CN109498983A - 无导线起搏器 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种无导线起搏器，所述无导线起搏器包括无导线起搏装置和支撑部；所述支撑部设置于所述无导线起搏装置的头部，所述支撑部至少部分包围所述无导线起搏装置的头端，所述支撑部的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开，在所述无导线起搏器被释放到一指定位置时，所述支撑部的头端具有抵在所述指定位置上的着力点，由此在所述无导线起搏器植入到心脏内的指定位置后，抵在心肌上的支撑部的头端可以增加心肌的受力点甚至是受力面积，缓冲无导线起搏器的重力导致的心肌受力，进而减小心肌单位面积所受的作用力，避免心肌穿孔的问题。

Description

无导线起搏器

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种无导线起搏器。

背景技术

心脏起搏系统可以治疗心脏起搏和传导功能障碍性心脏疾病，能够有效降低严重心动过缓患者死亡风险，提高患者生活质量。传统的心脏起搏系统包括起搏器和电极导线两部分，通过起搏器产生电脉冲，该电脉冲被电极导线传导至与心肌所接触的电极，进而刺激心肌，使心脏激动和收缩。但其存在以下缺陷：(1)因电极导线的存在，容易引起电极脱位、导线断裂、心脏穿孔、导线路径的静脉血栓等副作用，不仅影响起搏器的正常工作，而且严重危害患者的生命健康与生活质量；(2)电极拔除手术难度较大，需要在较大的电生理中心并由技术熟练的医生完成。

随着技术的不断研发，目前心脏起搏系统的起搏器和电极集成在一起，构成无导线起搏器，由此可以解决传统的心脏起搏器系统的一些缺陷。目前无导线起搏器其外形大多是条状，且其固定机制大致有两种：1、头端带有螺旋结构，可旋入心肌；2、头端有锚状结构，锚状结构有弹性可竖直缩回在收缩鞘管内，将其从收缩鞘管中推出后，锚状结构会刺入心肌并进一步呈钩状以达到固定效果。这两种固定机制均是采用头端一端固定的方式，当头端嵌入到心肌上后，会使心肌受到较大的压力或拉力(很多情况为压力)，而且由于无导线起搏器本身有一定重量，无导线起搏器长时间随心肌跳动会向锤子一样击打心肌，有极大的心肌穿孔的风险。

发明内容

本发明的目的在于提供一种无导线起搏器，能降低心肌穿孔的风险。

为了实现上述目的，本发明提供一种无导线起搏器，包括无导线起搏装置和支撑部，所述支撑部设置于所述无导线起搏装置的头部，所述支撑部至少部分包围所述无导线起搏装置的头端，所述支撑部的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开，在所述无导线起搏器被释放到一指定位置时，所述支撑部的头端具有抵在所述指定位置上的着力点。

可选地，所述支撑部包括两根以上支撑体，每根所述支撑体的尾端设置于所述无导线起搏装置的头部，所述支撑体的尾端构成所述支撑部的所述尾端，所述支撑体的头端沿所述无导线起搏装置的尾端至头端的方向延伸而成为自由端，所述自由端构成所述支撑部的头端，在所述无导线起搏器被释放到所述指定位置时，至少一部分所述支撑体的头端抵在所述指定位置上而作为所述着力点。

可选地，至少一部分所述支撑体具有感知电极，所述无导线起搏装置的头端设有起搏电极；或者，一部分所述支撑体具有感知电极，另一部分所述支撑体具有起搏电极；在所述无导线起搏器被释放到所述指定位置时，所述起搏电极和所述感知电极均能接触到所述指定位置。

可选地，所述支撑部的材质为弹性材料。

可选地，所述支撑部为自适应膨胀结构。

可选地，所述支撑体的数量为多根，所有所述支撑体的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开后呈裙状，且所述支撑体从所述支撑体的头端至所述支撑体的尾端之间的支撑体区域的形状为直线型或曲线型。

可选地，在所有所述支撑体的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开而呈裙状时，所有所述支撑体的头端均匀分布在一圆的圆周上，或者，所有所述支撑体关于所述无导线起搏装置呈轴对称。

可选地，所述支撑体的头端的形状为圆滑结构、平面结构或折页结构。

可选地，所述支撑体的形状为环形，所述支撑体的头端为所述环形的一部分。

可选地，所述支撑部在相对所述无导线起搏装置的头端释放展开后，呈套在所述无导线起搏装置的头部上的圆台结构或棱柱台结构或裙状网结构。

可选地，所述无导线起搏装置的头端上设有连接到所述指定位置上的固定机构。

可选地，所述固定机构为起搏电极。

与现有技术相比，本发明提供的技术方案具有以下有益效果：

本发明的无导线起搏器，包括无导线起搏装置和支撑部；所述支撑部设置于所述无导线起搏装置的头部，所述支撑部至少部分包围所述无导线起搏装置的头端，所述支撑部的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开，在所述无导线起搏器被释放到一指定位置时，所述支撑部的头端具有抵在所述指定位置上的着力点。由此在所述无导线起搏器植入到心脏内的指定位置后，抵在心肌上的支撑部的头端可以增加心肌的受力点甚至是受力面积，还可以给心肌以相反方向的支撑力，缓冲无导线起搏器的重力导致的心肌受力，进而减小心肌单位面积所受的作用力，避免心肌穿孔的问题。

附图说明

图1是本发明一实施例的无导线起搏器的结构示意图；

图2是本发明一实施例的无导线起搏器释放到心肌上后的示意图；

图3是本发明一实施例的无线起搏系统的导引器的各部件配合的结构示意图；

图4是本发明一实施例的无线起搏系统的输送器和导引器的扩张鞘配合的结构示意图；

图5至图7是本发明一实施例的植入无导线起搏器过程中的示意图；

图8至图9是本发明一实施例的取出无导线起搏器过程中的示意图；

其中，附图标记如下：

1-无导线起搏器；11-无导线起搏装置；12-支撑体；13-固定机构；14-连接机构；

2-导引器；21-导引鞘；22-扩张鞘；221-扩张鞘的前端；23-导丝；

3-输送器；31-收缩鞘；32-定位鞘；

4-心脏；41-下腔静脉；42-上腔静脉；43-右心室；44-右心房；

51-取出鞘；52-抓捕机构(例如套索)。

具体实施方式

为使本发明的目的、特征更明显易懂，下面结合附图对本发明的技术方案作详细的说明，然而，本发明可以用不同的形式实现，不应只是局限在所述的实施例。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且均使用非精准的比率，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。此外，需要进一步说明的是，本发明中所提及的某部件的“头端”和“前端”均是指在该部件被植入体内时最先进入体内的一端，相应地，某部件的“尾端”和“后端”均是指在该部件被植入体内时最后进入体内的一端或者裸露在体外的一端。本文中“所有所述支撑体的头端向着远离所述无导线起搏装置的头端方向延伸”、“所述支撑部的头端所在的部分向着远离所述无导线起搏装置的头端的方向延伸”以及“所述支撑体的头端沿所述无导线起搏装置的尾端至头端的方向延伸而成为自由端”的含义均包括：当所述支撑部(即一实施例中的所有支撑体)在收缩状态下的轴线与无导线起搏装置的轴线重合时，无导线起搏装置和收缩的支撑部是沿所述轴线依次连接在一起的，即支撑部和无导线起搏装置连接在一起后的总长度大于无导线起搏装置和支撑部(即一实施例中的任意一根支撑体)自己的长度。也可以理解为，当支撑部(即一实施例中的所有支撑体)在释放展开状态时，可以将无导线起搏装置看做是一朵花的花径，支撑部相当于开在花径上的花朵(每一片花瓣即一实施例中的一个支撑体)。

请参考图1，本发明一实施例提供一种无导线起搏器1，其包括无导线起搏装置11和和支撑部，支撑部设置于无导线起搏装置11的头部，支撑部至少部分包围无导线起搏装置11的头端，支撑部的头端相对无导线起搏装置11的头端释放展开，在无导线起搏器被释放到一指定位置时，支撑部的头端具有抵在指定位置上的着力点。本实施例中，无导线起搏装置11的头部指包含无导线起搏装置11的头端的部分。

本实施例中，支撑部为尾端套在无导线起搏装置11上的结构，即支撑部的尾端能够包围部分长度的无导线起搏装置11。支撑部包括多根支撑体12，能够包围部分长度的无导线起搏装置11。每根支撑体12的尾端(未图示)设置在无导线起搏装置11的头端(未图示)上，支撑体12的尾端构成支撑部的尾端，所有支撑体12的头端(未图示，即支撑体12的自由端)沿无导线起搏装置的尾端至头端的方向延伸，并从无导线起搏装置11的头端向外延伸出去而成为自由端，且所有支撑体12的头端能相对无导线起搏装置11的头端释放展开。支撑体12的头端构成支撑部的头端。在无导线起搏器1被释放到一指定位置时，部分或全部的支撑体12的头端能抵在指定位置(例如右心尖)的心脏组织上并能够和指定位置的心脏组织产生相互作用，以将无导线起搏装置11固定在指定位置。此时，有多少根支撑体12的头端抵在心脏组织上，该支撑部的头端就会具有抵在指定位置上的多少个着力点。

本实施例中，每根支撑体12为环形且长度相同、环的大小也相同，其成型方法可以是：将一由弹性的电极导线材料制成的线体弯曲后，两端对齐并均固定到无导线起搏装置11的头端。此时，每根支撑体12的头端为环形的一部分，即为圆滑的弧线结构。这种支撑体12的结构以及制作方法，首先，使得单个支撑体12的制作工艺得到简化，成本低；其次，可以直接使得各个支撑体12的头端是圆滑结构，避免支撑体12释放展开而抵在指定位置的组织时刺破组织，进而避免心穿孔问题；再者，还能使得所有支撑体的长度相同，能够在释放展开后对指定位置的组织产生均匀的作用力，能够使得无导线起搏装置11固定更加牢靠，避免无导线起搏装置11发生不必要的倾斜。

本实施例中，支撑体12的数量为4～10根，在所有的支撑体12的头端释放展开后，所有的支撑体12呈套在无导线起搏装置11的头端上的裙状结构，所有的支撑体12的头端均匀分布在一圆的圆周上，以使得所有的支撑体12以及指定位置的组织均受力均匀，所有的支撑体12的尾端均匀分布在另一圆的圆周上，所有的支撑体12的头端所围的圆的半径大于所有的支撑体12的尾端所围的圆的半径，且这两个圆的圆心均落在无导线起搏装置11的轴线上，由此，无论无导线起搏器1处于所有的支撑体12聚拢回收的状态还是处于所有的支撑体12释放展开的状态，无导线起搏装置11的轴线均处于所有的支撑体12所围的空间的中心，由此，不仅能够将无导线起搏装置11固定牢靠，还能避免无导线起搏装置11发生不必要的倾斜。所有的支撑体12完全释放展开时，任意两根支撑体12头端的间距应大于指定位置的心脏空间的长度，例如约0.5毫米～50毫米，以在不损伤心脏组织的基础上，将指定位置的心脏空间撑开并利用肌肉回缩力挤压支撑体12以实现无导线起搏器1的固定，即支撑体12和指定位置的心脏组织之间有相互作用力。当然在本发明的其他实施例中，也允许所有支撑体12的长度不均一，但是优选地，这些长度不均一的支撑体12在释放展开后对指定位置的心脏组织能够产生均匀分布的作用力。

本实施例中，支撑体12的线体的直径为0.05毫米～1毫米，在本发明的其他实施例中，支撑体12还可以是环形片体结构，其厚度为0.05毫米～1毫米。优选地，支撑体12的制作材料为生物相容性优良、轻质且高弹性的材料，例如是镍钛合金等记忆金属材料，以使其尽量轻质，弹性恢复性能高且起到较好的固定作用，同时几乎不会增加无导线起搏器1的重力，以尽量不增加无导线起搏器1的重力对心肌的压力或拉力。

在本发明的其他实施例中，在所有的支撑体12释放展开后，所有的支撑体12可以关于无导线起搏装置11呈轴对称，也能够使得指定位置的组织受力相对均匀，避免发生心穿孔问题。应当认识到，从支撑体12的头端到该支撑体12的尾端的支撑体区域的形状不受限制，可以为直线型，也可以为曲线型。

由于本实施例中的支撑体12为环形，其头端可以穿过一牵引丝，牵引丝用于在受到牵拉作用后，通过支撑体12的头端牵拉支撑体122以使得所有支撑体12的头端向这些头端所围中心聚拢回收，以及在受到松线作用后使得被聚拢回收的支撑体12的头端向着远离聚拢中心(例如无导线起搏装置11的轴线)的方向释放展开。

需要说明的是，本实施例的支撑体12采用弹性的电极导线材料制成，并采用环形结构，其具有自适应膨胀的能力，即环形的支撑体12本身即为自适应膨胀结构，能够根据支撑体12所处的空间大小来自动调整其环形的大小，以与周围空间相适配。但本领域技术人员应当认识到，支撑体12的头端不限于上述的一段环形结构，还可以是完整的环、外表面圆滑的钩、圆球、圆柱或椭球等圆滑结构，在受到压力或拉力时同样也不损伤心脏组织，且能够将无导线起搏装置11固定到指定位置。此外，支撑体12的形状也不仅仅限于上述环形结构，可以是其他任意合适的形状，即使支撑体12自身不具有自适应膨胀功能也可，也就是说，只要支撑体12能尾端与无导线起搏装置11的头端固定相连，头端向前伸出而成为自由端，以使得支撑部整体上是从无导线起搏装置的头端向前延伸出去的，支撑体12的形状可以是任意合适的形状，所有的支撑体12可以是不同形状尺寸的结构的组合，也可以是相同形状尺寸的结构的组合，例如，支撑体12为一段片体，且其头端可以为平行于无导线起搏装置头端平面的平面结构或者折叠到平行于无导线起搏装置头端平面的平面上的平面结构或者折页结构(该折页结构是支撑体的头端采用向屏风折叠方式折叠形成)，这些头端结构同样可以支撑在指定位置的组织上，能够在增大受力面积的同时不会对该位置的组织造成损伤。此外，在本发明的其他实施例中，支撑部也不仅仅限于由多根支撑体组成的结构，还可以是其他任意合适的结构，只要该支撑部能够相对无导线起搏装置11向前伸出，在植入时能够相对无导线起搏装置11先接触心脏组织，且在被释放展开时能够与指定位置的心脏组织之间有多个受力点或受力面，就能够达到本发明的目的，例如支撑部还可以是由多根支撑体以及连接在相邻的支撑体之间的网组成的结构，在被释放展开后呈具有支撑骨条的裙状网结构，支撑部还可以在被释放展开时呈一套在无导线起搏装置的头部上的圆台结构(对应支撑部的尾端的台面小，对应支撑部的头端的台面大)或棱柱台结构(对应支撑部的尾端的台面小，对应支撑部的头端的台面大)或者无支撑骨条的裙状网结构等等，这些支撑部的结构相对多根支撑体组成的结构而言，能够降低支撑部的制作难度及其组装到无导线起搏装置11的头端上的操作难度。进一步优选地，为圆台结构、棱柱台结构或裙状网结构等的支撑部也为自适应膨胀结构，采用弹性材料制作，以能够根据支撑部所处的空间大小来自动调整其大小，以与周围空间相适配。

在本实施例中，全部的支撑体12整体上均采用弹性的电极导线材料制作，全部的支撑体12可以均用作感知心电信号的感知电极，无导线起搏装置11的头端上设有用于传递起搏信号的起搏电极，在无导线起搏器1被释放到指定位置时，起搏电极和感知电极均能接触到指定位置的心脏组织的表面或嵌入到指定位置的心脏组织中，由此，一方面，感知电极和起搏电极用于在所有的支撑体12释放展开后，接触指定位置的心脏组织并对心脏进行感知和起搏，另一方面，感知电极和起搏电极位于不同的部件上，还可以避免感知电极和起搏电极之间存在信号干扰的情况。在本发明的其他实施例中，还可以设定一部分支撑体12为起搏电极，另一部分支撑体12为感知电极，由此有利于无导线起搏装置11的尺寸减小，且无导线起搏装置11电连接各个支撑体12以向各个支撑体12收发信号。当然，在本发明的其他实施例中，支撑体12也可以是其他材料制成的，主要能够实现上述的支撑固定作用以及避免心穿孔问题即可，这种情况下，可以通过贴装、嵌入等手段在相应的支撑体12上设置感知电极和/或起搏电极。

在本发明的各实施例中，无导线起搏装置11用于向支撑体12发送信号和接收支撑体12的信号，或用于向心脏组织发送信号和接收支撑体12的信号，其外层可以是圆柱状的密封壳体，壳体内含有无导线起搏器1工作运行所需的电子部件，如控制组件、无线通讯电子组件、电池组件以及存储器等，控制组件至少用于产生脉冲式的起搏信号并控制治疗递送以及无导线起搏装置11的其他功能，电池组件用于将电力提供给控制组件以及存储器等，存储器可以是寄存器等，用于存储数据和相关参数等，无线通讯电子组件用于与外部设备(诸如由临床医生或其他用户在医疗设施中使用的程控器、位于患者家中的家庭监测器或者手持设备等)双向无线通信，外部设备可用于设置和获取无导线起搏装置11中的参数(包括表征无导线起搏器1的工作状态的参数以及无导线起搏器1感测的患者心脏的参数等)。

可以想到的是，无导线起搏装置11的外层密封壳体可以是圆柱体、长方体、棱柱或其它大体呈柱形的结构，其侧边可以是直线，也可以是曲线，只要其能够实现起搏作用，且在尺寸上被减小，以能够经由穿过静脉的输送器的鞘管移动，以实现心脏内植入，本发明便意图包含这些技术方案在内。

请参考图1和图2，本实施例的无导线起搏器1还包括设置在无导线起搏装置11的头端上的固定机构13以及设置在无导线起搏装置11的尾端上的连接机构14，固定机构13用于与指定位置的心脏组织(例如心肌)连接在一起，可以为螺旋结构(该螺旋结构本身可以为起搏电极，或者该螺旋结构与心脏组织接触的区域上设有起搏电极)，能够旋入指定位置的心肌中，也可以为锚状结构，该锚状结构有弹性，能刺入心肌并进一步呈钩状以达到固定效果。连接机构14可以用于与输送器连接，以便于通过输送器将无导线起搏器1推送到指定位置，连接机构14可以是一带有外螺纹的凸块(未图示)，该凸块通过一连接杆(未图示)与无导线起搏装置11的尾端一体成型，该凸块和连接杆能够被一取出鞘前端的套索套住，以便于无导线起搏器1的取出。在这里，无导线起搏装置11靠近该固定机构13的部分为头部，无导线起搏装置11包括该固定机构13的一端为头端。

请参考图2，本实施例的无导线起搏器1被释放到指定位置上时，固定机构13旋入或嵌入心肌，与心肌连接，各根支撑体12展开呈裙状结构排布并支撑在心肌壁上，且因其头端为圆滑的弧形结构，不会刺入心肌而对心脏造成损伤。由于无导线起搏器1本身具有重力，会对心肌造成一定的压力或拉力(很多情况为压力)。当心肌受到来自无导线起搏器1的压力或拉力时，呈裙状结构排布的支撑体12始终保持无导线起搏器1和心肌贴合，且支撑体12很轻，几乎不会增加无导线起搏器1的重力，不仅不会增大心肌上感受到的压力或拉力，而且还可以增加心肌的受力面积，减小心肌单位面积所受的力，从而避免心肌穿孔的问题。尤其是当心肌受到来自无导线起搏器1的重力造成的向下拉力时，呈裙状结构排布的支撑体12始终保持无导线起搏器1和心肌贴合，并可以给心肌以相反方向的支撑力，由此减小心肌所受的拉力，减少无导线起搏器1随心肌跳动时对心肌造成的冲击，进而减小心肌穿孔的几率。

应当认识到，所有的支撑体12的长度可以不完全相同，因此当无导线起搏器1被释放到指定位置上时，各根支撑体12展开呈裙状结构排布，且仅有长度较长的支撑体12支撑在心肌壁上，同样也能起到增加无导线起搏器1与心肌的接触点以及接触面积的作用。

综上所述，本发明的无导线起搏器，包括无导线起搏装置和支撑部；所述支撑部设置于所述无导线起搏装置的头部，所述支撑部至少部分包围所述无导线起搏装置的头端，所述支撑部的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开，在所述无导线起搏器被释放到一指定位置时，所述支撑部的头端具有抵在所述指定位置上的着力点，由此在所述无导线起搏器植入到心脏内的指定位置后，抵在心肌上的支撑部的头端可以增加心肌的受力点甚至是受力面积，还可以给心肌以相反方向的支撑力，缓冲无导线起搏器的重力导致的心肌受力，进而减小心肌单位面积所受的作用力，避免心肌穿孔的问题。

请参考图1至9，本发明一实施例还提供一种输送系统，包括：无导线起搏器1、输送器3、导引器2和取出鞘51。输送器3和导引器2配合使用，在手术过程中将所述无导线起搏器1输送至心脏4的右心尖等指定位置处固定，消除了传统电极导线带来的副作用。并且在无导线起搏器1植入过程中，导引器可以引导输送器进入患者体内并到达合适位置，所述输送器3能够将无导线起搏器1送入到患者体内并对无导线起搏器1的位置进行调节，使操作者能够便捷地找到无导线起搏器1的最佳起搏位置，从而提高无导线起搏器1的起搏效果。

本实施例的无线起搏系统的无导线起搏器1的具体结构可以参考上文，在此不再赘述。

请参考图3，本实施例中，导引器2包括导引鞘21、扩张鞘22和导丝23，在需要植入无导线起搏器1时，可以先通过穿刺技术将导丝23的前端固定在指定位置(例如右心尖)的心脏组织上，然后，将扩张鞘22置于导引鞘21中，将扩张鞘22的鞘管套在导丝23上，以使得扩张鞘22沿导丝23移动，以引导导引鞘21到达合适位置。本实施例中，扩张鞘22的前端221为锥形过渡结构，扩张鞘22的鞘管装配在导引鞘21的鞘管中后，扩张鞘22的前端221能够从导引鞘21的鞘管的前端中伸出，扩张鞘22的鞘管后端和导引鞘21的鞘管后端均可以设有管座(未图示)，当扩张鞘22的前端220从导引鞘21的鞘管的前端中伸出后，扩张鞘22的鞘管后端的管座抵在导引鞘21鞘管后端的管座上并可以进一步通过螺纹连接或抓捕连接的方式固定在一起，导引鞘21的鞘管能够沿扩张鞘22的鞘管轴向移动，从而使得扩张鞘22能够在患者的血管内前进过程中扩张血管的大小，并使导引鞘21的鞘管能够顺利进入到血管中。

输送器3包括收缩鞘31和定位鞘32。定位鞘32的头端可以通过螺纹连接或抓捕连接(包括套索、卡扣等)的方式连接到无导线起搏装置11的尾端上，定位鞘32连接着无导线起搏器1一起进入到收缩鞘31中，无导线起搏器1的支撑体12在收缩鞘31中的状态可以是完全释放展开的状态，也可以是完全聚拢回收的状态，还可是介于完全释放展开的状态和完全聚拢回收的状态之间的中间状态。收缩鞘31可以在扩张鞘22从导引鞘21中取走后插入到导引鞘21中。优选地，定位鞘32的主体使用绕簧结构，该绕簧结构可以增强定位鞘32的弯曲性能，方便定位鞘32通过复杂的心内组织结构。定位鞘32可以推动无导线起搏器1沿收缩鞘31的鞘管轴向移动，并进一步使得无导线起搏器1从收缩鞘31的前端脱离出来而释放展开到指定位置。显然，定位鞘32的长度应大于导引鞘21和收缩鞘31装载在一起的长度。

为了便于在无导线起搏器1的植入过程中，能多次回收和释放无导线起搏器1，以调整无导线起搏器1至最佳位置，还可以在支撑体12的头端上穿过牵引丝(未图示)，该牵引丝能足够长，且长于导引鞘21和收缩鞘31的长度，能从收缩鞘31的前端延伸至导引鞘21和收缩鞘31的尾端并向外伸出，从而可以使得操作者在植入无导线起搏器1的过程中，通过牵引丝的牵拉作用来将无导线起搏器1回收至收缩鞘31的鞘管内，当无导线起搏器1通过定位鞘32输送至指定位置时，牵引丝即能使得支撑体12完全释放展开，又能有部分裸露在收缩鞘31鞘管外，由此，在无导线起搏器1成功起搏并固定可靠后，操作者可在收缩鞘的尾端剪断牵引丝以取出所有牵引丝。

优选地，导引鞘21、扩张鞘22、收缩鞘31和定位鞘32的鞘管的前端均为弯型结构，弯型结构的弯曲角度为固定角度(例如为45°)或可调角度(例如为0～180°可调)，由此适应心脏内部的空间结构，有益于降低将导引鞘21的前端进入血管的难度。

优选地，导引鞘21的鞘管的前端设有显影环(未图示)，显影环在手术过程中可在一外部的影像设备通信连接，以标识导引鞘21的鞘管的位置。

需要说明的是，本发明具体实施例的各部件的各端不限于在图1至9中示出的形状，还可以是其他任意合适的形状。例如，无导线起搏装置11的头端和尾端、导引鞘21的前端、扩张鞘22的前端、收缩鞘31的前端和定位鞘32的前端还可以是圆形的、半球形的、圆锥形的或多面体形的等等。

此外，本实施例的无线起搏系统还包括外部的控制电子设备，外部的控制电子设备与无导线起搏器1无线连接并双向通信，用于设置和获取无导线起搏装置11中的参数(包括表征无导线起搏器1的工作状态的参数以及无导线起搏器1感测的患者心脏的参数等)。

请参考图5至图9，本实施例还提供一种上述的输送系统的使用方法，包括无导线起搏器1的植入过程和无导线起搏器1的取出过程。

其中，请参考图5至图7，无导线起搏器1的植入过程具体如下：

步骤一，通过腋静脉(未图示)、上腔静脉42向患者穿入导丝23；

步骤二，将扩张鞘22置于导引鞘21内，直至扩张鞘22的前端220穿出导引鞘21的前端，且扩张鞘22后端的管座和导引鞘21后端的管座抵在一起，通过两鞘管管座上的机构使扩张鞘22和导引鞘21的管座固定在一起，将扩张鞘22套在导丝23上，并在X光下使得扩张鞘22沿着导丝23缓慢移动，以将扩张鞘22、导引鞘21从经上腔静脉42递送到如图5中所示位置。

步骤三，当导引鞘21的鞘管到达合适的位置后，松开导引鞘21和扩张鞘22的管座之间的连接，进而撤去扩张鞘22和导丝并保留导引鞘21在原位。

步骤四，将定位鞘32的前端连接到无导线起搏器1的无导线起搏装置11的尾端上，然后将定位鞘32连带无导线起搏器送入到收缩鞘31中，再将装好无导线起搏器1和定位鞘32的收缩鞘31缓慢伸入到导引鞘21中，并通过定位鞘32缓慢推动环绕旋转无导线起搏器1，以将无导线起搏器1送到需要植入的指定位置，并使无导线起搏器1上的电极和无导线起搏装置11上的起搏电极与心肌壁接触，此时可以通过与无导线起搏器1无线通信连接的例如医生程控器等外部电子设备来设置和测试无导线起搏器1的起搏、感知电学参数，如果是由于起搏感知点位置不佳导致的起搏、感知电学参数不理想，可以通过回撤定位鞘32以将无导线起搏器1收回到导引鞘21中，再通过定位鞘32的转动等操作来调整无导线起搏器1的位置，调整完后再次推动定位鞘32将无导线起搏器1释放，由此调整感知电极、起搏电极在心脏内的位置，并再次通过外部设备测试起搏、感知电学参数，直到获得较佳或最佳的电学参数为止，以使得无导线起搏器1处于最佳起搏位置并固定牢靠。

S5，植入完成后，松开定位鞘32和无导线起搏装置11的连接，并将定位鞘32、导引鞘21和收缩鞘31等除无导线起搏器1以外的所有部件取走。

同理，操作者也可采用上述实施方式将无导线起搏器1通过下腔静脉41植入到心脏内的指定位置，还可以采用上述实施方式将无导线起搏器1通过心脏40外围的其他静脉系统植入到左侧心房等位置，故本发明也意图包含该技术方案在内。

此外，本实施例的无导线起搏器系统的无导线起搏器1还可通过有线或无线的方式与心脏内的其他的无导线起搏器结合，实现真正的无导线双腔、三腔起搏，使无导线起搏器这一先进技术能够让更多病人受益。

请参考图8和图9，无导线起搏器1的取出过程如下：

首先，先通过腋静脉、上腔静脉42穿入导丝23，在通过导丝23同时穿入导引鞘21和扩张鞘22，在X光下缓缓移动，将导引鞘21和扩张鞘22的鞘管缓缓送入到合适位置(即靠近心内植入的无导线起搏器1的位置)，如图8所示。

然后，缓缓抽出扩张鞘22和导丝23，将取出鞘51通过导引鞘21送到靠近心内植入的无导线起搏器1的位置，如图9所示，在X光下缓缓移动、旋转取出鞘51，将取出鞘51前端的抓捕机构52连接到无导线起搏器1的无导线起搏装置11的尾端的连接机构14上，例如抓捕机构52为套索，通过套索套到连接机构14上，再在X光下缓缓移动、旋转取出鞘51，以拉紧套索，使得取出鞘51和无导线起搏器1稳固连接，然后，缓缓旋转取出鞘51，使得无导线起搏器12转出而脱离心肌，并进一步通过缓缓移动、旋转取出鞘51，使得取出鞘51带动无导线起搏器1从导引管21的后端出来。

综上所述，本发明的输送系统，能够使得无导线起搏器的植入操作变得更加方便、更佳精确。

显然，本领域的技术人员可以对发明进行各种改动和变型而不脱离本发明的精神和范围。这样，倘若本发明的这些修改和变型属于本发明权利要求及其等同技术的范围之内，则本发明也意图包含这些改动和变型在内。

Claims (12)

1.一种无导线起搏器，其特征在于，包括：无导线起搏装置和支撑部，所述支撑部设置于所述无导线起搏装置的头部，所述支撑部至少部分包围所述无导线起搏装置的头端，所述支撑部的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开，在所述无导线起搏器被释放到一指定位置时，所述支撑部的头端具有抵在所述指定位置上的着力点。

2.根据权利要求1所述的无导线起搏器，其特征在于，所述支撑部包括两根以上支撑体，每根所述支撑体的尾端设置于所述无导线起搏装置的头部，所述支撑体的尾端构成所述支撑部的尾端，所述支撑体的头端沿所述无导线起搏装置的尾端至头端的方向延伸而成为自由端，所述自由端构成所述支撑部的头端，在所述无导线起搏器被释放到所述指定位置时，至少一部分所述支撑体的头端抵在所述指定位置上而作为所述着力点。

3.根据权利要求2所述的无导线起搏器，其特征在于，至少一部分所述支撑体具有感知电极，所述无导线起搏装置的头端设有起搏电极；或者，一部分所述支撑体具有感知电极，另一部分所述支撑体具有起搏电极；在所述无导线起搏器被释放到所述指定位置时，所述起搏电极和所述感知电极均能接触到所述指定位置。

4.根据权利要求1所述的无导线起搏器，其特征在于，所述支撑部的材质为弹性材料。

5.根据权利要求1所述的无导线起搏器，其特征在于，所述支撑部为自适应膨胀结构。

6.根据权利要求2所述的无导线起搏器，其特征在于，所述支撑体的数量为多根，所有所述支撑体的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开后呈裙状，且所述支撑体从所述支撑体的头端至所述支撑体的尾端之间的支撑体区域的形状为直线型或曲线型。

7.根据权利要求6所述的无导线起搏器，其特征在于，在所有所述支撑体的头端相对所述无导线起搏装置的头端释放展开而呈裙状时，所有所述支撑体的头端均匀分布在一圆的圆周上，或者，所有所述支撑体关于所述无导线起搏装置呈轴对称。

8.根据权利要求2所述的无导线起搏器，其特征在于，所述支撑体的头端的形状为圆滑结构、平面结构或折页结构。

9.根据权利要求8所述的无导线起搏器，其特征在于，所述支撑体的形状为环形，所述支撑体的头端为所述环形的一部分。

10.根据权利要求1所述的无导线起搏器，其特征在于，所述支撑部在相对所述无导线起搏装置的头端释放展开后，呈套在所述无导线起搏装置的头部上的圆台结构或棱柱台结构或裙状网结构。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的无导线起搏器，其特征在于，所述无导线起搏装置的头端上设有连接到所述指定位置上的固定机构。

12.根据权利要求11所述的无导线起搏器，其特征在于，所述固定机构为起搏电极。