冲宽度的起搏脉冲。在进一步示例中，治疗模块64可生成并递送具有在大约0.5毫秒和20.0毫秒之间的脉冲宽度的起搏脉冲。在另一示例中，治疗模块64可生成并递送具有在大约1.5毫秒和20.0毫秒之间的脉冲宽度的起搏脉冲。
在一些情况中，治疗模块64可生成具有比常规的经静脉的起搏脉冲长的脉冲持续时间的起搏脉冲以实现较低能耗。例如，治疗模块64可被配置成生成并递送具有大于两(2)毫秒的脉冲宽度或持续时间的起搏脉冲。在另一示例中，治疗模块64可被配置成生成并递送具有在大于两(2)毫秒且小于或等于三(3)毫秒之间的脉冲宽度或持续时间的起搏脉冲。在另一示例中，治疗模块64可被配置成生成并递送具有大于或等于三(3)毫秒的脉冲宽度或持续时间的起搏脉冲。在另一示例中，治疗模块64可被配置成生成并递送具有大于或等于五(5)毫秒的脉冲宽度或持续时间的起搏脉冲。在另一示例中，治疗模块64可被配置成生成并递送具有大于或等于十(10)毫秒的脉冲宽度或持续时间的起搏脉冲。在进一步示例中，治疗模块64可被配置成生成并递送具有在大约3-10毫秒之间的脉冲宽度的起搏脉冲。在进一步示例中，治疗模块64可被配置成生成并递送具有大于或等于十五(15)毫秒的脉冲宽度或持续时间的起搏脉冲。在又一示例中，治疗模块64可被配置成生成并递送具有大于或等于二十(20)毫秒的脉冲宽度或持续时间的起搏脉冲。
取决于脉冲宽度，治疗模块64可被配置成生成并递送具有小于或等于二十(20)伏特的脉冲幅度的起搏脉冲，递送具有小于或等于十(10)伏特的脉冲幅度的起搏脉冲，递送具有小于或等于五(5)伏特的脉冲幅度的起搏脉冲，递送具有小于或等于二点五(2.5)伏特的脉冲幅度的起搏脉冲，递送具有小于或等于一(1)伏特的脉冲幅度的起搏脉冲。在其他示例中，起搏脉冲幅度可大于20伏特。这些脉冲幅度可与上述脉冲宽度/持续时间中的任一个结合。降低由植入式脉冲发生器14所递送的起搏脉冲的幅度可降低心外刺激的可能性。稍后提供一些实验结果，这些实验结果说明了起搏幅度和宽度的一些示例组合。
在一些实例中，植入式脉冲发生器14可以是可配置的以与基本上植入在前纵隔36内的引线18、42或52或者位于心脏26内或置于心外膜或心包内的引线一起使用。为此，植入式脉冲发生器14可包括多个起搏模式，该多个起搏模式具有与将从其递送起搏脉冲的位置相对应的起搏参数。植入式脉冲发生器14可包括第一起搏模式(例如，胸骨下起搏模式)，其中起搏器被配置成生成并递送具有用于从胸骨下空间起搏的幅度和持续时间的起搏脉冲，以及第二起搏模式(例如，“正常”起搏模式)，其中起搏器被配置成生成并递送具有用于从常规起搏位置(例如，心脏26内或在心外膜)起搏的幅度和持续时间的起搏脉冲。植入式脉冲发生器14可递送在胸骨下起搏模式和正常起搏模式中具有基本上相同的幅度的起搏脉冲，但胸骨下起搏模式中的起搏脉冲可具有较长的脉冲宽度或持续时间。如上所述，在一些实例中，植入式脉冲发生器14可生成并递送具有长达20毫秒的脉冲宽度的起搏脉冲。替代地，相比正常起搏模式，在胸骨下起搏模式中，植入式脉冲发生器14可递送具有不同的幅度和脉冲宽度的起搏脉冲。例如，相比在正常起搏模式中，在胸骨下起搏模式中，植入式脉冲发生器14可递送具有较大的幅度和持续时间的起搏脉冲。在另一示例中，相比在正常起搏模式中，在胸骨下起搏模式中，植入式脉冲发生器14可递送具有较小的幅度和较长的持续时间的起搏脉冲以试图减少心外刺激。当被植入时，编程器或其他外部仪器可向医生提供选择以选择特定起搏模式。
通信模块68包括任何合适的硬件、固件、软件、或者它们的任何组合以用于与另一设备(诸如临床医生编程器、患者监视设备等)通信。例如，通信模块68可包括用于借助于天线72发射和接收数据的适当的调制、解调、频率转换、滤波、以及放大器部件。天线72可位于植入式脉冲发生器14的连接器块内或者位于植入式脉冲发生器14的外壳内。
植入式脉冲发生器14的各种模块可包括任意一个或多个处理器、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)，或包括模拟电路、数字电路或逻辑电路的等效分立或集成电路。存储器70可包括在由控制模块60或者植入式脉冲发生器14的其他部件执行时使植入式脉冲发生器14的一个或多个部件执行归属于本公开中的那些部件的各种功能的计算机可读指令。存储器70可包括任何易失性、非易失性、磁、光或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、静态非易失性RAM(SRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存、或者任何其他非瞬态计算机可读存储介质。
实验
使用猪科动物执行三个急性过程，其中动物处于仰卧。在剑突附近进行切割，并且使用6996T隧穿工具和护套将型号(Model)4194引线递送至胸骨下/胸骨后空间。主动式罐仿真器(active can emulator，ACE)被放置在右胸(第一急性实验)或左腋中(第二和第三急性实验)上的皮下袋中。尝试各种起搏配置，并且装备的不同工件被用作刺激源。在递送起搏脉冲时使用多个脉冲宽度。贯穿实验，利用若干不同的胸骨下/胸骨后引线电极位置。
在第二和第三实验中，通过将引线移动到胸骨下的若干位置且收集数据以在每一位置处生成强度-持续时间曲线来研究引线位置对电气性能的影响。
在所有的三个急性实验中，放置胸骨下/胸骨后引线并收集电气数据。贯穿实验有意地移动引线多次以更好地理解最适于以低起搏阈值夺获心脏的位置，其中尝试不同的位置和参数直至获得和丢失起搏能力。记录基于位置和起搏配置的一范围的阈值。出于这个原因，报告每一急性实验的最低阈值结果，如同示出从合适的起搏位置获得的一范围的起搏值的强度-持续时间曲线一样。在所有的情况中，确定将胸骨下/胸骨后起搏电极大致置于心影的心室之上提供了最佳结果。
实验1
在第一急性研究中，将MEDTRONIC ATTAIN双极OTW 4194引线(在本文中也被称为“4194引线”)植入胸骨下，并且定位两个主动式罐仿真器，一个在右背外侧区(ACE1)中且一个在右腋中(ACE2)上。4194引线被直接放置在纵隔膜中胸骨下方，其中引线尖端和引线体与胸骨的长度平行。尝试各种起搏配置并收集电气数据。
观察到的最小阈值为0.8伏特，其在从胸骨下/胸骨后4194引线的尖端到ACE1(10ms的脉冲宽度以及作为刺激源的Frederick Heir仪器)起搏时获得。有可能使用较小的脉冲宽度来夺获，不过阈值随着脉冲宽度缩短而增加(在利用Frederick Heir刺激器的此相同配置中在2ms处为1.5V)。用不同的起搏配置和脉冲持续时间来获得许多附加的低阈值(1-2伏特)。
图5示出了显示在第一急性研究期间在各种脉冲宽度处获得的夺获阈值的强度-持续时间曲线。注意，所有配置从胸骨下植入的4194引线的尖端或环(-)到两个主动式罐仿真器(+)之一起搏。在一个实例中，大的铲状(spade)电极(代替型号4194引线)被用作胸骨下/胸骨后电极，如图例中所注解的。
如所示的，尝试若干起搏配置和参数。贯穿以上曲线图中所报告的配置，阈值范围从0.8伏特到5.0伏特，其中阈值一般随着脉冲宽度缩短而增加。在少数实例中，在1.5ms的脉冲宽度处的阈值小于在2.0ms处的阈值。应当注意，始终使用作为刺激源的Medtronic2290分析器来记录在1.5ms处获得的阈值的值，而使用作为刺激源的Frederick Heir仪器来获得第一急性实验的所有其他的阈值测量(在2、10、15和20ms的脉冲宽度处)。这两种仪器的差异可解释在类似脉冲宽度(1.5ms和2ms)处的阈值的值的差异。
总体而言，第一急性实验通过使用若干不同的起搏配置和参数产生小的夺获阈值(平均值＝2.5±1.2伏特)来证明胸骨下/胸骨后起搏的可行性。
实验2
开展了第二急性实验。然而，在第二急性中，动物呈现出心包粘连到胸骨。由于心包粘连，心影的心室表面旋转远离胸骨—贯穿该实验可能已经导致较高阈值的解剖差异。
如在先前急性实验中，型号4194引线被放置在胸骨下。主动式罐仿真器被放置在左腋中上。如通过荧光检查法观察到的，4194的尖端到环部置于心室的心影上，并且该位置在图6中所示的强度-持续时间曲线图上被注解为“位置A”。引线在刺激期间最终迁移一很短的距离、更接近剑突(仍然在胸骨下)以到达“位置B”，并且同样从该位置成功地获得附加的电测量。
在第二急性实验中观察到的最小阈值为7V，其在从胸骨下/胸骨后4194环形电极(-)到左腋中上且在第一引线位置中的ACE(+)(5ms、15ms和20ms的脉冲宽度，FrederickHeir刺激器)起搏时获得。另外，在第二解剖位置从4194尖端到ACE(单极)以及从4194尖端到环(双极)配置在多个脉冲宽度处使用引线获得8和9伏特的阈值。表现为离开图表的两条线是不夺获的实例。
利用作为刺激源的Frederick Heir仪器来收集图6中所报告的所有电气值。利用在单极起搏配置中获得的电测量中的许多电测量来观察心外刺激。当在双极配置(4194尖端到环)中起搏时未观察到明显的心外刺激，不过可用手在动物胸部上来感觉低水平刺激。
实验3
进行第三和最终急性实验，以证明胸骨下/胸骨后起搏的可行性。如在先前两次急性实验中，4194引线被放置在胸骨下。主动式罐仿真器被放置在左腋中上。在该实验中，胸骨下/胸骨后4194引线被有意定位成使得引线尖端最初在第二根肋骨附近、远高于心室的心影。随后，将引线尖端一次拉回(朝向剑突)一根肋骨空间，从而在每一位置处收集电气数据。如在先前实验中，当起搏电极大约置于心影的心室表面之上时获得低夺获阈值，如经由荧光检查法所观察的。当引线尖端不在心影的心室表面之上时，通常的结果是“不夺获”。
如在先前实验中，从胸骨下/胸骨后4194引线的尖端或环(-)到左腋中上的ACE(+)执行起搏。然而，在该急性实验中，皮下ICD引线也被置于其皮下布置中(如图1A-1C所示和描述的)。在一些实例中，起搏配置从胸骨下/胸骨后4194引线的尖端或环(-)到皮下ICD引线的环或线圈(+)，以使得ICD引线而非ACE是中性(indifferent)电极。
贯穿该实验观察到的最小阈值为0.8V，其在引线被定位成使得引线尖端电极大约在第六根肋骨下(20ms的脉冲宽度和Frederick Heir刺激器)时从胸骨下/胸骨后4194尖端电极(-)到左腋中上的ACE(+)起搏时获得。利用不同的起搏配置、较短的脉冲持续时间、以及不同的引线位置来获得许多附加的低阈值，从而再次证明胸骨下/胸骨后起搏的可行性。利用较低的阈值测量(在较长的脉冲持续时间处)一般观察不到明显的心外刺激，但是在较高的阈值处观察到。
在图5-7中呈现针对引线位置3-5的强度持续时间曲线，其中由于所收集的电气数据的广度，为每个位置呈现单独的曲线图。注解使用作为刺激源的2290分析器进行的测量。使用作为刺激源的Frederick Heir仪器进行其他电测量。
图7示出了来自当4194引线尖端被置于胸骨下、第四根肋骨的位置处时的第三急性实验的电气数据的强度-持续时间曲线。若干治疗向量一般在脉冲宽度相当长时导致低起搏阈值。在较短的脉冲宽度处，阈值增加。
图8示出了来自当4194引线尖端被置于胸骨下、第五根肋骨的位置处时的第三急性实验的电气数据的强度-持续时间曲线。表现为在0.2ms处离开表格的两条线是不夺获的实例。图8证明了胸骨下/胸骨后引线的位置依赖性。阈值在该解剖位置中(引线尖端在第五根肋骨附近)总体上较高，但是夺获仍然是可能的且在4194环(-)至ACE(+)配置中是适度地低(moderately low)的(在20ms处为2伏特)。一般没有观察到显著的心外刺激，除了在1.5ms和更短的脉冲宽度处在4149尖端(-)至ACE(+)的配置中且在从4149尖端(-)到皮下ICD引线的线圈的单极配置中脉冲宽度为0.2ms和0.5ms以外，所有这些导致在该引线位置的最高的所记录阈值读数。
图9示出了来自当4194引线尖端被置于胸骨下、第六根肋骨的位置处时的第三急性实验的电气数据的强度-持续时间曲线。图9示出了胸骨下/胸骨后电极的位置依赖性。当起搏电极最佳地位于心影的心室表面之上(如经由荧光检查法观察到的)时，起搏阈值为低。低阈值在该解剖位置、甚至在较短的脉冲持续时间且在许多不同的起搏配置中是高度可重复的。贯穿该实验，心外刺激一般在低阈值和较长脉冲持续时间处不明显。
所有三个急性实验证明了从胸骨下/胸骨后电极位置起搏的可行性。针对三个急性过程的最低阈值结果分别为0.8伏特、7伏特和0.8伏特，其中第二急性过程涉及解剖差异(心包粘连)，该解剖差异使心脏的心室表面倾斜偏离其与胸骨的正常取向，这导致较高的起搏阈值。然而，为了抗心动过速起搏的目的，常规设备通常默认为以最大输入用于ATP治疗递送(在1.5ms处为8V)。鉴于此，甚至在第二急性实验中获得的7V的阈值对于APT治疗可以是令人满意的。
以低起搏阈值夺获心脏的能力取决于电极位置。如通过这些实验观察到的，胸骨下/胸骨后起搏电极在大约置于经由荧光检查法容易观察且涵盖用于引线放置的合理大的目标区域的心影的心室表面之上时提供了最佳结果。例如，在第三急性实验中，在三个分开的位置处实现夺获，其中引线尖端在大约第四根、第五根和第六根肋骨处，所有这些位置在心影的心室表面附近。
起搏阈值随着较短的脉冲持续时间而增加。然而，在许多实例中，甚至在短脉冲宽度处、特别是在胸骨下/胸骨后起搏电极被置于心影的心室表面之上时获得低起搏阈值。在其他实例中，为了获得夺获或者实现较低的夺获阈值，较长脉冲持续时间(10-20ms)是必要的。
贯穿实验，可能从胸骨下/胸骨后引线到置于动物一侧附近的主动式罐仿真器(单极)且还从胸骨下/胸骨后引线到皮下ICD引线(单极)起搏。如果皮下ICD系统结合了位于胸骨下的引线，则为了抗心动过速起搏的目的，前述的单极起搏配置两者对临床医生而言可用于从中挑选。
这些实验还证明了在完全在胸骨下的双极配置(4194尖端(-)至4194环(+)，胸骨下)中起搏的能力，以指示置于胸骨下的双极引线可被用于抗心动过速起搏的目的。
总体上，这些急性实验的结果证明了心脏从胸骨下/胸骨后位置起搏的能力，其中引线既未进入脉管系统或心包空间，也未与心脏进行密切接触。在这些急性实验中从胸骨下/胸骨后引线位置起搏时获得的低阈值的值表明在皮下ICD系统中为了抗心动过速起搏的目的无痛起搏已在可达范围之内(is within reach)。
在一些实例中，引线16的电极32和34(或无引线起搏设备50的电极)可被成形、取向、设计或以其他方式配置成减少心外刺激。例如，引线16的电极28和30(或无引线起搏设备50的电极)可被成形、取向、设计、或者以其他方式配置成朝向心脏26聚焦(focus)、引导、或指向电极28和30。以此方式，经由引线16所递送的起搏脉冲被引导朝向心脏26，而不向外朝向骨骼肌肉。例如，引线16的电极28和30(或无引线起搏设备50的电极)可在一侧上或者在不同区域中被部分涂覆或掩模有聚合物(例如，聚氨酯)或者另一涂覆材料(例如，五氧化二钽)，以便朝向心脏26引导起搏信号而不向外朝向骨骼肌肉引导。
已描述了各种示例。这些以及其他实施例在以下权利要求的范围内。

Claims (12)

1.一种心脏起搏系统，包括：
起搏器，配置成植入在患者内；
植入式医疗电引线，所述植入式医疗电引线包括：
具有近端和远端部分的细长引线体；
连接器，配置成在所述细长引线体的近端处耦合至所述起搏器；以及
沿着所述细长引线体的远端部分的一个或多个电极，
其中所述起搏器被配置成获得在所述患者的胸骨下位置感测的电信号，并且将起搏脉冲从所述胸骨下位置递送至所述患者的心脏，所述胸骨下位置基本上位于前纵隔内。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述起搏器被配置成将心动过缓起搏和抗心动过速起搏(ATP)中的一个从所述胸骨下位置提供至所述患者的心脏。
3.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，如经由所述心脏的前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述一个或多个电极位于所述心脏的心室的心影之一之上，或如经由所述心脏的前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述一个或多个电极位于所述心脏的心房的心影之上。
4.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述一个或多个电极包括沿着所述细长引线体的远端部分的多个电极，其中所述多个电极中的第一电极沿着所述细长引线体定位以使得当植入所述植入式医疗电引线时，如经由所述心脏的前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述第一电极位于所述心脏的心房的心影之上，并且所述多个电极中的第二电极沿着所述细长引线体定位以使得当植入所述植入式医疗电引线时，如经由所述心脏的前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述第二电极位于所述心脏的心室的心影之上，其中所述起搏器被配置成使用所述第一电极来递送来自所述胸骨下位置的起搏脉冲以起搏所述心脏的心房并使用所述第二电极来递送来自所述胸骨下位置的起搏脉冲以起搏所述心脏的心室。
5.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述一个或多个电极包括沿着所述细长引线体的远端部分的多个电极，其中所述多个电极中的第一对电极沿着所述细长引线体定位以使得当植入所述植入式医疗电引线时，如经由所述心脏的前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述第一对电极位于所述心脏的心房的心影之上，并且所述多个电极中的第二对电极沿着所述细长引线体定位以使得当植入所述植入式医疗电引线时，如经由所述心脏的前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述第二对电极位于所述心脏的心室的心影之上，其中所述起搏器被配置成使用所述第一对电极来递送来自所述胸骨下位置的起搏脉冲以起搏所述心脏的心房并使用所述第二对电极来递送来自所述胸骨下位置的起搏脉冲以起搏所述心脏的心室。
6.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述植入式医疗电引线包括第一引线，所述第一引线基本上植入在所述胸骨下位置内以使得如经由所述心脏的前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述第一引线的一个或多个电极位于所述心脏的心房的心影之上，其中所述起搏器被配置成使用所述第一引线的一个或多个电极来递送来自所述胸骨下位置的起搏脉冲以起搏所述心脏的心房，所述系统进一步包括第二引线，所述第二引线包括：
具有近端和远端部分的细长引线体；
连接器，配置成在所述细长引线体的近端处耦合至所述起搏器；以及
沿着所述细长引线体的远端部分的一个或多个电极，
其中所述第二引线的细长引线体的远端部分被基本上植入在所述患者的前纵隔内以使得如经由所述前后(AP)荧光镜视图所观察的，所述第二引线的一个或多个电极位于所述心脏的心室的心影之上，所述起搏器被配置成使用所述第二引线的一个或多个电极来递送来自所述胸骨下位置的起搏脉冲以起搏所述心脏的心室。
7.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述起搏器被配置成递送具有大于或等于2毫秒的脉冲宽度的起搏脉冲。
8.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述起搏器被配置成递送具有在2毫秒和3毫秒之间的脉冲宽度的起搏脉冲。
9.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述起搏器被配置成递送具有大于2毫秒且小于8毫秒的脉冲宽度的起搏脉冲。
10.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述一个或多个电极包括两个电极，并且所述起搏器被配置成在所述植入式医疗电引线的两个电极之间递送起搏脉冲。
11.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述起搏器被配置成递送具有小于或等于20伏特的脉冲幅度的起搏脉冲。
12.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述起搏器被配置成递送单相起搏脉冲。
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