CN107073255B - 冠状窦医疗电引线 - Google Patents

冠状窦医疗电引线 Download PDF

Info

Publication number
CN107073255B
CN107073255B CN201580057397.0A CN201580057397A CN107073255B CN 107073255 B CN107073255 B CN 107073255B CN 201580057397 A CN201580057397 A CN 201580057397A CN 107073255 B CN107073255 B CN 107073255B
Authority
CN
China
Prior art keywords
lead
electrode
distal end
electrodes
medical instrument
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201580057397.0A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107073255A (zh
Inventor
J·L·萨莫
W·J·克莱门斯
L·L·弗兰克
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from US14/523,137 external-priority patent/US9901732B2/en
Priority claimed from US14/523,257 external-priority patent/US20160114155A1/en
Priority claimed from US14/523,240 external-priority patent/US10532206B2/en
Priority claimed from US14/523,058 external-priority patent/US10016591B2/en
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of CN107073255A publication Critical patent/CN107073255A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107073255B publication Critical patent/CN107073255B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3627—Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3686—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions configured for selecting the electrode configuration on a lead
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A61N2001/0585—Coronary sinus electrodes

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Hospice & Palliative Care (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

本发明的一个实施方案包括静脉内医疗电引线，其包括细长的引线体。细长的引线体包括在近侧端部与成形的远侧端部之间的长度。引线体包括在近侧端部与成形的远侧端部之间延伸的纵向轴线。引线体具有带周向间隔开的一组电极的外周。每个电极包括在电极的外周处的电活性部分和绝缘部分。如果引线体在递送导管内旋转，那么引线体被配置为旋转回到如下的位置，其使得一组电极的电活性部分在离开引导导管时面向心肌组织，而电极的绝缘部分与神经组织、如膈神经沿直径相对。

Description

冠状窦医疗电引线
技术领域
本公开涉及医疗电引线，并且更具体地，涉及减少不期望的神经刺激的可植入医疗电引线。
背景技术
例如心脏起搏器和去纤颤器的可植入医疗器件通常包括具有一个或多个电极以感测电活动并递送治疗刺激的细长医疗电引线。随着左心室起搏的出现以缓解心力衰竭，引线已经前进到冠状静脉中，以便将引线的电极定位在左心室起搏部位，其通常定位在靠近左心室的底部。尽管已经开发了各种左心室起搏引线以及用于植入此类引线的方法，但仍然需要包括有助于递送到冠状脉管系统中的部位并固定在冠状脉管系统中的部位处的特征的引线。
许多类型的医疗电引线可以适于放置在冠状脉管系统中。示例性活性固定引线包括授予Sommer等人的美国专利号7,860,580、授予Sommer等人的美国专利号7,532,939以及由Sommer等人于2013年3月11日提交的美国专利申请号13/793,622，所有这些的全部内容通过引用并入本文。成形的引线也可以适于放置在冠状脉管系统中。示例性成形的引线或导管包括授予Pianca等人的美国专利号7,313,444、授予Alferness等人的美国专利号5,387,233、授予Chastain等人的美国专利号5,925,073、授予Hsu等人的美国专利号6,430,449、授予Tockman等人的美国专利号6,129,750、授予Morris的美国专利号6,321,123。Pianchi等人公开的自锚定引线包括绕其周向为电活性的径向隔开的电极，这可导致不希望的膈神经刺激。期望开发出不会无意中引起膈神经刺激的冠状窦引线。
发明内容
本公开可以包括对如上所公开的现有技术的引线的改进。一种实施方案涉及包括细长的引线体的静脉内医疗电引线。细长的引线体包括在近侧端部与成形的远侧端部之间的长度。引线体限定在近侧端部与成形的远侧端部之间延伸的纵向轴线。引线体包括径向间隔开的一组电极。每个电极包括在电极的外周处的电活性部分和绝缘部分。引线体进一步被配置为移动通过冠状静脉，同时基本上保持其成形的或弯曲的远侧端部。引线体可以在将引线引导至心肌组织的递送导管内自由地纵向移动。如果引线体在递送导管的管状体内旋转，那么引线体被配置为旋转回到如下的位置，以使得一组电极的电活性部分在离开引导导管时面向心肌组织，而引线的绝缘部分的面向神经组织，比如膈神经。
在一个或多个实施方案中，本文所公开的引线包括一组电极，其中每个电活性部分沿第一纵向平面对齐，而与第一纵向平面沿直径相对的第二纵向平面缺少电活性电极或者电极是绝缘的。本文所公开的引线以类似于汽车的方式操作，因为屏蔽或绝缘侧像乘客侧，而驾驶员侧是电极的电活性部分，其只将电流引向心肌，但不是通过仅在每个电极周围360度喷发出(blasting)电刺激。本公开的该组电极类似于燃料喷射车辆，其通过使从每个电极发出的电流量最小而将电流引向活组织来实现更多的每加仑英里数。限制对从每个电极发出的电刺激的扫描也避免膈神经刺激。
此外，本文所公开的医疗电引线能够实现较低的起搏阈值，以捕获(即唤起响应)心脏组织，这意味着必须被可植入医疗器件耗费的能量较少。另外，由于使用具有表面积减小的电极，所以引线导致较高的起搏阻抗。较高的起搏阻抗降低了可植入医疗器件上的耗用电流。降低的耗用电流和能量消耗可以增加可植入医疗器件的使用寿命。
附图说明
以下附图是本公开的具体实施方案的说明，并且因此不限制本公开的范围。附图不按比例绘制(除非如此说明)，并且意图在以下详细描述中与解释结合使用。本公开的实施方案将在下文结合附图进行描述，其中相似的数字表示相似的元件。
图1是根据第一实施方案的大体上示出引线的平面图。
图2A是根据图1的实施方案的如图1所示的引线的远侧端部的平面图。
图2B是沿图2A的线A-A示出电极的活性部分的引线区段的平面图。
图2C是沿图2A的线B-B示出与电极沿直径相对的非导电部分的引线区段的平面图。
图2D是从其中发出电刺激所示的角度范围的凸起电极的横截面图。
图3是根据图1的实施方案的医疗电引线的S形远侧端部的平面图。
图4是根据第二实施方案的具有远离引线体而突出的电极的基本上直的医疗电引线的远侧端部的平面图。
图5是根据第三实施方案的医疗电引线的弯曲的远侧端部的平面图。
图6A是被配置为远离引线体的外周而突出的电极的顶面的示意图。
图6B是图6A所描绘的电极的内表面的平面图。
图6C是图6A所描绘的电极的内表面的示意图。
图7A是沿纵向轴线的非导电电极壳体的横截面图。
图7B是沿图7A所示的纵向轴线但远离图7B所示的位置旋转90度的非导电电极壳体的横截面图。
图7C是与图7A相同的非导电电极壳体的横截面图，其示出电极壳体的总长度。
图7D是图7A-图7C所示的非导电电极壳体的示意图。
图7E是固定在图7A-图7D所示的非导电电极壳体内的电极的横截面图。
图8是人体心脏和通过冠状窦和外侧静脉植入时的图1所描绘的引线的示意图。
图9是人体心脏和被植入时的图1的引线的顶部的示意图。
图10是示出根据本公开的引线的植入步骤的流程图。
图11是包括示例性可植入医疗器件(IMD)的示例性系统的平面图。
图12是植入患者中的图11的示例性IMD的示意图。
图13是示例性IMD、例如图1-图2D的IMD的方框图。
图14是在图1-图2D的系统中采用的用于提供三个感测通道和对应的起搏通道的示例性IMD(例如，可植入脉冲发生器)电路和相关联引线的另一方框图。
图15是根据第四实施方案的大体上示出J形引线的平面图。
图16是图1所示的成形的引线的远侧端部的示意性放大图。
具体实施方式
以下详细描述本质上是示例性的，并不意图以任何方式限制本公开的范围、适用性或配置。相反，以下描述提供了用于实现本发明的示例性实施方案的实际说明。适用于进行本发明的实施方案的构造、材料、尺寸和制造方法是本领域技术人员已知的。
图1-图2A是穿过引导导管34而连接的示例性静脉内医疗电引线10的平面图，如由明尼苏达州明尼阿波利斯市的美敦力有限公司(Medtronic,Inc.of Minneapolis,Minnesota)开发和销售的ATTAIN
Figure GDA0002485933110000041
引线10被配置为向组织(例如心室心脏起搏)递送电刺激和/或感测来自组织的信号。引线10包括近侧端部和远侧端部120，在近侧端部和远侧端部间具有大体上限定纵向轴线的引线体150。直列(in-line)双极连接器组件30位于近侧端部处。包括一组电极104a-d(例如环形电极、定向电极、图6A-6C所示的电极等)的远侧端部120可以以许多不同的方式配置，来确保引线10停留在适当位置以向心脏组织递送电治疗。例如，引线10可以基于自锚定形状、其它被动固定装置(例如粘合剂等)和/或主动固定装置(例如尖齿、螺钉、螺旋等)固定在适当位置。自锚定的成形引线被配置为包裹或拥抱曲形的心脏。
在所示的优选实施方案中，基本上S形(或波形)远侧端部120被配置为使得其可以在引导导管内自由地纵向移动，但如果远侧端部120旋转，那么远侧端部120将对自身自然地重新定位，使得一组电极104a-d的电活性部分在离开引导导管期间和/或之后面向心肌组织，而引线的绝缘部分面向神经组织(例如膈神经)。图16所示的处于其自然(原始形状或膨胀配置)的引线10的远侧端部包括在远侧端部120A处形成角度θ1、θ2和θ3(也称为第一角度、第二角度和第三角度)的三个弯曲区域。在一个或多个实施方案中，其中引线10处于其膨胀或不受引导导管的管状体限制时，第一角度、第二角度和第三角度分别包括106°、102°和77°的角度。另外，从每个拱的中心点测量得到第一角度、第二角度和第三角度中的每一个的每个半径。例如，与θ1相关联的r1约为0.400英寸，与θ2相关联的r2约为0.400英寸，并且与θ1相关联的r3约为0.400英寸。直接靠近r1的成形引线10的长度约为0.500英寸。在第一角度θ1上延伸的衬管的长度约为(l1)0.591英寸，在第二角度θ2上延伸的衬管的长度约为(l2)0.656英寸，并且在第三角度θ3上延伸的衬管的长度约为(l3)0.715英寸。
通过产生具有约30D至约50D的硬度的聚合物衬管或夹套来形成和维持每个弯曲区域。可以结合本公开使用的示例性衬管在2011年8月23日授权的美国专利号8,005,549、2010年8月24日授权的美国专利号7,783,365中示出和描述，并且这些专利被转让给本发明的受让人，其公开内容通过引用整体并入本文。ATTAIN PERFORMATM 4298型四极引线是可以使用的另一示例性绝缘材料。在一个或多个实施方案中，弯曲或成形的聚合物衬管表现出与用于引线体150的衬管的剩余部分的大体上线性区域相同或大致相同的刚度。引线中的一条或多条曲线可以使用已知技术进行热成型。成形的引线10可以在300℉下的烘箱中热固化少于30分钟。
在图3所示的替代实施方案中，弯曲的远侧端部120B可以包括具有角度β1和β2的两条曲线。β1可以在约60至约80度的范围内。β2可以在约65至约85度的范围内。
在图5所示的另一个实施方案中，引线远侧端部120C可以采用具有与中心线(即，引线体的中心)或引线体150的纵向轴线36成约90度至约180度的角度Ф的单个扫描曲线。在图15所示的又一个实施方案中，远侧端部120基本上是J形。J形引线400包括在引线400的一个纵向侧上的电极电活性部分和引线400的另一沿直径相对的纵向侧上的绝缘部分(或缺少电极)，其放置在神经组织附近。
引线体150具有近侧部分，如图11-图12所示，连接器模块312与其相联。连接器模块的示例可以参见2009年10月13日授权的美国专利号7,601,033、2010年2月2日授权的美国专利号7,654,843，并且这些专利被转让给本发明的受让人，其公开内容通过引用整体并入本文。如图所示，连接器模块312采取IS-4双极连接器的形式，但是可以代替为任何适当的连接器机构。连接器模块312将引线10的近侧端部电耦合到可植入医疗器件210的各种内部电部件。引线体150由围绕内部金属导体的生物相容性聚合物的绝缘护套或衬管形成。对导体和/或引线构造进行绝缘的装置的示例可以参见2011年8月23日授权的美国专利号8,005,549、2010年8月24日授权的美国专利号7,783,365，并且这些专利被转让给本发明的受让人，其公开内容通过引用整体并入本文。
导体从电极104a-d延伸到连接器312，以常规方式将电极104a-d联接到触点直列双极连接器312。锚定套筒180以常规方式用于稳定引线并密封静脉插入部位。
电极104a-d可以分别采取环形和筒形电极的形式，其提供有如由Bauer等人的美国专利号8,825,180所述的环形或其它形状的类固醇洗脱的MCRD，其全部内容通过引用并入本文。其它已知的电极设计当然可以被代替。与常规电极相比，每个电极被配置为具有较小的电活性表面积以获得较高的阻抗。例如，图3和5所示的电极104a-d的电活性表面积为从2.9mm2的总表面积中的约2.3平方毫米(mm2)，其等于或略小于5.8mm2的常规环形电极的表面积的一半。在一个或多个实施方案中，电极104a-d被加工或由模具制成，以形成图6A-图6C所示的示例性形状。
参考图2C，非导电部分110定位在每个环形电极104a-d的外表面上或联接到每个环形电极104a-d的外表面，以便防止电刺激从每个电极的一部分发出。为了限制来自电极104a-d的活性部分的电刺激的范围，绝缘部分110沿电极104的外周和纵向长度延伸。例如，绝缘部分110可以沿引线的一侧延伸大约电极的长度和宽度。绝缘部分110在约120度至约360度的范围内部分地围绕电极104a-d。在电极的外周的一部分上的聚合物(例如氨基甲酸乙酯、氨基甲酸乙酯粘合剂等)的示例性厚度可以在约0.0001英寸至约0.003英寸的范围内。由于绝缘部分110覆盖部分电极104a-d，所以电刺激只从图2B所示的电极的裸露或未绝缘部分(也称为活性部分)发出。参考图2D，电刺激可在至多达100度的范围内(称为γ)、并且沿电极104a-d的活性部分的长度或宽度递送。电刺激不传导通过图2C所示的非导电部分110，这防止电刺激在电极104周围递送至多达260度。在另一个实施方案中，电刺激可以在电极的活性部分(即裸露或未绝缘部分)周围在0度至多达140度的范围内延伸。在后者的示例中，电刺激不传导通过非导电部分110(即至多达220度)。在另一个实施方案中，电刺激可以在电极的活性部分周围在100度至约140度的范围内延伸。
在一个或多个实施方案中，诸如壳体的非导电机械机构可用于将电极104a-d固定到引线体并且使电极104a-d与引线体绝缘。图7A-图7G所示的一个示例性非导电电极壳体160包含表现出约30D至约50D或55D的硬度范围的聚合物。电极壳体160的形状基本上是圆筒形的，其中第一端168被配置为与电极104a-d配合，而底部部分164的第二端162纵向安置在引线体中，如图2A所示。
参考图7A-图7C，壳体160延伸总长度L1，L1包括长度L2、L3、L4和L5。底部部分164分别包括内径D1和外径D2，并延伸长度L2。D1约为0.052英寸并且D2约为0.062英寸。底部162的长度L2约为0.040英寸。
参考图7D，壳体160的电极插座部分176具有包括长度L3、L4和L5的长度，其约为0.110英寸。电极插座部分176分别包括内径D3和D4以及包括外径D5，如图7A所示。D3约为0.042英寸，而D4约为0.031英寸。镗孔182具有直径D5，其被配置为接收导体，D5约为0.018英寸并且延伸约L7或约0.070英寸。
壳体160的外周或表面173包括一个或多个一个或多个突起170、凸缘或导轨，其被配置为与图6B-图6C所示的凸起电极104的引导辅助器146接合。壳体160通过注塑或任何其它合适的热成型工艺形成。诸如聚氨酯的聚合物可用于模具成型中，以产生壳体160或在一个或多个电极上引入。
引导辅助器146可以是连续的L形(或基本上L形)突起或一组从第一端113a到第二端113b纵向延伸的台阶部。参考图7E，唇缘115(也称为突起)与壳体160的对应的突起170接合，使得电极端115a和115B与壳体端170A和170B对应地接合。参考图7F，在90度范围内的角Ω存在于壳体端170A和170B之间，从而有助于在壳体160和电极104之间形成更固定的接合，因为突起在唇端115a上部分地延伸。在电极唇缘115接合壳体突起170的同时，电极突起117在端部117C和117D处与壳体突起174在端部167C和167D处对应地接合。参照图6A-6C，电极104的内表面114被配置为与从引线体延伸的细长的导体配合，而电极内表面116与壳体160的外表面173配合。
如图6A-6C所示，凸起电极部分112不与壳体160直接接合。相反，凸起电极部分112突出而离开电极突起117，并且延伸超过引线体，以允许凸起电极部分112更容易接触组织。
电极104沿壳体160的内突起或导轨170朝向近侧地滑动，直到电极104的远侧表面接触壳体160的远侧内表面163。电极104借助于接合短的导轨(未显示)，从壳体160的内表面延伸而任选地保持在该位置，在电极160的远侧端部处具有槽(未显示)。在电极与壳体160完全接合之后，电极组件190连接到导体上。导体放置在槽172中，并且可以使用常规装置被焊接或卷折到电极上。然后，管或衬管185可以引入图7F所示的底部164和端部187上。引线体15的管或衬管185从第二端162围绕底部164的外圆周并且延伸到表面165。另外，管或衬管185围绕或被引入表面173和181上，并从表面167延伸到第一端168。
许多非导电材料可用于形成电极壳体160。例如，在一个或多个实施方案中，表现出约30D至约35D的硬度范围的聚合物(例如氨基甲酸乙酯、氨基甲酸乙酯粘合剂等)可以用于形成壳体160。在一个或多个其它实施方案中，表现出约35D至约40D的硬度范围的聚合物(例如氨基甲酸乙酯、氨基甲酸乙酯粘合剂等)可以用于形成壳体160。在一个或多个其它实施方案中，表现出约40D至约45D的硬度范围的聚合物(例如氨基甲酸乙酯、氨基甲酸乙酯粘合剂等)可以用于形成壳体160。在一个或多个其它实施方案中，表现出约45D至约50D的硬度范围的聚合物(例如氨基甲酸乙酯、氨基甲酸乙酯粘合剂等)可以用于形成壳体160。在一个或多个其它实施方案中，表现出约50D至约55D的硬度范围的聚合物(例如氨基甲酸乙酯、氨基甲酸乙酯粘合剂等)可以用于形成壳体160。另外，如上面列出的聚合物的任何组合可以用于形成壳体160。对于将引线10放置在可兴奋组织(例如心脏组织，诸如心肌组织)附近或之中，存在有许多方法。图5中所描绘的一种此类方法200描述了引线的放置对应于如图1-图4中所示的引线10的定位。
使用引导导管将引线10放置在如下的位置，其使得电极的活性部分面向心肌组织，同时电极的绝缘部分面向神经组织(例如膈神经)。引导导管包括具有用于接收引线10的远侧部分和近侧部分的管状体。引线递送器件(例如管心针、引导丝、混合导丝/管心针等)，比如ATTAIN
Figure GDA0002485933110000091
被插入到在引线10的近侧端部处的孔中，这直接导致了内腔被配置为接收引线递送器件。然后将引线10直接插入并通过诸如美敦力公司(Medtronic)的ATTAIN
Figure GDA0002485933110000092
的引导导管的集成阀，并穿过从管状体的近侧端部至远侧端部设置的内腔。通过使导丝穿过主体开口而将引导丝引入到引线10的内腔中。用于沿冠状窦将引线10操纵到正确位置的一个实施方案涉及延伸通过引线10的管状体的远侧开口的导丝。用于将引线10操纵到正确位置的另一个实施方案涉及延伸到引线10的管状体的封闭远侧端部的管心针。除了操纵引线之外，管心针为引线10提供增加的刚度，以便在引线10中旋入心脏组织。
弯曲或成形的引线10在处于引导导管的管状体内时在紧凑配置之间可移动，并且在引线10的弯曲的远侧部分离开引导导管的管状体之后膨胀成膨胀配置。在一个或多个实施方案中，引线10可以使用侧螺旋附接到心脏组织，如Sommer等人的美国专利号US8755909B2中所示和所描述的。另选地，可以在引线10的远侧端部处使用螺旋尖端。
通过任何常规技术将引线10引入到血管系统(步骤202，图5)。然而，期望的是，如图9所示，医生在观察心脏的顶视图时插入引线10，使得电极104a-d的活性部分面向引导导管的向下方向。然后，例如通过借助于引导导管使引线体150前进，将引线10移动到脉管系统(例如冠状静脉系统等)中，到达所期望的位置。冠状静脉系统包括冠状窦静脉、心大静脉、心中静脉、左后心室静脉和/或任何其它适用的心脏静脉。引线10穿过冠状窦并进入从其延伸的心脏静脉，同时基本上保持引线体150的形状。
然后，使引线10进一步前进到在三尖瓣192、二尖瓣194、主动脉瓣196和肺动脉瓣198周围的冠状静脉系统(图10的步骤204，和图8-图9)，并且大体上按照心脏的自然弯曲形状在冠状静脉的向下路径中行进。这可以通过将引线10穿过引导导管，或者通过使引线10在导丝上前进或者借助于插入到引线10中的管心针来实现。还可以使用混合导丝/管心针将引线100放置在心肌组织附近或邻近心肌组织。可以采用用于将引线10放置在冠状静脉系统中和内部的任何常规机构。
当在冠状静脉系统中时，引线10不可轻易翻转或旋转。即使引线10被翻转、扭转或旋转，同时移动通过引导导管，以使得电极的绝缘部分面向心肌，弯曲的远侧端部120与弯曲形状的心脏结合的机械结构(例如，远侧端部120中的一条或多条曲线的角度)和/或刚度也能导致旋转力旋转回到其中引线10的电活性部分面向并拥抱心肌组织的配置，如图3所示。
引线10位于如由医师确定的适当位置(图10的步骤206)。此后，引线体150可以穿过引导导管移动(即前进和/或缩回)，直到电极104a-d位于所期望的位置(图10的步骤206)。对电极位置的定位的确定可以通过任何常规方法来实现，如起搏阈值测试和/或R波幅度的测量。引导导管分析器电缆接口32可用于执行该功能。另选地或附加地，也可以基于如与各种电极位置处的心脏组织的刺激相关联的心脏的血液动力学特性的确定来确定适当的电极位置。
引线10的形状和/或每个电极的外周上的聚合物(例如，壳体160等)的重量导致引线10离开引导导管，使得沿相同的纵向平面设置的电极的电活性部分暴露于预期优选的可兴奋组织(例如心肌组织)。相比之下，电极的绝缘外周面朝向心包表面的神经组织(例如膈神经)。
一旦电极104被放置在所期望的位置(图10的步骤208)，就可以移除不意图长期植入的任何设备，例如引导导管、管心针、导丝等。植入后电极的重新定位也是可以的。
通过使用具有一组电极104a-d的引线10，其中该组电极被配置为以使得该组电极104a-d的电活性部分找到到达心肌组织的路线的方式移动通过冠状窦，从而朝向心肌的起搏变得更有效率。增加的起搏效率允许每个电极减小或具有更小的表面积电极以实现较高的阻抗。例如，大的表面积电流电极可以为5.8mm2的表面电极，而本公开采用2.3mm2至2.9mm2，其略小于或等于常规电极的表面积的一半。电极的较小表面积提高阻抗，其减少耗用电流量。认为位于引线10上的引向104a-d朝向心肌的较小电极表面积有助于实现良好的阈值(即捕获心脏所需的电压)和较高的阻抗。
图11-图12描绘了显示出可用于使用S形引线10向患者214递送起搏治疗的示例性治疗系统210的概念图。治疗系统210可包括可植入医疗器件210(IMD)，其可以联接到引线10、218、222。IMD 210可以是例如可植入起搏器、心律转变器和/或去纤颤器，其经由联接到一个或多个引线10、218、222的电极向患者214的心脏215提供电信号。
引线10、218、222延伸到患者214的心脏215中以感测心脏215的电活动和/或向心脏215递送电刺激。在图11所示的示例中，右心室(RV)引线218延伸通过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房226并进入右心室228中。左心室(LV)冠状窦引线10延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房226并进入冠状窦中到与心脏215的左心室232的游离壁相邻的区域。右心房(RA)引线222延伸通过一个或多个静脉和腔静脉，并进入心脏215的右心房。
在此之中，IMD 210可以经由联接到引线10、218、222中的至少一个电极来感测伴随着心脏215的去极化和复极化的电信号。IMD 210可以被配置为使用本文所述的示例性方法和工艺来确定或识别位于引线10、218、222上的有效电极。在一些示例中，IMD 210基于在心脏215内感测的电信号，向心脏215提供起搏治疗(例如起搏脉冲)。IMD 210可以是可操作的，以调整与起搏治疗相关联的一个或多个参数，如举例来说AV延迟和其它各种定时、脉冲宽度、幅度、电压、脉冲串长度等。此外，IMD 210可以是可操作的，以使用各种电极配置来递送起搏治疗，其可以是单极的、双极的、四极的或进一步多极的。例如，多极引线可以包括可用于递送起搏治疗的若干电极。因此，多极引线系统可以提供或给予多个电子载体以从中起搏。起搏载体可以包括：至少一个阴极，其可以是位于至少一个引线上的至少一个电极；以及至少一个阳极，其可以是位于至少一个引线(例如，相同的引线，或不同的引线)上和/或在IMD的外罩或外壳上的至少一个电极。虽然作为起搏治疗的结果的心脏功能的改善可以主要取决于阴极，但是像阻抗、起搏阈值电压、耗用电流、寿命等的电参数可以更依赖于包括阴极和阳极起搏载体。IMD 210还可以经由位于引线10、218、222中的至少一个上的电极提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。此外，IMD 210可以检测心脏215的心律失常，比如心室228、232的纤维性颤动，并以电脉冲的形式将除颤治疗递送到心脏215。在一些示例中，IMD 210可以被编程为递送治疗进展，例如具有增加能量水平的脉冲，直到心脏215的纤维性颤动停止。
图13是IMD 216的一个示例性配置的功能性方框图。如图所示，IMD216可以包括控制模块81、治疗递送模块84(例如，其可以包括刺激发生器)、感测模块86和电源90。
控制模块81可以包括处理器80、存储器82和遥测模块88。存储器82可以包括计算机可读指令，其在例如由处理器80执行时，使IMD 216和/或控制模块81执行本文所述的归因于IMD 216和/或控制模块81的各种功能。此外，存储器82可以包括任何易失性、非易失性、磁性、光学和/或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存和/或任何其它数字介质。示例性捕获管理模块可以是描述于标题为“LVTHRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT(LV阈值测量和捕获管理)”并于2010年3月23日授权的美国专利号7,684,863中的左心室捕获管理(LVCM)模块，其全部内容通过引用并入本文。
控制模块81的处理器80可以包括微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)和/或等效的离散或集成逻辑电路中的任一个或多个。在一些示例中，处理器80可以包括多个部件，如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC和/或一个或多个FPGA，以及其它离散的或集成逻辑电路的任何组合。归因于本文的处理器80的功能可以实施为软件、固件、硬件或其任何组合。
控制模块81可以用于根据可以存储在存储器82中的选定的一个或多个程序，使用本文所述的示例性方法和/或工艺来确定电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的有效性。此外，控制模块81可以根据可以存储在存储器82中的选定的一个或多个治疗程序来控制治疗递送模块84，以将治疗(例如，电刺激治疗，诸如起搏)递送到心脏12。更具体地，控制模块81(例如，处理器80)可以控制由治疗递送模块84递送的电刺激的各种参数，比如举例来说可以由一个或多个选定的治疗程序(例如，AV延迟调整程序、起搏治疗程序、起搏恢复程序、捕获管理程序等)指定的AV延迟、具有幅度、脉冲宽度、频率或电极极性的起搏脉冲等。如图所示，治疗递送模块84电联接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66，例如经由相应引线218、10、222的导体，或者在壳体电极58的情况下，经由设置在IMD 216的壳体60内的电导体。治疗递送模块84可以被配置为使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个来产生和递送电刺激治疗，诸如起搏治疗。
例如，治疗递送模块84可以经由分别联接到引线218、10和222的环形电极40、44、45、46、47、48和/或引线218和222的螺旋尖端电极42和50来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。此外，例如治疗递送模块84可以经由电极58、62、64、66中的至少两个将除颤电击递送到心脏15。在一些示例中，治疗递送模块84可以被配置为以电脉冲的形式递送起搏、心脏复律或除颤刺激。在其它示例中，治疗递送模块84可以被配置为以其它信号(例如正弦波、方波和/或其它基本上连续的时间信号)的形式递送这些类型的刺激中的一个或多个。
IMD 216可以进一步包括开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可以使用开关模块85例如经由数据/地址总线来选择哪个可用电极用于递送治疗诸如用于起搏治疗的起搏脉冲或者哪个可用电极用于感测。开关模块85可以包括适于选择性地将感测模块86和/或治疗递送模块84联接到一个或多个选定的电极的开关阵列、开关矩阵、多路复用器或任何其它类型的开关器件。更具体地，治疗递送模块84可以包括多个起搏输出电路。多个起搏输出电路中的每个起搏输出电路可以例如使用开关模块85选择性地联接到电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个(例如，用于将治疗递送到起搏载体的一对电极)。换句话说，每个电极可以使用开关模块85选择性地联接到治疗递送模块的起搏输出电路中的一个。
感测模块86联接(例如，电联接)到感测仪器，该感测仪器可以在附加的感测仪器中包括电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66，以监测心脏12的电活动，例如心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号等。ECG/EGM信号可用于测量或监测激活时间(例如，心室激活次数等)、心率(HR)、心率变异性(HRV)、心率漂移(HRT)、减速/加速能力、减速序列发生率(deceleration sequence incidence)、T波交替(TWA)、P波到P波的间隔(也称为P-P间隔或A-A间隔)、R波到R波的间隔(也称为R-R间隔或V-V间隔)、P波到QRS复合的间隔(也称为P-R间隔、A-V间隔或P-Q间隔)、QRS复合形态，ST段(即连接QRS复合波和T波的段)、T波改变、QT间隔、电子载体等。
开关模块85还可以与感测模块86一起使用，以选择哪个可用电极被使用或启用，以例如感测患者的心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何组合的患者的心脏的一个或多个电子载体)。类似地，开关模块85也可以与感测模块86一起使用，以选择哪个可用电极不被用于(例如，禁用)例如感测患者的心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何组合的患者的心脏的一个或多个电子载体)等。在一些示例中，控制模块81可以选择如下电极，其经由感测模块86内的开关模块用作感测电极，例如通过经由数据/地址总线提供信号。
在一些示例中，感测模块86包括通道，其包括具有比R波或P波放大器相对较宽的通带的放大器。来自选定的感测电极的信号可以被提供给多路复用器，并且此后通过模数转换器转换成多位数字信号，用于存储在存储器82中，例如作为电描记图(EGM)。在一些示例中，此类EGM在存储器82中的存储可以在直接存储器存取电路的控制之下。
在一些示例中，控制模块81可以作为中断驱动器件操作，并且可以响应来自起搏器定时和控制模块的中断，其中，该中断可对应于感测的P波和R波的出现以及心脏起搏脉冲的产生。可以由处理器80执行任何必要的数学计算，并且可以在此类中断之后发生由起搏器定时和控制模块控制的值或间隔的任何更新。存储器82的一部分可以被配置为能够保持测量间隔的一个或多个系列的多个循环缓冲器，其可以通过例如处理器80响应于起搏或感测中断的发生来分析以确定患者的心脏12是否正在表现出房性或室性快速性心律失常。
控制模块81的遥测模块88可以包括任何合适的硬件、固件、软件或其任何组合，从而用于与诸如编程器的另一器件进行通信。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可以在天线(其可以是内部的和/或外部的)的帮助下，从编程器接收下行链路遥测并向编程器发射上行链路遥测。处理器80可以例如经由地址/数据总线提供待上行链路到编程器的数据和用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可以经由多路复用器将接收的数据提供给处理器80。
IMD 216的各个部件进一步联接到电源90，电源90可以包括可再充电电池或不可再充电电池。可选择不可再充电电池以持续若干年，而可再充电电池可以从外部器件感应充电，例如每天或每周。
图14是用于IMD 216的功能方框图的另一个实施方案。图14描绘了双极RA引线222、双极RV引线218和双极LV CS引线10，而没有LA CS起搏/感测电极，并且与起搏技术中已知的具有双心室DDD/R型的可编程模式和参数的可植入脉冲发生器(IPG)电路31相联接。继而，传感器信号处理电路91间接地耦合到定时电路83，并经由数据和控制总线耦合到微计算机电路33。IPG电路31以功能性方框图示出，该功能性方框图大体上分为微计算机电路33和起搏电路21。起搏电路21包括数字控制器/定时器电路83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发器41、活动传感器电路35以及下面描述的许多其它电路和部件。
晶体振荡器电路89为起搏电路21提供基本定时时钟，而电池29提供电力。上电复位电路87响应于电路到电池的初始连接以限定初始操作条件，并且类似地，响应于低电池状况的检测而使器件的操作状态复位。参考模式电路37为起搏电路21内的模拟电路产生稳定的电压参考和电流，而模数转换器ADC和多路复用器电路39对模拟信号和电压数字化，从而，如果来自感测放大器55的心脏信号用于经由RF发送器和接收器电路41的上行链路传输，那么提供实时遥测。电压参考和偏置电路37，ADC和多路复用器39，上电复位电路87和晶体振荡器电路89可对应于目前用于当前市售的可植入心脏起搏器中的那些中的任一种。
如果IPG被编程为速率响应模式，那么由一个或多个生理传感器输出的信号被用作速率控制参数(RCP)以导出生理逃逸间隔。例如，逃逸间隔与在所描绘的示例性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS)电路35中产生的患者的活动水平成比例地调整。患者活动传感器27联接到IPG壳体，并且可以采取压电晶体换能器的形式，其为本领域所公知的，并且其输出信号被处理并用作RCP。传感器27响应于由活动电路35处理并提供给数字控制器/定时器电路83的感测的身体活动而产生电信号。活动电路35和相关联的传感器27可对应于描述于标题为“METHOD ANDAPPARATUS FOR IMPLMENTING ACTIVITY SENSING IN APULSEGENERATOR(用于在脉冲发生器中实现活动感测的方法和仪器)”并且1991年10月1日授权的美国专利号5,052,388和标题为“RATE ADAPTIVEPACER(速率自适应调博器)”并且1984年1月31日授权的美国专利号4,428,378中公开的电路，这两者中的每个的全部内容通过引用并入本文。类似地，本文所述的示例性系统、仪器和方法可以结合诸如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器的替代类型的传感器来实践，这些传感器公知的用于提供速率响应起搏能力。替代地，QT时间可以用作速率指示参数，在这种情况下不需要额外的传感器。类似地，本文所述的示例性实施方案也可以在非速率响应起搏器中实践。
通向和来自外部编程器的数据传输通过遥测天线57和相关联的RF收发器41来实现，该RF收发器41既用于解调接收的下行链路遥测又发送上行链路遥测。上行链路遥测能力通常将包括发送存储的数字信息的能力，数字信息为例如，操作模式和参数、EGM直方图和其它事件，以及心房和/或心室电活动的实时EGM以及指示在心房和心室中发生感测和起搏去极化的标记通道脉冲，如起搏技术中公知的。
微计算机33包含微处理器80和相关联的系统时钟以及处理器上的相应RAM芯片82A和ROM芯片82B。此外，微计算机电路33包括单独的RAM/ROM芯片82C以提供附加的存储容量。微处理器80通常以降低的功耗模式操作并且被中断驱动。微处理器80响应于所定义的中断事件被唤醒，中断事件可以包括由数字定时器/控制器电路83中的定时器产生的A-TRIG、RV-TRIG、LV-TRIG信号和由感测放大器电路55产生的A-EVENT、RV-EVENT和LV-EVENT信号。由数字控制器/定时器电路83超时的间隔和延迟的特定值由微计算机电路33通过数据和控制总线由编程参数值和操作模式控制。此外，如果编程为作为速率响应起搏器来操作，那么可以提供定时中断，例如每个周期或每两秒，以便允许微处理器分析活动传感器数据并更新基本的A-A、V-A或V-V逃逸间隔(如果适用)。此外，微处理器80还可以用于定义可变的、可操作的AV延迟间隔和递送到每个心室的能量。
在一个实施方案中，微处理器80是适于以常规方式获取和实行存储在RAM/ROM单元82中的指令的定制微处理器。然而，预期其它实现方式可以适合于实践本发明。例如，现成的市售微处理器或微控制器，或者定制的专用应用的、硬连线逻辑或状态机型电路可以执行微处理器80的功能。
数字控制器/定时器电路83在微计算机33的一般控制下操作，以控制起搏电路320内的定时和其它功能，并且包括一组定时和相关联的逻辑电路，其中描绘了与本发明有关的某些定时和相关联的逻辑电路。所描绘的定时电路包括URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于定时流逝的V-EVENT到V-EVENT间隔或V-EVENT到A-EVENT间隔的固有间隔定时器83C或V-V传导间隔、用于定时A-A、V-A和/或V-V起搏逃逸间隔的逃逸间隔定时器83D、用于对来自前一个A-EVENT或A-TRIG的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行定时的AV延迟间隔定时器83E、用于定时后心室时间段的后心室定时器83F，以及日期/时间时钟83G。
AV延迟间隔定时器83E以适当的延迟间隔为一个心室腔(例如，使用已知方法确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)来加载，以从前一个A-PACE或或A-EVENT开始超时。间隔定时器83E触发起搏刺激递送，并且可以基于一个或多个以前的心脏周期(或从用于给定患者的经验导出的数据集)。
后事件定时器83F对在RV-EVENT或LV-EVENT或者RV-TRIG或LV-TRIG之后的后心室时间段以及在A-EVENT或A-TRIG之后的后心房时间段进行超时。后事件时间段的持续时间也可以被选择为存储在微计算机33中的可编程参数。后心室时间段包括PVARP、后心房心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、后心室心房消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，尽管至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路，其它时期也可被适当地定义。后心房时间段包括：心房不应期(ARP)，在此期间为了复位任何AV延迟的目的而忽略A-EVENT；以及心房消隐期(ABP)，在此期间禁用心房感测。应该指出的是，可以与A-EVENT或者A-TRIG的开始或结束基本上同时地，或者在后一种情况下，在可遵循A-TRIG的A-PACE结束后，着手后心房时间段和AV延迟。类似地，可以与V-EVENT或V-TRIG的开始或结束基本上同时地，或者在后一种情况下，在可遵循V-TRIG的V-PACE结束时，着手后心室时间段和V-A逃逸间隔的开始。微处理器80还任选地计算随着响应于一个或多个RCP和/或用固有心房速率建立的基于传感器的逃逸间隔而变化的AV延迟、后心室时间段和后心房时间段。
输出放大器电路51包含RA起搏脉冲发生器(以及LA起搏脉冲发生器，如果提供有LA起搏的话)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器，或对应于目前在商业上销售的提供心房和心室起搏的心脏起搏器的那些中的任一种。为了触发RV-PACE或LV-PACE脉冲的产生，数字控制器/定时器电路83在A-RVp延迟超时(在RV预激的情况下)时产生RV-TRIG信号，或在由AV延迟间隔定时器83E(或V-V延迟定时器83B)提供的A-LVp延迟超时(在LV预激的情况下)时产生LV-TRIG。类似地，在由逃逸间隔定时器83D定时的VA逃逸间隔结束时，数字控制器/定时器电路83产生触发RA-PACE脉冲的输出的RA-TRIG信号(或产生触发LA-PACE脉冲的输出的LA-TRIG信号，如果提供有的话)。
输出放大器电路51包括开关电路，其用于将引线导体中选定的起搏电极对和IND_CAN电极20联接到RA起搏脉冲发生器(以及LA起搏脉冲发生器，如果设置有的话)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器。起搏/感测电极对选择和控制电路53选择引线导体和相关联的起搏电极对，以与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器相联接，用于实现RA、LA、RV和LV起搏。
感测放大器电路55包含对应于目前在现代心脏起搏器中用于心房和心室起搏和感测的那些感测放大器中的任一种。可以使用高阻抗P波和R波感测放大器来放大通过心脏去极化波前而跨感测电极对所产生的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并依靠通带滤波器、时域滤波和振幅阈值比较来区分P波或R波与背景电噪声。数字控制器/定时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
感测放大器通常在将起搏脉冲递送到起搏系统的任何起搏电极之前、期间和之后的消隐期间与感测电极脱开联接，以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，其用于在ABP、PVABP和VBP期间将选定的引线导体对与IND-CAN电极20与RA感测放大器(和LA感测放大器，如果设置有的话)、RV感测放大器和LV感测放大器的输入脱开联接。感测放大器电路55还包括开关电路，其用于将选定的感测电极引线导体和IND-CAN电极20联接到RA感测放大器(和LA感测放大器，如果设置有的话)、RV感测放大器和LV感测放大器。再次，感测电极选择和控制电路53选择待与输出放大器电路51和感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器相联接的导体和相关联的感测电极对，用于沿所期望的单极和双极感测载体实现对RA、LA、RV和LV感测。
由RA感测放大器所感测的RA-SENSE信号中的右心房去极化或P波导致连通到数字控制器/定时器电路83的RA-EVENT信号。类似地，由LA感测放大器(如果设置有的话)所感测的LA-SENSE信号中的左心房去极化或P波导致连通到数字控制器/定时器电路83的LA-EVENT信号。由心室感测放大器来感测RV-SENSE信号中的心室去极化或R波，导致连通到数字控制器/定时器电路83的RV-EVENT信号。类似地，由心室感测放大器来感测LV-SENSE信号中的心室去极化或R波，导致连通到数字控制器/定时器电路83的LV-EVENT信号。RV-EVENT、LV-EVENT和RA-EVENT、LA-SENSE信号可以是难治的或非难治的，并且可无意中被电噪声信号或异常传导的去极化波而不是真正的R波或P波触发。
本公开中描述的技术、包括归因于IMD216、计算仪器140和/或各种组成部件的技术可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实现。例如，该技术的各个方面可以在一个或多个处理器内实现，该一个或多个处理器包括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，以及在编程器(诸如医师或患者编程器、刺激器、图像处理器件或其它器件)中实施的此类部件的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”通常可以指单独的或与其它逻辑电路组合的任何前述逻辑电路，或任何其它等效电路。
许多替代引线可以采用本文所公开的教导。例如，替代的医疗电引线可以包括主动或被动固定机构(例如螺旋、尖齿、粘合剂等)。例如，图15描绘了基本上J形引线400。J形引线400可以包括沿第一纵向平面屏蔽的一组电极104a-d，并且电极的电活性部分沿与第一纵向平面直径相对的第二纵向平面。
另外，虽然图2A-图3将电极104a-d示出为通过冠状窦前进，但应当理解，心脏静脉系统中的其它位置也可以使用该引线来到达。或者，电极放置可以优化用于心房刺激和/或感测。或者，引线可用于体内其它血管或非血管位置，其中合适的固定位置和期望的电极位置之间的距离可以是可变的。
本文所公开的实施方案存在许多替代方案。虽然非导电部分110可以是与电极接合的机械结构，但非导电部分110也可以是放置在电极上的聚合物。例如，一个或多个不同的实施方案可以涉及屏蔽环形电极。每个环形电极104a-d也可以被配置为沿每个电极104a-d的外周纵向排列。
可以使用任何技术将聚合物施加到电极104a-d的外周。例如，在制造引线10之后，可以沿相同的纵向平面将聚合物直接施加到该组电极104a-d，而电极104a-d的剩余部分不被聚合物覆盖，并且可以将电流传导到组织。或者，每个电极104a-d可以被单独屏蔽，并且然后以使得每个电极104a-d的每个电活性部分沿与电极的另一个电活性部分相同的纵向平面排列的方式组装，而电极104a-d的屏蔽部分沿不同的纵向平面排列。聚合物的施加可以通过机器操作自动执行，或者由操作员使用任何可用的技术诸如将聚合物刷涂到电极的表面上来执行。
一个或多个实施方案涉及约为0.042英寸的尺寸D3。参照图7B，尺寸L7可以为约070英寸。在一个或多个实施方案中，L7可以为0.090英寸。参照图7D，尺寸176被表示为等于0.110英寸但也可为0.130英寸的L3+L4+L5的总和。
在另一个替代实施方案中，通过使用将熔融金属放置到基本上为环形模具(未示出)的模具或形成以产生本文所公开的电极的模具中，在电极的外表面上形成一个或多个槽。
从1到24连续列举的以下实施方案提供了本公开的各个方面。在第一实施方案(1)的一个实施方案中，本公开提供：
1.一种用于递送静脉内引线的医疗仪器，包括：
引导导管，其用于在引线的植入期间将引线的远侧端部递送通过血管，引导导管包括具有用于接收引线的远侧部分和近侧部分的管状体；
引线递送器件，其被配置为设置到从近侧端部延伸到远侧端部的引线的内腔中；以及
静脉内引线包括：
细长的引线体，其包括在近侧端部与成形的远侧端部之间的长度，引线体限定在近侧端部与成形的远侧端部之间延伸的纵向轴线，引线体具有外周并且设置有周向间隔开的一组电极，每个电极具有在外周处的电活性部分和绝缘部分，引线体进一步被配置为移动通过导管的管状体，同时在引线设置在管状体内时具有基本上保持引线体的成形的非线性远侧端部的第一形状，并且成形的远侧端部在离开引导导管的管状体时膨胀成第二形状或原始形状，使得电极的电活性部分邻接心肌组织，而每个电极的绝缘部分面向患者的膈神经。
1A.根据实施方案1所述的引线，其中引线的远侧端部基本上保持其成形的非线性远侧端部大约在引线的原始成形的远侧端部的10％以内。
2.根据实施方案1所述的引线，其中在每个电极的外周处的电活性部分沿纵向轴线的相同的平面对齐，并且在每个电极的外周处的绝缘部分沿纵向轴线的不同平面对齐。
3.根据实施方案1-实施方案2中任一项所述的引线，其中成形的远侧端部是单曲线端部。
4.根据实施方案3所述的引线，其中成形的远侧端部远离引线的远侧尖端延伸约3英寸。
5.根据实施方案1-实施方案4中任一项所述的引线，其中电极的电活性部分小于电极的一半。
6.根据实施方案5所述的引线，其中电极远离引线体的外周而突出。
7.根据实施方案5所述的引线，其中电极的电活性部分是电极的一半。
8.根据实施方案1-实施方案7中任一项所述的引线，其中引线远侧端部基本上为S形的。
9.根据实施方案1-实施方案8中任一项所述的引线，其中引线远侧端部为波形的。
10.根据实施方案5所述的引线，其中每个电极的每个屏蔽部分重量大于电极的未屏蔽部分。
11.根据实施方案1-实施方案10中任一项所述的引线，其中引线体被成形为包裹或拥抱弯曲形的心脏。
12.根据实施方案1-实施方案11中任一项所述的引线，其中每个电极包括远离外周而突出到引线体的凸形部分。
13.根据实施方案1-实施方案12中任一项所述的引线，其中凸形部分在电极的底部部分上。
14.根据实施方案1-实施方案13中任一项所述的引线，其中每个电极被配置为与常规电极的表面积相比减少约50％或更多的表面积。
15.根据实施方案1-实施方案14中任一项所述的引线，其中每个电极被配置为，与由常规电极所采用的360°相比，在约180°或更小的范围内递送电刺激。
16.根据实施方案1-实施方案15中任一项所述的引线，其中每个电极被配置为径向延伸超过引线体的外圆周。
17.根据实施方案1-实施方案16中任一项所述的引线，其中绝缘部分在约120度至约360度的范围内部分地围绕每个电极。
18.根据实施方案1-实施方案17中任一项所述的引线，其中每个电极的活性部分允许电刺激在约100度至约140度的范围内延伸。
19.根据实施方案1-实施方案19中任一项所述的引线，其中每个电极的活性部分允许电刺激在电极周围延伸至多达最大220度。
20.根据实施方案1-实施方案20中任一项所述的引线，其中每个电极的活性部分允许电刺激在电极周围延伸至多达最大140度。
21.一种将静脉内医疗电引线植入患者身体中的方法，包括：
使具有限定纵向轴线的细长的引线体并且承载径向间隔开的一组环形电极的引线在患者身体内前进，该组环形电极具有在沿纵向轴线的相同的平面的外周处的电活性部分，而该组环形电极的另一部分在沿纵向轴线的不同平面的外周处绝缘；以及
使引线体移动通过冠状静脉，同时引线体基本上保持其成形的远侧端部，成形的远侧端部离开递送导管，使得该组环形电极沿相同的纵向平面将每个环形电极的一部分暴露于可兴奋组织，而覆盖有绝缘的每个电极的另一部分面向神经组织体。
22.根据实施方案21所述的方法，其中定位电极包括相对于递送导管纵向移动引线体。
23.根据实施方案21所述的方法，其中前进步骤包括前进通过患者的血管系统。
24.根据实施方案21所述的方法，其中电极的期望位置是患者的冠状静脉系统。
25.根据实施方案21-实施方案24中任一项所述的方法，其中在每个电极的外周处的电活性部分沿纵向轴线的相同的平面对齐，并且在每个电极的外周处的绝缘部分沿纵向轴线的不同平面对齐。
26.根据实施方案21-实施方案25中任一项所述的方法，其中成形的远侧端部是一个单曲线端部。
27.根据实施方案22-实施方案26中任一项所述的方法，其中每个环形电极的表面积的一半或更多在每个环形电极的外周处绝缘。
28.根据实施方案22所述的方法，其中引线远侧端部基本上为S形的。
29.根据实施方案22所述的方法，其中引线远侧端部为波形的。
30.根据实施方案21-实施方案29中任一项所述的方法，其中每个电极的每个绝缘部分重量大于电极的裸露部分。
31.根据实施方案21-实施方案30中任一项所述的方法，其中绝缘部分在约120度至约360度的范围内部分地围绕每个电极。
32.根据实施方案21-实施方案30中任一项所述的方法，其中每个电极的活性部分允许电刺激在约100度至约140度的范围内延伸。
33.根据实施方案21-实施方案30中任一项所述的方法，其中每个电极的活性部分允许电刺激在电极周围延伸至多达最大220度。
34.根据实施方案21-实施方案30中任一项所述的方法，其中每个电极的活性部分允许电刺激在电极周围延伸至多达最大140度。
35.一种在患者身体中通过静脉内医疗电引线递送治疗的系统，包括：
用于使具有限定纵向轴线的细长的引线体并且承载径向间隔开的一组环形电极的引线在患者身体内前进的装置，该组环形电极具有在沿纵向轴线的相同的平面的外周处的电活性部分，而该组环形电极的另一部分在沿纵向轴线的不同平面的外周处绝缘；以及
用于使引线体移动通过冠状静脉的装置，同时引线体基本上保持其成形的远侧端部，成形的远侧端部离开递送导管，使得该组环形电极沿相同的纵向平面将每个环形电极的一部分暴露于可兴奋组织，而覆盖有绝缘的每个电极的另一部分面向神经组织体。
在前面的详细描述中，已经参考具体实施方案描述了本发明。然而，可以理解，在不脱离如所附权利要求中阐述的本发明的范围的情况下，可以进行各种修改和改变。

Claims (14)

1.一种用于递送静脉内引线的医疗仪器，包括：
引导导管，所述引导导管用于在所述引线的植入期间将所述引线的远侧端部递送通过血管，所述引导导管包括具有用于接收所述引线的远侧部分和近侧部分的管状体；
引线递送器件，所述引线递送器件被配置为设置到从近侧端部延伸到远侧端部的所述引线的内腔中；以及
所述静脉内引线包括：
细长的引线体，所述细长的引线体包括在近侧端部与弯曲的远侧端部之间的长度，所述引线体限定在所述近侧端部与所述弯曲的远侧端部之间延伸的纵向轴线，所述引线体具有外周并且设置有周向间隔开的一组电极，每个电极具有在外周处的电活性部分和绝缘部分，所述引线体进一步被配置为移动通过所述导管的管状体，同时在所述引线设置在所述管状体内时具有基本上保持所述引线体的所述弯曲的远侧端部的第一形状，并且所述弯曲的远侧端部在离开所述引导导管的所述管状体时膨胀成第二形状或原始形状，使得所述电极的电活性部分邻接心肌组织，而每个电极的所述绝缘部分面向患者的膈神经。
2.根据权利要求1所述的医疗仪器，其特征在于，在每个电极的所述外周处的所述电活性部分沿所述纵向轴线的相同的平面对齐，并且在每个电极的所述外周处的所述绝缘部分沿所述纵向轴线的不同平面对齐。
3.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，所述引线远侧端部呈波形。
4.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，处于膨胀配置的所述引线的所述第二形状或原始形状的远侧端部包括第一曲线、第二曲线和第三曲线，所述第一曲线、所述第二曲线和所述第三曲线分别包括106°、102°和77°的角度，
其中所述第一曲线、所述第二曲线和所述第三曲线分别延伸包括0.591英寸、0.656英寸和0.715英寸的第一长度、第二长度和第三长度。
5.根据权利要求2所述的医疗仪器，其特征在于，所述弯曲的远侧端部远离所述引线的远侧尖端延伸3英寸。
6.根据权利要求1所述的医疗仪器，其特征在于，所述电极的电活性部分小于电极的一半。
7.根据权利要求5-权利要求6中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，所述电极远离引线体的外周而突出。
8.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，每个电极包括远离外周而突出到所述引线体的凸形部分。
9.根据权利要求8所述的医疗仪器，其特征在于，所述凸形部分在所述电极的底部部分上延伸。
10.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，每个电极被配置为，与由常规电极所采用的360°相比，在180°或更小的范围内递送电刺激。
11.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，所述绝缘部分在120度至360度的范围内部分地围绕每个电极。
12.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，每个电极的所述电活性部分允许电刺激在100度至140度的范围内延伸。
13.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，每个电极的所述电活性部分允许电刺激在电极周围延伸至多达最大220度。
14.根据权利要求1-权利要求2中任一项所述的医疗仪器，其特征在于，每个电极的所述电活性部分允许电刺激在电极周围延伸至多达最大140度。
CN201580057397.0A 2014-10-24 2015-10-23 冠状窦医疗电引线 Active CN107073255B (zh)

Applications Claiming Priority (9)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/523,240 2014-10-24
US14/523,137 US9901732B2 (en) 2014-10-24 2014-10-24 Medical electrical lead
US14/523,257 US20160114155A1 (en) 2014-10-24 2014-10-24 Coronary sinus medical electrical lead
US14/523,058 2014-10-24
US14/523,257 2014-10-24
US14/523,137 2014-10-24
US14/523,240 US10532206B2 (en) 2014-10-24 2014-10-24 Coronary sinus medical electrical lead
US14/523,058 US10016591B2 (en) 2014-10-24 2014-10-24 Medical electrical lead
PCT/US2015/057251 WO2016065345A1 (en) 2014-10-24 2015-10-23 Coronary sinus medical electrical lead

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107073255A CN107073255A (zh) 2017-08-18
CN107073255B true CN107073255B (zh) 2020-10-02

Family

ID=54365463

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201580057397.0A Active CN107073255B (zh) 2014-10-24 2015-10-23 冠状窦医疗电引线
CN201580057488.4A Active CN107073271B (zh) 2014-10-24 2015-10-23 医疗电引线

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201580057488.4A Active CN107073271B (zh) 2014-10-24 2015-10-23 医疗电引线

Country Status (3)

Country Link
EP (2) EP3209368B1 (zh)
CN (2) CN107073255B (zh)
WO (4) WO2016065263A1 (zh)

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20180214686A1 (en) * 2017-01-31 2018-08-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device
US20190117970A1 (en) * 2017-10-23 2019-04-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Electric field shaping leads for treatment of cancer
US11338135B2 (en) 2017-10-23 2022-05-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical devices for cancer therapy with electric field shaping elements
US11123570B2 (en) * 2017-12-22 2021-09-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device for vascular deployment
US11291833B2 (en) * 2018-05-09 2022-04-05 Medtronic, Inc. Bonding strip for fixing an electrode coil to a lead body
US11266828B2 (en) * 2018-12-06 2022-03-08 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with moveable conductors
EP3958959B1 (en) 2019-04-22 2024-04-24 Boston Scientific Scimed Inc. Devices for administering electrical stimulation to treat cancer
CN113727753A (zh) 2019-04-22 2021-11-30 波士顿科学国际有限公司 用于癌症治疗的电刺激装置
EP3958960A1 (en) 2019-04-23 2022-03-02 Boston Scientific Scimed Inc. Electrical stimulation with thermal treatment or thermal monitoring
JP2022529374A (ja) 2019-04-23 2022-06-21 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド がん治療のための電気刺激用電極
US11607542B2 (en) 2019-04-23 2023-03-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrical stimulation for cancer treatment with internal and external electrodes
WO2021173509A1 (en) 2020-02-24 2021-09-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems and methods for treatment of pancreatic cancer
US20210369340A1 (en) * 2020-05-27 2021-12-02 Medtronic, Inc. Safety default return path for electric field therapy
CN113713259B (zh) * 2021-11-02 2022-03-18 上海神奕医疗科技有限公司 植入电极及植入电刺激系统

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2009025816A1 (en) * 2007-08-20 2009-02-26 Medtronic, Inc. Electrode configurations for directional leads
US8295943B2 (en) * 2007-08-20 2012-10-23 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with biased electrode
CN103908338A (zh) * 2012-12-31 2014-07-09 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 具有组合的位置和压力感测结构的导管

Family Cites Families (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4428378A (en) 1981-11-19 1984-01-31 Medtronic, Inc. Rate adaptive pacer
US5052388A (en) 1989-12-22 1991-10-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator
US5387233A (en) 1993-01-11 1995-02-07 Incontrol, Inc. Intravenous cardiac lead with improved fixation and method
US5843148A (en) * 1996-09-27 1998-12-01 Medtronic, Inc. High resolution brain stimulation lead and method of use
US6212434B1 (en) * 1998-07-22 2001-04-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Single pass lead system
US5925073A (en) 1998-02-23 1999-07-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Intravenous cardiac lead with wave shaped fixation segment
US6556862B2 (en) 1998-03-19 2003-04-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for treating supraventricular tachyarrhythmias
US7313444B2 (en) * 1998-11-20 2007-12-25 Pacesetter, Inc. Self-anchoring coronary sinus lead
US6321123B1 (en) 1999-03-08 2001-11-20 Medtronic Inc. J-shaped coronary sinus lead
US6129750A (en) 1999-03-23 2000-10-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Fixation mechanism for a coronary venous pacing lead
US6584362B1 (en) * 2000-08-30 2003-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Leads for pacing and/or sensing the heart from within the coronary veins
US6757970B1 (en) * 2000-11-07 2004-07-06 Advanced Bionics Corporation Method of making multi-contact electrode array
US7027852B2 (en) * 2002-05-21 2006-04-11 Pacesetter, Inc. Lead with distal tip surface electrodes connected in parallel
US7383091B1 (en) * 2003-06-05 2008-06-03 Pacesetter, Inc. Medical electrical lead providing far-field signal attenuation
US20090171381A1 (en) * 2007-12-28 2009-07-02 Schmitz Gregory P Devices, methods and systems for neural localization
US9026228B2 (en) * 2004-10-21 2015-05-05 Medtronic, Inc. Transverse tripole neurostimulation lead, system and method
US7684863B2 (en) 2004-12-20 2010-03-23 Medtronic, Inc. LV threshold measurement and capture management
US8036743B2 (en) 2005-03-31 2011-10-11 Proteus Biomedical, Inc. Automated optimization of multi-electrode pacing for cardiac resynchronization
US7532939B2 (en) 2005-07-21 2009-05-12 Medtronic, Inc. Active fixation medical lead
US7729782B2 (en) * 2005-11-15 2010-06-01 Medtronic, Inc. Delivery catheter
US7848802B2 (en) * 2006-02-24 2010-12-07 Medtronic, Inc. Programming interface with a concentric axial view of a stimulation lead with complex electrode array geometry
US7654843B2 (en) 2006-02-28 2010-02-02 Medtronic, Inc. Connector assembly with internal seals and manufacturing method
US7860580B2 (en) 2006-04-24 2010-12-28 Medtronic, Inc. Active fixation medical electrical lead
US20080114230A1 (en) * 2006-11-14 2008-05-15 Bruce Addis Electrode support
US7717754B2 (en) 2006-12-07 2010-05-18 Medtronic, Inc. Connector assembly with internal seals and manufacturing method
US7844345B2 (en) * 2007-02-08 2010-11-30 Neuropace, Inc. Drug eluting lead systems
WO2008115754A1 (en) * 2007-03-16 2008-09-25 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Paddle lead comprising opposing diagonal arrangements of electrodes
US8233979B1 (en) * 2007-03-21 2012-07-31 Pacesetter, Inc. Distributed anode cardiac pacing and sensing
US7894914B2 (en) * 2007-08-28 2011-02-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical device electrodes including nanostructures
US20090088827A1 (en) * 2007-10-02 2009-04-02 Cardiac Pacemakers, Inc Lead assembly providing sensing or stimulation of spaced-apart myocardial contact areas
US9833616B2 (en) * 2009-01-02 2017-12-05 Medtronic, Inc. System and method for cardiac lead
EP2419168B1 (en) * 2009-04-16 2019-02-20 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Deep brain stimulation current steering with split electrodes
US8887387B2 (en) * 2009-07-07 2014-11-18 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Methods of manufacture of leads with a radially segmented electrode array
US8463398B2 (en) * 2009-12-30 2013-06-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrode surface modification for imparting current density directionality in lead electrodes
JP5443618B2 (ja) * 2009-12-30 2014-03-19 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 医療用電気リード線のための端子コネクタアセンブリ
EP2550059B1 (en) * 2010-03-23 2016-01-06 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Helical radial spacing of contacts on a cylindrical lead
US20120203316A1 (en) * 2011-02-08 2012-08-09 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Leads with segmented electrodes for electrical stimulation of planar regions and methods of making and using
US20130184801A1 (en) * 2012-01-13 2013-07-18 Pacesetter, Inc. Lead shaped for stimulation at the base left ventricle
EP2866878B1 (en) * 2012-06-28 2017-03-08 Shanghai MicroPort Medical (Group) Co., Ltd. Active cardiac electrical lead

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2009025816A1 (en) * 2007-08-20 2009-02-26 Medtronic, Inc. Electrode configurations for directional leads
US8295943B2 (en) * 2007-08-20 2012-10-23 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with biased electrode
CN103908338A (zh) * 2012-12-31 2014-07-09 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 具有组合的位置和压力感测结构的导管

Also Published As

Publication number Publication date
WO2016065263A1 (en) 2016-04-28
WO2016065345A1 (en) 2016-04-28
EP3209368B1 (en) 2024-01-10
EP3209367A4 (en) 2018-08-01
EP3209368A1 (en) 2017-08-30
CN107073255A (zh) 2017-08-18
CN107073271B (zh) 2021-06-22
WO2016069415A1 (en) 2016-05-06
CN107073271A (zh) 2017-08-18
EP3209367A1 (en) 2017-08-30
WO2016065266A1 (en) 2016-04-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107073255B (zh) 冠状窦医疗电引线
US9700729B2 (en) Criteria for optimal electrical resynchronization during biventricular pacing
US8670824B2 (en) Single-pass left-sided DDD pacing lead
EP2928555B1 (en) Effective capture
EP3089783B1 (en) Anodal capture detection
EP3768374B1 (en) Monitoring of his bundle pacing capture during ventricular pacing therapy
US9901732B2 (en) Medical electrical lead
CN114980967A (zh) 房室结刺激
CN112770807A (zh) 心房至心室心脏疗法中的捕获
US10532206B2 (en) Coronary sinus medical electrical lead
US20220032062A1 (en) Cardiac conduction system pacing
US10016591B2 (en) Medical electrical lead
US20160114155A1 (en) Coronary sinus medical electrical lead
US11813449B2 (en) Septal perforating vein pacing

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant