心脏刺激系统的制作方法

心脏刺激系统
1.相关申请
2.本技术要求2019年9月4日提交的序列号为62/895,655、标题为“集成到静脉植入支架组件中的多点微起搏电路和算法”的美国临时专利申请的优先权，该申请的内容通过引用整体并入本文以用于所有目的。
技术领域
3.本发明的构思总体上涉及用于在患者体内执行目标组织起搏的可植入系统和方法。具体而言，本发明的构思提供了一种可扩张的支架和脉冲发生器，向患有心房纤维性颤动和/或其他心律失常的患者传送起搏能量，以使患者恢复正常的窦性心律。


背景技术：

4.目前，有各种类型的植入式心脏刺激装置在用于心律失常的治疗中提供多种类型的心脏刺激治疗。使用最广泛的两种最常见类型是起搏器和植入式心脏复律除颤器(icd)。起搏器通常产生相对较低电压的起搏脉冲，这些脉冲通过低电压的双极起搏导线传送到患者的心脏，这些导线通常穿过具有相反极性的间隔开的环形电极和尖端电极。这些起搏脉冲辅助心脏的自然起搏功能，以防止心动过缓。icd是复杂的医疗设备，通过手术植入患者体内(如腹部或胸腔)，以监测患者心脏的心博动，并根据需要传送电刺激，以纠正因心肌内正常电传导模式的干扰而发生的心律失常。亟需允许简化植入且提高安全性及有效性的改进的心脏刺激装置。


技术实现要素：

5.根据本发明构思的一方面，一种用于刺激患者心脏组织的系统，所述系统包括：脉冲发生器，包括：用于传送无线电力的第一传输元件；刺激组件，包括：柔性基底；第二传输元件，用于从脉冲发生器的第一传输元件接收无线电力；一个或多个电极，所述一个或多个电极附接到所述基底并且被配置为向心脏组织传送电能；和一个或多个微电路，附接到所述基底并被配置为向所述一个或多个电极传送电能；以及包括纤颤检测算法的算法，所述算法被配置为确定所述一个或多个电极何时向所述心脏组织传送能量。
6.在一些实施方案中，一个或多个电极中的至少一个被配置为植入心脏静脉中。所述至少一个电极可以被配置成植入马歇尔静脉和/或冠状静脉窦中。所述至少一个电极可以包括被配置为植入马歇尔静脉的第一电极和被配置为植入冠状静脉窦的第二电极。
7.在一些实施方案中，一个或多个电极中的至少一个被配置为植入心脏的心外膜表面上。
8.在一些实施方案中，所述刺激组件包括第一离散部分和第二离散部分，所述第一离散部分包括至少第一电极，且被配置为植入在接近心脏的第一离散位置处，所述第二离散部分包括至少第二电极，且被配置为植入在接近心脏的第二离散位置处。
9.在一些实施方案中，所述算法还包括起搏算法。
10.在一些实施方案中，所述算法还包括心脏复律监测算法。
11.在一些实施方案中，所述算法还包括心脏复律后监测算法。
12.在一些实施方案中，所述纤颤检测算法包括对纤维性颤动的假阳性检测的偏向。
13.在一些实施方案中，第一和第二传输元件各自包括至少一个天线。
14.在一些实施方案中，第一和第二传输元件各自包括至少一个线圈。
15.在一些实施方案中，一个或多个微电路中的一个包括第一主轴，第二传输元件包括第二主轴，并且第二主轴比第一主轴长。
16.在一些实施方案中，第一传输元件包括第一主轴，第二传输元件包括第二主轴，并且第一主轴比第二主轴长。
17.在一些实施方案中，所述系统还包括传送装置，并且所述传送装置包括被构造和布置为将至少所述刺激组件植入患者体内的一个或多个装置。
18.在一些实施方案中，所述系统还包括一个或多个传感器，并且所述一个或多个传感器被配置为记录患者的生理参数。所述生理参数可以包括选自以下参数的一个、两个或多个参数：心率、血压、呼吸率、血糖、血气水平、酸碱度、温度，以及它们的组合。一个或多个传感器中的第一传感器可以包括一个或多个电极中的电极。
19.在一些实施方案中，所述系统还包括通信装置，所述通信装置被配置为：向刺激组件和/或脉冲发生器传输数据；和/或从刺激组件和/或脉冲发生器接收数据。
20.在一些实施方案中，刺激组件还包括至少一个锚。所述至少一个锚可以包括一个或多个电极中的电极。
21.根据以下结合附图的具体实施方式，本文描述的技术及其属性和伴之而来的优点将会被更好地领会和理解，其中，代表性的实施方案以示例的方式进行描述。
22.通过引用并入
23.本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请均以引用的方式并入本文，其并入程度如同每一单独的出版物、专利或专利申请均明确且单独地指示以引用的方式并入本文一样。出于各种目的，本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请的内容在此引入作为参考。
附图说明
24.图1是根据本发明构思的用于传送能量以电刺激患者心脏的系统的示意图。
25.图2是根据本发明构思的心脏血管的等距剖视图，其中刺激组件沿marshal静脉和冠状窦的静脉植入。
26.图3a-图3b是根据本发明构思的植入的刺激组件的截面解剖视图。
具体实施方式
27.现在将详细参考本技术的当前实施方案，其示例在附图中示出。相似的附图标记可用于指代相似的组件。然而，该描述并不旨在将本公开限于特定实施方案，而应当被解释为包括本文描述的实施方案的各种修改、等同物和/或替代物。
28.应当理解，当在本文中使用词语“包含(comprising)”(以及包括的任何形式，例如“包含(comprise)”和“包含(comprises)”)、“具有(having)”(以及具有的任何形式，例如“具有(have)”和“具有(has)”)、“包括(including)”(以及包括的任何形式，例如“包括(includes)”和“包括(include)”)或“含有(containing)”(以及含有的任何形式，例如“含有(contains)”和“含有(contain)”)时，指定所陈述的特征、整数、步骤、操作、元件和/或组件的存在，但不排除一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件、组件和/或它们的组合的存在或增加。
29.还应当理解，尽管术语第一、第二、第三等可以在此用于描述各种限制、元件、组件、区域、层和/或部分，这些限制、元件、组件、区域、层和/或部分不应该受这些术语的限制。这些术语仅用于区分一个限制、元件、组件、区域、层或部分与另一个限制、元件、组件、区域、层或部分。因此，在不脱离本技术的教导的情况下，下面讨论的第一限制、元件、组件、区域、层或部分可以被称为第二限制、元件、组件、区域、层或部分。
30.还应当理解，当一个元件被称为在另一个元件“上”、“附接”到另一个元件、“连接”到另一个元件或“耦合”到另一个元件时，它可以直接在另一个元件上或上方，或者连接或耦合到另一个元件，或者可以存在一个或多个中间元件。相反，当一个元件被称为“直接在”另一个元件上、“直接附接”另一个元件、“直接连接”另一个元件或“直接耦合”另一个元件时，就不存在中间元件。用于描述元素之间关系的其他词语应该以类似的方式来解释(例如，“在......之间”与“直接在......之间”、“邻接”与“直接邻接”等)。
31.还应当理解，当第一元件被称为在第二元件“中”、在第二元件“上”和/或在第二元件“内”时，第一元件可以被定位：在第二元件的内部空间内、在第二元件的一部分内(例如在第二元件的壁内)；定位在第二元件的外表面和/或内表面上；以及这些中的一种或多种的组合。
32.如本文所使用，当用于描述第一组件的邻接或在第二组件上定位或位置时，术语“接近”应理解为包括接近第二组件或位置的一个或多个位置，以及位于第二组件或位置中、上和/或内的位置。例如，定位在解剖部位(例如，目标组织位置)附近的组件应当包括定位在解剖部位附近的组件，以及定位在解剖部位中、上和/或内的组件。
33.与空间相关的术语，例如“下方(beneath)”、“下面(below)”、“下面的或底部的(lower)”、“上方(above)”、“上面的(upper)”等，可以用来描述一个元件和/或特征与另外的元件和/或特征的关系，例如，如图所示。还应当理解，与空间相关的术语旨在涵盖除了图中所示的方位之外，装置在使用和/或操作中的不同方位。例如，如果图中的装置被翻转，被描述为其他元素或特征“下面”和/或“下方”的元件将被定向为其他元素或特征“上方”。该装置可以以其他方式定向(例如，旋转90度或处于其他方向)，并且本文所使用的与空间相关的术语被相应地解释。
34.本文使用的术语“减少(reduce)”、“减少(reducing)”、“减少(reduction)”或其类似表述包括数量的减少，包括减少到零。降低事故发生的可能性应包括预防事故的发生。相应地，术语“预防(prevent)”、“预防(preventing)”和“预防(prevention)”应分别包括“减少(reduce)”、“减少(reducing)”、“减少(reduction)”的行为。
35.本文使用的术语“和/或”应被视为两个特定特征或组件中的每一个的具体公开，其中具有或不具有另一个。例如，“a和/或b”应被视为(i)a、(ii)b和(iii)a和b中每一项的具体公开，就好像每一项都在本文单独列出一样。
36.本文使用的术语“一个或多个”可以表示一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个、
八个、九个、十个或更多，直到任意数量。
37.本文使用的术语“及其组合”和“以及它们的组合”均可在单独或共同包括的项目列表之后使用。例如，选自以下的：a、b、c的组件、过程和/或其他项目，以及它们的组合应包括一个或多个组件，指包括：a项中的一个、两个、三个或更多；b项中的一个、两个、三个或更多；和/或c项中的一个、两个、三个或更多。
38.在本说明书中，除非另有明确说明，“和”可以表示“或”，并且“或”可以表示“和”。例如，如果某个特征被描述为具有a、b或c，则该特征可以具有a、b和c，或a、b和c的任意组合。类似地，如果某个特征被描述为具有a、b和c，则该特征可以只具有a、b或c中的一个或两个。
39.如本文所用，当可量化参数被描述为具有“介于”第一值x和第二值y之间的值时，它应包括具有以下值的参数：至少x，不超过y，和/或至少x且不超过y。例如，介于1到10之间的长度应包括至少1的长度(包括大于10的值)、小于10的长度(包括小于1的值)和/或大于1且小于10的值。
40.在本公开中使用的表述“配置(或设置)为”可以根据情况与例如“适合于”、“具有能力”、“被设计成”、“适于”、“被制造成”和“能够”的表述互换使用。“配置(或设置)为”的表述并不仅仅意味着在硬件中“专门设计为”。另外，在某些情况下，“装置被配置为”的表述可能意味着该装置“可以”与另一个装置或组件一起操作。
41.如本文所用，术语“约”或“大约”指规定值的
±
20％。
42.如本文所用，术语“阈值”是指与期望或不期望状态相关的最大水平、最小水平和/或值的范围。在一些实施方案中，系统参数被维持在最小阈值以上、最大阈值以下、在阈值范围内和/或超出阈值范围外，以便达到期望的效果(例如，有效治疗)和/或防止或以其他方式减少(下文中“阻止”)不期望的事件(例如，装置和/或临床不良事件)。在一些实施方案中，系统参数保持在高于第一阈值(例如，高于第一温度阈值以对组织产生期望的治疗效果)和低于第二阈值(例如，低于第二温度阈值以阻止不期望的组织损伤)。在一些实施方案中，阈值被确定为包括安全裕度，例如考虑患者可变性、系统可变性、耐受性等。如本文所用，“超过阈值”涉及超过最大阈值、低于最小阈值、在阈值范围内和/或在阈值范围外的参数。
43.如本文所述，“室内压力”应指本发明构思的系统和装置周围环境的压力。正压包括高于室内压力的压力，或仅仅是高于另一个压力的压力，如通过流体通道组件(如阀门)的正压差。负压包括低于室内压力的压力或低于另一压力的压力，如阀门等流体组件通道上的负压差。负压可以包括真空，但并不意味着压力低于真空。如本文所用，术语“真空”可用于指完全或部分真空，或如上文所述的任何负压。
44.在本文中用于描述非圆形几何形状的术语“直径”应理解为与所描述的几何形状近似的假想圆的直径。例如，当描述横截面时，如组件的横截面，术语“直径”应表示与所描述组件的横截面具有相同横截面积的假想圆的直径。
45.在本文中使用的部件的术语“长轴”和“短轴”分别是可以完全围绕组件的最小体积的假想圆柱体的长度和直径。
46.如本文所使用的，术语“功能元件”应被理解为包括被构造和布置成执行功能的一个或多个元件。功能元件可以包括传感器和/或换能器。在一些实施方案中，功能元件被配
置为传送能量和/或以其他方式治疗组织(例如，被配置为治疗元件的功能元件)。可选地或附加地，功能元件(例如，包括传感器的功能元件)可以被配置为记录一个或多个参数，例如患者生理参数；患者解剖参数(例如组织几何参数)；患者环境参数；和/或系统参数。在一些实施方案中，传感器或其他功能元件被配置为执行诊断功能(例如，收集用于执行诊断的数据)。在一些实施方案中，功能元件被配置成执行治疗功能(例如，传送治疗能量和/或治疗剂)。在一些实施方案中，功能元件包括一个或多个元件，这些元件被构造和布置成执行选自以下的功能：传送能量；提取能量(例如，冷却的部件)；传送药物或其它药剂；操纵系统部件或患者组织；记录或以其它方式感测诸如患者生理参数或系统参数之类的参数；以及这些功能中的一种或多种的组合。功能元件可以包括流体和/或流体传送系统。功能元件可以包括储存器，例如可膨胀球囊或其它流体保持储存器。“功能组件”可以包括被构造和布置成执行诸如诊断和/或治疗功能的组装件。功能组件可以包括可扩张组件。功能组件可以包括一个或多个功能元件。
47.在本文中使用的术语“换能器”包括接收能量或任何输入并产生输出的任何组件或组件的组合。例如，换能器可以包括接收电能并将电能分配给组织(例如，基于电极的尺寸)的电极。在一些配置中，换能器将电信号转换成任何输出，例如：光(例如，包括发光二极管或灯泡的换能器)、声音(例如，包括被配置为传送超声能量的压电晶体的换能器)；压力(例如施加的压力或力)；热能；低温能量；化学能；机械能(例如，包括马达或螺线管的换能器)；磁能；和/或不同的电信号(例如不同于换能器的输入信号)。替代地或附加地，换能器可以将物理量(例如，物理量的变化)转换为电信号。换能器可以包括向组织传送能量和/或药剂的任何部件，诸如被配置为传送下述中的一个或多个的换能器：电能到组织(例如，包括一个或多个电极的换能器)；光能到组织(例如，包括激光器、发光二极管和/或诸如透镜或棱镜的光学部件的换能器)；机械能到组织(例如，包括组织操纵元件的换能器)；声能到组织(例如，包括压电晶体的换能器)；化学能；电磁能；磁能；以及这些中的一种或多种的组合。
48.如本文所用，术语“流体”可指液体、气体、凝胶或任何可流动材料，例如可被推动通过管腔和/或开口的材料。
49.如本文所用，术语“材料”可以指单一材料，或两种、三种、四种或多种材料的组合。
50.应当理解，为了清楚起见，在单独实施方式的上下文中描述的发明构思的某些特征也可以在单个实施方式中组合提供。相反，为了简洁起见，在单个实施方式的上下文中描述的发明构思的多种特征也可以单独地或以任何合适的子组合来提供。例如，应当理解，任何权利要求(无论是独立的还是从属的)中阐述的全部特征都可以以任何给定的方式组合。
51.应当理解，本发明构思的至少一些附图和描述已经被简化，以将重点放在在与清楚理解本发明构思相关的要素上，同时为了清楚起见，消除了本领域普通技术人员能理解的也可以包括本发明构思的一部分的其他要素。然而，因为这些要素在本领域中是众所周知的，并且因为它们不一定有助于更好地理解本发明的构思，所以本文未提供对这些要素的描述。
52.本公开中定义的术语仅用于描述本公开的特定实施方式，并不旨在限制本公开的范围。除非上下文另有明确说明，单数形式的术语也包括复数形式。除非本文中另有定义，否则本文中使用的所有术语，包括技术或科学术语，具有与相关领域普通技术人员通常理
解的含义相同的含义。除非本文中另有明确定义，在通用词典中定义的术语应被解释为具有与相关技术的上下文含义相同或相似的含义，并且不应被解释为具有理想或夸大的含义。在某些情况下，本公开中定义的术语不应被解释为排除本公开的实施方式。
53.本发明的构思总体上涉及心脏治疗方法及相关系统，更具体地，涉及将电刺激受控传送至心脏组织以治疗房性心律失常、其他心律失常和/或其他不希望的心脏症状的心脏治疗方法及系统。
54.可以植入本发明构思的系统的刺激组件来作为心动过缓或心跳间歇的人的补救方法。刺激组件可以包括刺激心脏以正常节律搏动的心脏起搏装置。
55.刺激组件可以调整其脉搏频率，以根据患者的活动水平调整产生的心搏，从而模拟心脏的自然搏动。该系统可以通过跟踪心脏窦房结处的活动和/或通过响应来自其他传感器(诸如监视身体运动和/或呼吸速率的传感器)的记录来调整该节律。
56.通过调整系统的程序和/或选择向心脏传送刺激能量的电极的植入位置，可以满足不同的起搏需要。电极可以植入心脏的血管内，从而使得电极可将能量传送到心腔中需要刺激(例如，需要起搏)的肌肉部分。
57.在一些患者中，贴片电极放置在心脏的外表面。对于任何一种类型的电极放置，重要的是将电极固定在心脏的适当位置，例如刺激适当的肌肉并产生所需的收缩。因此，需要适当定位电极以获得最大的心脏刺激(例如，优化的起搏效果)，同时对其他生理功能(例如血液循环)产生最小的不利影响。
58.有些患者的心脏偶尔会发生纤维性颤动，此时心脏会出现非常快速的浅层收缩，在房颤(af)的情况下，可能无法泵出足够的血液来维持正常的生活功能。通常需要对左心房进行受控电击，以恢复正常节律，称为心脏复律。在某些情况下，可进行消融手术以恢复正常节律。类似于起搏装置，本发明构思的刺激组件可被配置为植入式除颤器，其中系统的一个或多个传感器感测快速心率(例如，在纤维性颤动期间)，并且刺激组件向心脏组织施加相对高能量的电脉冲(例如，在从系统的单独部件接收无线电力之后和/或期间经由一个或多个电极)。当处于除颤模式时，刺激组件产生的电脉冲比在起搏模式(例如，所递送的能量被配置为仅刺激心脏收缩的模式)中使用的电脉冲强得多。
59.在慢性心脏疾病(例如房性心律失常)的治疗中，所面临的挑战是患者通常是有意识的并且可能潜在地感知到对他们的心脏执行的任何程序化电刺激治疗。即，用于治疗房性(或室性)心律失常的电击疗法的一种已知方法是通过患者的颤动心脏传送相对大量电流的单次脉冲。对于给定的心房颤动事件，对患者心房进行除颤所需的最小能量称为心房除颤阈值(adft)。一般而言，作为心脏纤维性颤动的治疗模式，有意识的患者接受电刺激而造成的疼痛、不适和创伤的程度通常将是传送到患者心脏以终止给定纤维性颤动发作的电能的量的直接函数。
60.因此，期望由本发明构思的刺激组件传送的电刺激电击的能量水平被尽可能地降低，并且理想地降低到患者的任何显著疼痛阈值以下。
61.本发明构思的系统可以被配置为提供用于终止心房纤维性颤动的方法，或者至少通过单独经由起搏水平脉冲的方案使心房组织的大区域进入锁相来改善刺激能量传送的功效。例如，本发明构思的刺激组件可以以足够的水平传送刺激能量，以使接收能量的组织与刺激能量锁相(例如，传送的刺激能量过度驱动组织并成为室收缩的主要驱动)。通过本
文描述的本发明构思可以实现上述和其他目的、有益效果和优点。
62.本文公开了一种无线、无电池、感测和多点心脏起搏装置，所述装置包括控制电路，所述控制电路具有确定医学患者何时需要治疗的纤颤检测算法。所述装置包括无线电力传输组件，所述无线电力传输组件响应于纤颤算法以确定起搏治疗被指示，使得刺激组件将刺激传送到一个、两个或更多个心脏部位。刺激组件可包括远端锚(例如支架，例如包括用于传送刺激能量和/或记录电活动的电极的支架)和近端锚(例如支架，例如包括用于传送刺激能量和/或记录电活动的电极的支架)。刺激组件可以包括在两个锚之间的基底。刺激组件可以包括用于植入血管的多个部分，例如用于植入患者体内的不同位置的多个部分。可操作地安装(例如，电连接)到基底的可以是一个或多个微电路，和/或一个或多个电极，例如当刺激组件植入患者体内时指向左心房的一个或多个电极。例如，近端支架锚和远端支架锚可植入马歇尔静脉和/或冠状静脉窦的不同末端。微电路和能量传送电极两者可以间隔放置。微电路可以包括各种电子电路和电子元件。刺激组件可经由一个或多个线圈或天线从系统的单独组件(例如本文所述的脉冲发生器)接收无线电力。在接收到无线电力时，微电路可被选择性地激活，和/或电极可选择性地传送刺激能量，例如按照起搏算法定义的顺序。刺激组件可以包括被调谐以识别(和/或接收)无线电能传输的无线功率检测器。刺激组件的微电路可以包括充电电路，所述充电电路利用来自所接收的无线电能的能量来对被配置为电存储和/或耗散装置的电路进行充电。放电电路可以通过将存储的和/或收集的来自电路的能量施加到电极来响应控制信号(例如，由算法发出)，例如在患者左心房产生多部位起搏的脉冲以恢复正常的窦性心律。
63.本发明的构思涉及房性心律失常的治疗方式，其中起搏的应用对实现心房颤动是有利地。在成功地对心律失常(例如af)进行除颤的同时，可以显著降低甚至消除adft能量需求。
64.本发明的构思可以包括将刺激能量传送到心房的一个或多个部位的系统，以便使心房组织的锁相区域的范围最大化。在起搏点传送的瞬时心房起搏频率可以基于实时感测的当前afcl数据。本文公开的多种起搏方案可终止心房颤动(例如，并维持窦性心律)，或至少用于显著降低额外的心房除颤(adf)电击传送治疗级别中所需的能量需求。例如，短时间起搏后，如仍需要，可进行adf电击终止心房颤动发作。
65.在另一实施方案中，一种用于终止心房颤动的方法包括多点起搏方案，其中以异步方式进行静脉传送的多点短阵快速起搏(venously-delivered multi-site burst pacing)(即，由定位在心脏静脉中的电极传送的多点短阵快速起搏)，由此在多个起搏部位中的每一个部位传送起搏，作为以与共同afcl值成比例地设置的预定耦合间隔传送的脉冲的间隔序列。这种多点起搏方案通过在多个部位以短阵快速起搏水平传送能量脉冲，使较大面积的纤颤心房组织进入锁相。一旦通过这种异步静脉传送的多点起搏获得锁相，静脉传送的多点短阵快速起搏就继续，直到心房室重置为正常节律(例如心房室细胞重置为正常节律)。优选地将用于设置多个起搏部位的起搏频率的共同afcl的选择设置为等于在感测到的局部心房部位中确定的最小(即，在时间意义上最短)局部afcl值。局部afcl值可通过计算在选定时间段内进入给定心房部位的去极化波前的数量，然后根据该信息计算中位或平均afcl值来确定。当不同的局部感测afcl值彼此不同时，此方法特别有用。
66.在另一个实施方案中，一种用于终止心房颤动的方法包括多点短阵快速起搏方
案，其中以静脉传送的多点起搏以异步方式进行，由此以诸如独立控制的方式将起搏同时递送到心房、马歇尔静脉和/或冠状窦的不同微起搏部位，以获得覆盖动作电位不应期的效果。短阵快速起搏在多个心脏部位作为相等或不等间隔的脉冲序列在预定的耦合间隔被传送，所述预定耦合间隔被设置为与局部确定的afcl值(例如，实时确定的值)成比例。这种多点短阵快速起搏方案还通过单独传送起搏水平脉冲使大面积纤颤心房组织进入锁相。一旦通过这种异步静脉传送的多点起搏获得局部锁相，如果仍有必要终止心房颤动，则可重复上述过程。
67.在另一个实施方案中，心房的多点短阵快速起搏从心腔外邻近心房腔的区域进行，目标是通过单独起搏最终带动所有心房组织。在该实施方案中，多点起搏装置可以植入马歇尔静脉和/或冠状窦(例如，植入以刺激这些位置中的任一个或两个的组织)。可选地或附加地，多点起搏装置可以直接植入在心外膜心房表面上，例如将刺激能量传送到该表面上的一个或多个位置。
68.出于本技术的目的，以下术语具有指定的含义：
69.捕获：指从一个或多个部位对心房进行起搏，在这些部位，每种起搏刺激都会导致整个心房出现可重复的激活模式。波前起源于起搏电极，起搏刺激与心房组织各部分的激活之间的相位关系在整个起搏过程中保持不变。
70.带动：与捕获具有相同含义。
71.区域捕获：从一个或多个部位起搏心房，其中刺激导致仅使电极周围心肌的一部分去极化的波前。起搏刺激引起的去极化空间范围因每次心跳而异，偶尔可能导致几乎无传播反应。激活捕获区域的波前起源于起搏电极或其附近。起搏刺激与所捕获区域内每部分心肌的激活之间的相位关系保持不变。
72.锁相：从一个或多个部位起搏心房，导致与起搏刺激的相位似乎恒定但不存在因果关系的波前。波前似乎并不起源于起搏点，随着时间的推移，起搏刺激与区域各部分激活之间会出现小幅相位变化。作为一项限定条件，当心房上的egm数据有限时，通常很难区分本文定义的锁相和捕获，对于这些情况，本文使用锁相术语来指代捕获和锁相。
73.心房除颤阈值或adft：对患者纤颤心房进行除颤所需的最小电能量。
74.房颤周长或afcl：两个连续去极化波前经过同一位置所需的时间。
75.起搏频率：本文也称为s1
‑‑
s1间隔，指连续起搏脉冲传送之间的时间间隔。
76.起搏启动或cipi的耦合间隔：指作为触发的最后一次局部激活感测与起搏序列第一个脉冲开始之间的时间延迟。
77.除颤电击或cids耦合间隔：本文也称为s1-s2间隔，指脉冲序列的最后一个脉冲与传送adf电击(即除颤触发)后产生的特定时间之间的时间间隔。
78.心房组织的低电位梯度区：心房中由位于心房内的一对除颤电极之间流动的电流产生的电场线最不密集的区域。该区域的位置可以变化到下述程度，即由除颤电击产生的电势梯度取决于心房中除颤电极的特定引线配置、组织电导率和躯干几何形状。低电位梯度区可通过测量或直观定位。
79.现在参考图1，示出了根据本发明构思的用于传送能量以电刺激(例如起搏和/或除颤)患者心脏的系统的示意图。系统10包括组织刺激装置、刺激器100和脉冲发生器150，刺激器100包括用于向心脏组织传送电刺激能量的刺激组件110，脉冲发生器150用于向刺
激组件110供应电能。如本文所述，脉冲发生器150可被配置为通过无线电力传输向刺激组件110提供能量。刺激组件110被配置成植入患者体内(例如，在患者心脏内和/或以其他方式接近患者心脏的位置)。脉冲发生器150可被配置成定位在患者体外，但相对接近刺激组件110(例如，在皮肤上或在刺激组件110的1米内，以适应向组件110的功率传输)。在一些实施方案中，脉冲发生器150被配置用于植入患者体内，例如在患者胸部区域的皮下位置。在一些实施方案中，脉冲发生器150包括用于放置在患者体外的第一部分150a和用于植入患者体内的第二部分150b。系统10还可以包括数据装置，所示的通信装置500，例如用于与刺激器100进行无线通信的通信装置。
80.刺激器100可经配置以通过将电能传送到心脏的多个部位(例如，同时或顺序地提供多个部位刺激)来起搏、除颤和/或以其它方式刺激心脏。刺激组件110可以包括电子组件、微电路115，微电路115可以包括一个或多个集成电路、半导体、电阻器、迹线和/或其他电子组件。微电路115和组件110的其它部件可包括柔性部件，例如以便于放置在心脏的脉管系统内和/或植入心脏后适应心脏的运动。在一些实施方案中，刺激组件110不包括被配置为在延长的时间段(例如，至少一小时)内存储能量的电池或其他元件。
81.刺激组件110还可以包括一个或多个电极组件，即电极120，用于接触心脏的组织并将电能传送到心脏。电极120可以包括用于接合心脏的一个或多个血管(例如，心脏的一个或多个动脉和/或静脉)的壁的支架状支架。在一些实施方案中，至少一个电极120被配置成植入马歇尔静脉内。在一些实施方案中，电极120包括用于定位在心脏的心内膜或心外膜表面上的一个或多个电极。在一些实施方案中，设置一组多个电极120以有效地刺激左心房后壁的大部分(例如，全部)。电极120可以包括具有环状几何形状(例如，全圆周)或部分圆周几何形状(例如，以接近血管壁的部分圆周部分，从而改善与血管壁的附着和/或避免将外伤力施加到血管壁)的电极。
82.刺激组件110可以包括一个或多个天线或其他无线传输元件，传输元件111，其可以被配置为从脉冲发生器150(例如，从脉冲发生器150的一个或多个天线)接收电磁能量(即，电力)。微电路115可以包括一个或多个能量捕获和/或存储元件，如图所示的ese 116。每个ese 116可以被配置为捕获、转换和/或存储由传输元件111(例如，包括一个或多个电容器和/或电池的元件)接收的能量。在一些实施方案中，传输元件111包括被配置为从脉冲发生器150感应地接收能量的部件(例如，一个或多个电感器)。在一些实施方案中，传输元件111包括被配置为从脉冲发生器150和/或通信装置500发送和/或接收数据的一个或多个天线。在一些实施方案中，传输元件111包括比微电路115的主轴大的主轴。
83.脉冲发生器150可以被配置为经由一个或多个天线发射射频(rf)信号和/或其他电磁信号，如所示的传输元件151。传输元件151可以相对靠近刺激组件110的传输元件111定位，使得电力和/或数据可以在两个装置之间无线传输。可选地或附加地，传输元件151可以包括一个或多个电感器，其被配置为将能量感应地传输到刺激组件110的传输元件111。在一些实施方案中，传输元件151包括被配置为从刺激组件110和/或通信装置500传输和/或接收数据的一个或多个天线。在一些实施方案中，传输元件151包括比传输元件111的主轴长的主轴。
84.脉冲发生器150可以包括一个或多个电池、电容器和/或其他能量存储元件，如所示的ese 156。在一些实施方案中，ese 156包括可充电元件，例如当脉冲发生器150被配置
为接收用于对ese 156充电的能量的无线传输时。ese 156通过传输元件151和111向刺激组件110的微电路115提供能量，例如通过电极120向微电路115的电路供电，和/或向组织传送电能，以刺激患者的心脏。
85.如本文所述，刺激组件110可被配置为传送电能以刺激(例如起搏)多个心脏部位。例如，刺激组件110可以包括一组多个电极120，每个电极被配置为独立地和可控地向一组相关联的多个心脏部位传送电能。
86.系统10可包括用于植入(例如，经皮和/或手术植入)刺激组件110的一个或多个装置，例如所示的传送装置20。传送装置20可包括一个或多个导管，用于经皮进入患者的血管系统，例如将刺激组件110植入患者心脏的血管中。在一些实施方案中，传送装置20包括一个、两个或更多个装置，这些装置共同配置成将刺激组件110的两个或更多个离散部分植入患者心脏的两个或更多个离散位置。在一些实施方案中，传送装置20包括用于植入脉冲发生器150的全部或一部分的一个或多个装置。在一些实施方案中，传送装置20包括腹腔镜植入工具。
87.刺激组件110可以包括一个或多个基底，如所示的基底112，以便可操作地连接(例如，电连接、机械连接和/或流体连接)刺激组件110的各个部件。基底112可以包括一个或多个柔性电路板，并且它可以包括一个或多个半导体、传感器和/或其他无源和/或有源组件。
88.刺激组件110可以包括一个或多个锚定元件，如所示的锚113。在一些实施方案中，刺激组件110包括至少两个锚113，例如定位在组件110的近侧部分和远侧部分上的锚，如下文参考图2和图3a-图3b中所述。锚113在展开时可包括环状结构。锚113可包括自扩张结构和/或塑性可变形结构，以支撑扩张来接合血管壁。可替代地或附加地，锚113可包括倒钩、钩或其它组织接合元件，以将刺激组件110固定到患者组织的心内膜和/或心外膜表面。在一些实施方案中，锚113包括沿着基底112的至少一部分延伸的支架状结构。例如，锚113可以包括类似于支架的构造，并且基底112可以沿着锚113的长度固定地附接。在一些实施方案中，一个或多个锚113包括传输元件111(例如，锚113和传输元件111是相同的部件或以其他方式集成在一起，例如当传输元件111包括被配置为天线和血管锚的环状结构时)。
89.系统10可以包括各种传感器。例如，刺激组件110可以包括一个或多个传感器，如所示的传感器130。在一些实施方案中，传感器130包括一个或多个电极120(例如，被配置为既传送电能又记录心脏的电信号的电极)。在一些实施方案中，一个或多个微电路115包括传感器130。脉冲发生器150可以包括一个或多个传感器，如所示的传感器180。传感器130和/或180可以各自包括一个、两个或更多个被配置为记录患者心脏活动的心电图(ekg)的传感器。传感器130和/或180可以各自包括一个、两个或更多个传感器，这些传感器被配置为记录患者的生理参数，例如选自以下的参数：心率、血压、呼吸率、血糖、血气水平、酸碱度、温度，以及它们的组合。在一些实施方案中，传感器130和/或180可以包括被配置为记录两个或更多个这些生理参数的两个或更多个传感器。
90.如上所述，脉冲发生器150可以包括多个离散的组件，例如位于患者体外的第一部分150a和植入患者体内的第二部分150b。第二部分150b通过其传输元件151b可以无线地向刺激组件110传输电力。在一些实施方案中，第一部分150a向刺激组件110和第二部分150b中的任一个或两者无线地传输电力。
91.同样如上所述，系统10可以包括用于与系统10的另一组件通信的一个或多个装
置，例如所示的通信装置500。通信装置500可以被配置为无线通信(例如，经由蓝牙或其他无线通信布置)以将数据传送到系统10组件(例如，将编程数据和/或其他信息传送到刺激组件110和/或脉冲发生器150)，和/或从系统10组件接收数据(例如，接收患者生理信息和/或来自刺激组件110和/或脉冲发生器150的系统10使用的信息)。
92.系统10可以包括一个或多个算法，如所示的算法50。算法50可以包括一个或多个算法，这些算法被集成到以下的一个、两个或多个中：脉冲发生器150；刺激组件110(例如，集成到一个或多个微电路115中)；通信装置500；和/或系统10的另一个组件。算法50可被配置成分析患者信息，例如至少患者ekg信息，例如确定刺激能量何时应由刺激组件110传送至患者以对患者起搏和/或除颤。在一些实施方案中，算法50被配置为确定要传送的刺激波形的参数(例如，确定振幅、频率、脉冲宽度和/或其他刺激波形信息)。在一些实施方案中，算法50被配置为分析由两个传感器(来自传感器130和/或传感器180的集合的两个或更多个)记录的数据。在一些实施方案中，算法50包括当来自两个或更多传感器的记录包括冲突数据时执行“更安全”治疗的偏向。例如，假设当来自一个传感器的信息指示需要刺激，而来自另一个传感器的指示不需要刺激时，偏向可以导致系统10倾向于刺激(例如，朝向假阳性刺激指示的偏向)。在其它实施方案中，算法50包括朝向假阴性的偏向(例如，除非两个传感器信号均指示需要刺激，否则不进行刺激)。
93.在一些实施方案中，算法50包括“纤颤检测算法”，例如当系统10被配置为当纤颤检测算法检测到患者的心脏处于纤维性颤动(例如房颤)时传送刺激能量(例如起搏和/或除颤能量)。纤颤检测算法可包括偏向，例如朝向假阳性的偏向(当不存在纤维性颤动或其它心律失常时倾向于使刺激组件110传送能量，相比于存在纤维性颤动或其它心律失常时不传送刺激能量的偏向)。在一些实施方案中，算法50包括“刺激波形创建算法”，在本文中也称为“起搏算法”，其可以被配置为确定要传送的刺激能量的一个或多个参数(例如，幅度、频率、脉冲宽度等)，以确定优化的和/或以其他方式期望的刺激参数集合，以适当地对患者的心脏进行起搏和/或除颤。在一些实施方案中，算法50包括包含纤颤检测算法的第一算法和包含起搏算法的第二算法。在这些实施方案中，纤颤检测算法可以识别患者何时处于纤维性颤动(例如，房颤)，然后起搏算法可以被启动以使得期望的刺激模式(例如，一个或多个刺激波形)被刺激组件110传送以治疗纤维性颤动。在一些实施方案中，算法50包括“心脏复律监测算法”，其被配置为确定刺激组件110施加的刺激能量何时已经使得患者恢复到正常节律(例如，窦性节律)。一旦检测到正常节律，就可以停止传送刺激能量。在一些实施方案中，算法50包括“心脏复律后监测算法”，其在已经恢复到正常节律(例如，窦性节律)之后(在心律失常发生并且已经传送治疗刺激能量之后的某个时间)实施。该心脏复律后监测算法可以被配置为识别在恢复到正常节律之后不久可能导致的不利状况(例如心律失常)(例如，心脏复律后算法可以包括更复杂的和/或以其他方式改变的纤颤检测算法)。
94.在一些实施方案中，算法50包括起搏算法，其确定在刺激过程中变化的一组刺激波形传送模式。例如，在刺激能量传送的初始阶段期间，可以传送第一频率的刺激波形，并且随着时间的推移，可以降低频率，例如在该初始阶段期间以高于正常的频率驱动收缩，并且随着时间的推移将收缩减慢到正常频率(例如，窦性节律)。
95.在一些实施方案中，算法50包括具有与在2013年1月10日提交的题为“atrial fibrillation classification using power measurement”、序列号为13,738,626的美国
专利中描述的算法类似的构造和布置的算法。
96.在一些实施方案中，系统10和/或其一个或多个部件具有与2019年11月20日提交的题为“systems andmethods for controllingwirelessly powered leadless pacemakers”、序列号为pct/us2019/062443的国际pct申请的专利中描述的系统和组件类似的构造和布置。
97.参考附图2，示出了根据本发明构思的植入患者心脏中的刺激组件的截面解剖视图。图2的刺激组件110被示出植入患者的冠状窦中，延伸到马歇尔静脉。在其它实施方案中，刺激组件110的至少一部分定位在患者心脏的不同血管(例如动脉和/或静脉)中，和/或定位在患者心脏的心内膜和/或心外膜表面上。刺激组件110可具有与本文附图1所述的刺激组件110类似的构造和布置。刺激组件110可以被配置成从系统10的单独部件(例如，从脉冲发生器150，未示出)无线地接收电力，并且使用接收到的能量来刺激心脏组织。附加地或可替代地，刺激组件可以被配置为使用接收到的能量来为刺激组件110的一个或多个组件供能，例如为传感器130供能以记录患者的生理参数，和/或为传输元件111供能以将记录的数据传输回脉冲发生器150和/或通信装置500。在一些实施方案中，算法50(本文描述的)可以基于所记录的信息来确定刺激参数，并且脉冲发生器150可以向刺激组件110传输电力和/或信息，传输量足够提供所确定的刺激。图2的刺激组件110包括多个微电路115(示出了15个)，每个微电路机械连接和电连接到柔性印刷电路板基底112。刺激组件110还包括多个电极120(示出了15个)，每个电极靠在心脏血管的壁上定位，以便将刺激能量传递到心脏组织。刺激组件110还包括两个锚，如所示的近端锚113p和远端锚113d。锚113可配置成在使用期间径向扩张(例如，经由弹性偏压或塑性变形)，以便摩擦地接合锚113插入其中的血管的壁，从而稳定患者心脏中的刺激组件110。每个锚113可具有与血管支架类似的构造和布置。一旦扩张，每个锚113可包括相对环形的形状，其接合血管壁而不显著阻塞血管(例如，不会影响通过血管的血液流动)。刺激组件110还包括一个或多个传输元件111，例如集成到微电路115a中的传输元件111、集成到近侧锚113
p
中的传输元件111和/或集成到远侧锚113d中的传输元件111，如图所示。
98.一个或多个微电路115可以包括被配置为当被植入时(例如，当被植入到患者心脏的静脉、动脉或其他血管中时)呈(例如，扩展成)相对环形形状的结构。一旦被植入并且处于相对圆形的形状，微电路115可以接合血管的壁而不显著地阻塞血管(例如，不会影响通过血管的血液流动)。每个微电路115可以包括组织接合部分(例如，血管壁接合部分)，其具有与血管支架类似的构造和布置。这种血管支架通常具有施加径向力的构造，并且最初收缩到相对小的直径，使得支架能够在植入之前自由地穿过患者的血管。
99.用于植入刺激组件110的过程可类似于用于常规血管支架的过程。例如，传送装置20(本文中参照图1的描述)可以具有与在支架植入过程中使用的标准支架传送导管类似的构造和布置。在植入刺激组件110的过程中，刺激组件的一个或多个部分(传输元件111、基底112、锚113、微电路115和/或电极120)可以处于收缩(例如，径向收缩)状态。包括刺激组件110的传送装置20通过患者皮肤附近的静脉或动脉中的切口插入(例如，通过导引器或其它经皮进入装置)，并通过血管系统推进到心脏内或其它接近心脏的适当位置。在一些实施方案中，至少刺激组件110的电极120被定位在应当施加刺激的心肌组织部分的心脏血管(例如，心静脉)附近。传送装置20可包括用于展开(例如，塑性变形)刺激组件110的至少一
部分(例如，锚113)的球囊，和/或其可包括用于展开(例如，允许自扩张)刺激组件110的可伸缩护套(例如，当刺激组件110包括一个或多个基于镍钛合金或其它自扩胀部件时)。
100.刺激组件110的展开(例如，扩张)可被配置成引起相关血管壁的轻微径向扩张。血管壁的这种轻微扩张以及刺激组件110的每个部件的低调设计(例如，微电路115和刺激组件110的其他部件的低调设计)允许血液畅通无阻地流过刺激组件110所植入的这段血管。
101.在刺激组件110展开之后，从患者体内取出传送装置20和任何其它植入装置，并且闭合切口。刺激组件110留在血管中，并且其可以被配置为经由无线电力传输接收用于刺激患者心脏的电力。例如，刺激组件110可以没有足以提供能量以刺激心脏的电力，和/或它可以没有提供能量的有线连接(例如，避免可能易于断裂的电线)。
102.如本文所述，刺激组件110包括被配置为接收电力和/或数据的各种部件，以便当刺激组件110已经通过外科手术和/或经皮递送到患者心脏内和/或附近的位置时，将刺激能量传送到患者心脏。刺激组件110可以被配置为执行命令(例如，从脉冲发生器150和/或通信装置500接收的命令，均未示出)，例如经由微电路115的控制电路执行的命令。刺激组件110可被配置为监测一个或多个患者的生理参数(例如，如本文所述的由记录ekg信号和/或患者的其他生理参数的传感器130测量的参数)，并且基于对监测参数的分析(例如，如本文所述的算法50执行的分析)来传送刺激(例如，起搏和/或除颤)。刺激组件110可以包括一个或多个传输元件111(例如天线)，用于从系统10的单独组件接收电力，例如从脉冲发生器150(例如植入的和/或外部定位的脉冲发生器150)的传输元件151(例如天线)接收电力。刺激组件110使用所接收的能量来为微电路115供能、为需要电力的任何传感器130供能，和/或(经由电极120)向组织传输能量，以对心脏起搏或除颤。传输元件151(和/或微电路115)可以包括被配置为调谐传输元件151的天线以有效地接收提供给刺激组件110的电力传输的电路。在检测到所传输的电力时(例如，经由微电路115的信号检测器)，刺激组件110将该传输的能量转换成可由一个、两个或更多个电极120传送到组织的电流。这些电极120与患者的心脏组织形成电路路径，有效地刺激(例如，起搏和/或除颤)患者的心脏。
103.刺激组件110可以包括一个、两个或更多个离散部分，每个部分包括一个、两个或更多个电极120。刺激组件110的每个部分可以以异步和/或同步通信布置接收电力。每个部分可以以与刺激组件110的一个或多个其他部分同步和/或异步的布置向组织传送刺激能量(例如，经由该部分的电极120)。
104.电极120可定位在一个或多个心脏血管中与需要治疗(例如，需要起搏、除颤和/或其他刺激)的特定肌肉直接相关的位置处。
105.在一些实施方案中，刺激组件110包括多个微电路115，并且这些微电路115中的每一个包括一个、两个或更多个电极120。在这些实施方案中，每个微电路115及其相关电极可以被配置为独立地将刺激能量传送到电极120附近(例如，邻近)的组织，例如以与其他微电路115和相关电极120组合同时或顺序传送的方案。每个微电路115可以包括唯一的标识符(id)，以便从脉冲发生器150和/或通信装置500接收特定的通信。每组电极120可以设置在心脏的不同位置，例如从选自以下的一个或多个位置：心脏静脉；心脏动脉；心腔的心内膜表面；心脏的心外膜表面；以及这些中的一种或多种的组合。
106.在一些实施方案中，一个或多个微电路115的第一组从一个或多个传输元件111(例如天线)的第一组接收电力，一个或多个微电路115的第二组从一个或多个传输元件111
的第二组接收电力。在这些实施方案中，传输元件111的第一和第二组可以从不同的电力传输(例如，来自脉冲发生器150的独立电力传输，诸如包括不同频率或其他独特特征的两个或更多个电力传输)和/或从相同的电力传输(例如，来自脉冲发生器150的单个电力传输)接收电力。脉冲发生器150及其传输元件151(例如，天线)可以被配置为提供独立的电力传输信号和/或由一组或多组传输元件111有效接收的电力传输信号(例如，向一个或多个相关联的微电路115和/或电极120提供能量)。脉冲发生器150可以被配置为指定(例如，确定)电力传输信号的持续时间和频率，以对应地控制由刺激组件110提供到组织的刺激能量(例如，控制在一个或一个以上组织位置处传送刺激能量的持续时间和/或频率)。例如，在这种配置中，可以通过改变从脉冲发生器150发射的无线电力传输，以对应于刺激组件110在给定位置中的部分被调谐或定时到的频率(例如，与传输元件111和微电路115的调谐相关，和/或与将由电极120传送到组织的刺激能量的定时相关)来独立地(例如，以同时和/或顺序的布置)刺激心肌的不同部分。刺激组件110的多个刺激部分(例如，微电路115和相关联的电极120)可以通过以不同频率和/或不同定时方案产生一系列电力传输而以给定顺序被激活。这种布置使得刺激组件110能够传送刺激能量(例如起搏能量)以产生心腔的正常收缩，例如提高心脏效率。在一些实施方案中，刺激组件110被配置为最初以高于正常的速率起搏心脏，并且随着时间降低至正常速率。
107.由刺激组件110的电极120传送的刺激能量借助于复杂的细胞反应沿着适当的组织路径行进，所述复杂的细胞反应允许每个细胞激活其旁边的细胞，刺激它，例如以有序的方式“传递”电信号。当一个又一个细胞快速传输电荷时，整个心腔在一次协调运动中收缩。
108.如本文所述，系统10可被配置成对患者的心脏进行除颤，例如当刺激组件110被配置成作为内部心脏除颤器(icd)时。在一些实施方案中，脉冲发生器150包括植入患者体内的至少一部分(例如，本文所述的部分150a)，并且被配置为icd的至少一部分，例如当脉冲发生器150包括电池(例如，ese 156)和控制电路时，并且将电力(例如，无线地)传送到刺激组件110以对患者的心脏进行除颤。刺激组件110可以包括与植入的基于icd的脉冲发生器150通信的电路(例如，微电路115和/或传输元件111)。
109.与本文所述的起搏布置类似，当被配置为对心脏进行除颤时，脉冲发生器150可包括将电力无线传输到刺激组件110的植入装置(例如，在皮下、接近患者的心脏植入)、外部装置或两者。系统10(例如，脉冲发生器150和/或刺激组件110)可以包括算法50，其可以被配置为检测不规则心率(例如，由系统10的一个或多个电极120、传感器130、传感器180和/或其他传感器确定)，并且传送刺激能量以起搏、除颤和/或以其他方式治疗性地刺激患者的心脏。例如，一旦算法50检测到心律不齐，脉冲发生器150就可以开始向刺激组件110进行无线电力传输，并且刺激组件110可以开始向患者的心脏传送刺激能量。
110.如本文所述，刺激组件110包括一个或多个线圈或天线、传输元件111，接收来自脉冲发生器150的电力传输(例如，来自脉冲发生器150的传输元件151的电力传输)。传输元件111、微电路115和/或刺激组件110的其他部件可以被调谐到电力传输的一个或多个频率，并且可以将接收到的能量传送到微电路115(例如，包括一个或多个传感器130)和/或电极120。充电电路利用信号能量对电容器充电。在一些实施方案中，微电路115包括一个或多个电容器，所述电容器存储经由传输元件111接收的能量。当一个或多个电容器上的电荷足以产生起搏、除颤和/或其他期望的刺激脉冲时，微电路115的放电电路可以将电荷“转储”到
相关电极120。被配置为传送电流的一个或多个电极120可以通过基底112的导线和/或导电迹线连接到被配置为接地电极的电极120，从而提供返回极以完成用于刺激脉冲的电路(通过组织)。
111.这种配置使得跨越第一电极120以及第二、第三和/或第四电极120施加电脉冲，其“电击”患者的心肌以恢复(例如，最终恢复)正常的心律。来自多个心脏位置处的多个电极120(例如，刺激组件110的一个、两个或更多个离散部位处的多个电极120)的能量传送提供刺激能量的更大分散并避免局部放电。
112.在一些实施方案中，由脉冲发生器150发送到刺激组件110的电力传输可以包括足以将刺激组件110的一个或多个能量存储电容器充电以达到传送期望的刺激能量脉冲所需的水平的持续时间。在一些实施方案中，脉冲发生器150周期性地向刺激组件110发送电力传输。该电力传输不一定会使刺激组件110将刺激能量传送到患者的心脏，因为它可以仅用于在微电路115的能量存储电容器上维持必需的电荷。这种最小能量存储布置确保了在应当传送刺激能量时电容器将几乎完全充电和/或适当地循环，并且缩短了接收能量传送信号和将刺激能量实际传送到心肌之间的时间。在这些实施方案中，当患者需要起搏和/或除颤时(即，当应当传送起搏和/或除颤能量时)，脉冲发生器150可以发送编码的控制电力传输信号。刺激组件110通过触发一个或多个微电路115以通过一个或多个相关电极120将刺激能量传送到患者的心脏来响应该编码的控制信号。
113.现在参考图3a和图3b，示出了根据本发明构思的包括近端锚和远端锚并且植入血管中的刺激组件的截面解剖视图。在图3a中，刺激组件110分别包括近端锚113
p
和远端锚113d，它们通过基底112(例如柔性印刷电路板)彼此连接。微电路115(示出了4个)以及电极120(示出了4个)可操作地连接到基底112。为了阐述清楚，图3b中移除了刺激组件110的微电路115和电极120。图3a-图b的刺激组件110可以具有与图1和/或图2的刺激组件110类似的构造和布置。刺激组件110可以植入心脏的静脉或动脉中，例如马歇尔静脉。
114.应当理解，上述实施方案仅用作说明性的示例；还设想了其他实施方案。本文针对任何一个实施方案描述的任何特征可以单独使用，或者与所描述的其他特征结合使用，并且也可以与任何其他实施方案的一个或多个特征结合使用，或者与任何其他实施方案的任何组合结合使用。此外，在不脱离由所附权利要求限定的本发明构思范围的情况下，也可以应用上文未描述的等同物和修改。